Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Engineering
Click here for the English version

Engineering

Microfluïdisch apparaat voor de scheiding van niet-gemetastaseerde (MCF-7) en niet-tumor (MCF-10A) borstkankercellen met behulp van AC-dielectroforese

Published: August 11, 2022 doi: 10.3791/63850
Automatic Translation
1, 2, 3, 4,5
1Department of Biomedical Engineering, Foundation University Islamabad, 2College of Medical Technology, The Islamic University Najaf, 3Faculty of Mechanical Engineering, University of Tabriz, 4Department of Engineering Mathematics, University of Bristol, 5School of Life Sciences, University of Warwick

Summary

Borstkankercellen vertonen verschillende diëlektrische eigenschappen in vergelijking met niet-tumor borstepitheelcellen. Er is verondersteld dat, op basis van dit verschil in diëlektrische eigenschappen, de twee populaties kunnen worden gescheiden voor immunotherapiedoeleinden. Om dit te ondersteunen, modelleren we een microfluïdisch apparaat om MCF-7- en MCF-10A-cellen te sorteren.

Abstract

Dielectroforetische apparaten zijn in staat om kankercellen op een labelvrije, kosteneffectieve, robuuste en nauwkeurige manier te detecteren en te manipuleren met behulp van het principe van polarisatie van de kankercellen in het monstervolume door een extern elektrisch veld toe te passen. Dit artikel laat zien hoe een microfluïdisch platform kan worden gebruikt voor continue sortering met hoge doorvoer van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) met behulp van hydrodynamische dielectroforese (HDEP) uit het celmengsel. Door een elektrisch veld te genereren tussen twee elektroden die naast elkaar zijn geplaatst met een microngrote opening ertussen in een HDEP-microfluïdische chip, kunnen niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) worden weggeduwd, met negatieve DEP in het hoofdkanaal, terwijl de niet-gemetastaseerde borstkankercellen hun loop onaangetast volgen wanneer ze in celmedium worden gesuspendeerd vanwege de geleidbaarheid hoger dan de membraangeleiding. Om dit concept te demonstreren, werden simulaties uitgevoerd voor verschillende waarden van gemiddelde geleidbaarheid en werd het sorteren van cellen bestudeerd. Er werd een parametrisch onderzoek uitgevoerd en een geschikte geleidbaarheid van het celmengsel bleek 0,4 S/m te zijn. Door de gemiddelde geleidbaarheid vast te houden, werd een adequate AC-frequentie van 0,8 MHz vastgesteld, wat een maximale sorteerefficiëntie oplevert, door de elektrische veldfrequentie te variëren. Met behulp van de gedemonstreerde methode kan na het kiezen van de juiste celmengselsuspensiemediumgeleiding en frequentie van de toegepaste AC maximale sorteerefficiëntie worden bereikt.

Introduction

Een kwaadaardige tumor die zich in en rond het borstweefsel ontwikkelt, is wereldwijd een frequente oorzaak van borstkanker bij vrouwen, waardoor een kritiek gezondheidsprobleemontstaat 1. Borsttumoren vóór metastase kunnen worden behandeld door middel van een operatie als ze in een vroeg stadium worden gedetecteerd, maar als ze worden genegeerd, kunnen ze ernstige gevolgen hebben voor het leven van de patiënt door zich te verspreiden naar hun longen, hersenen en botten. De behandelingen die in latere stadia worden aangeboden, zoals bestraling en op chemicaliën gebaseerde therapieën, hebben ernstige bijwerkingen2. Recente studies hebben gemeld dat een vroege diagnose van borstkanker het sterftecijfer met 60% vermindert 3. Daarom is het noodzakelijk om te werken aan gepersonaliseerde vroege detectiemethoden. Hiertoe hebben onderzoekers die werkzaam zijn op verschillende gebieden van wetenschap en technologie microfluïdica gebruikt om apparaten te ontwikkelen voor de vroege diagnose van borstkanker4. Deze methoden omvatten celaffiniteitsmicrochromatografie, magnetisch geactiveerde microcelsorteerders, op grootte gebaseerde opvang en scheiding van kankercellen en on-chip dielectroforese (DEP)5,6. Deze microfluïdische technieken die in de literatuur worden gerapporteerd, maken nauwkeurige celmanipulatie, real-time monitoring en sortering van goed gedefinieerde monsters mogelijk, die dienen als een tussenstap in veel diagnostische en therapeutische toepassingen5. De integratie van deze sorteermechanismen met microfluïdica biedt flexibele en betrouwbare manipulatie van de doelcellen 7,8,9,10. Een van de belangrijkste voordelen van een dergelijke integratie is de mogelijkheid om te werken met vloeistofmonsters in nano- tot microlitervolumes en ook de elektrische eigenschappen van de monstervloeistof te manipuleren. Door de geleidbaarheid van de suspensievloeistof in microfluïdische apparaten aan te passen, kunnen de biologische cellen worden gesorteerd op basis van hun grootte en verschillen in hun diëlektrische eigenschappen11,12.

Onder deze technieken heeft on-chip DEP vaak de voorkeur, omdat het een labelvrije celsorteertechniek is die de elektrische eigenschappen van de biologische monsters benut. Van DEP is gemeld dat het biomonsters manipuleert zoals DNA13, RNA14, eiwitten15, bacteriën16, bloedcellen17, circulerende tumorcellen (CTC's)18 en stamcellen19. Microfluïdische apparaten die DEP gebruiken voor het sorteren van biologische monsters zijn uitgebreid gerapporteerd in literatuur20. Reservoir-gebaseerde DEP microfluïdische (rDEP) apparaten voor het sorteren van levensvatbare en niet-levensvatbare gistcellen zijn gemeld die de cellen beschermen tegen de nadelige effecten van elektrochemische reacties21,22. Piacentini et al. rapporteerden een gebogen microfluïdische celsorteerder die rode bloedcellen scheidde van bloedplaatjes met een efficiëntie van 97%23. On-chip DEP-apparaten met asymmetrische openingen en ingebedde elektroden zijn ook gemeld om levensvatbare en niet-levensvatbare cellen te sorteren24. Valero en Demierre et al. wijzigden de gebogen microfluïdische celsorteerder door twee arrays van micro-elektroden aan beide zijden van het kanaal25,26 te introduceren. Dit hielp bij het focussen van de cellen in het midden van het kanaal. Zeynep et al. presenteerden een op DEP gebaseerd microfluïdisch apparaat om MCF7-borstkankercellen te scheiden en te concentreren van leukocyten27. Ze rapporteerden een efficiëntie van het extraheren van MCF7-cellen uit leukocyten tussen 74% -98% met een frequentie van 1 MHz en een toegepaste spanning variërend van 10-12 Vpp. Aanvullende tabel 1 vertegenwoordigt een kwalitatieve en kwantitatieve vergelijking tussen de op DEP gebaseerde microfluïdische sorteerapparaten op basis van hun ontwerp, elektrodeconfiguratie en bedrijfsparameters (toegepaste frequentie en spanning).

Meer recent hebben onderzoekers geprobeerd de verschillen in het diëlektrische gedrag van borstepitheelcellen (MCF-10A) en niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) in een microfluïdische chip28,29 te meten. Jithin et al. karakteriseerden ook de diëlektrische reacties van verschillende kankercellijnen met behulp van een open coaxiale sondetechniek met frequenties tussen 200 MHz en 13,6 GHz30. Deze verschillen in de diëlektrische responsen van MCF-7 en MCF-10A cellijnen kunnen worden gebruikt om ze in runtime te scheiden en kunnen leiden tot de ontwikkeling van gepersonaliseerde diagnoseapparaten in een vroeg stadium.

In dit artikel simuleren we de gecontroleerde sortering van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) met behulp van AC-dielectroforese. Het gebied van verandering in het elektrische veld beïnvloedt de sortering in de microfluïdische chip. De voorgestelde techniek is eenvoudig te implementeren en maakt de integratie van de sorteertechniek in verschillende microfluïdische chiplay-outs mogelijk. Computational fluid dynamics (CFD) simulaties werden uitgevoerd om de scheiding van niet-gemetastaseerde borstkankercellen en niet-tumor borstepitheelcellen te bestuderen door de geleidbaarheid van het vloeibare medium waarin cellen werden gesuspendeerd te variëren. In deze simulaties wordt aangetoond dat, door de geleidbaarheid constant te houden en door de toegepaste frequentie te veranderen, de scheiding van kankercellen en gezonde cellen kan worden gecontroleerd.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

OPMERKING: Het protocol hier maakt gebruik van COMSOL, een multifysische simulatiesoftware, om de gecontroleerde sortering van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) te simuleren met behulp van AC-dielectroforese.

1. Chipontwerp en parameterselectie

  1. Open multiphysics software en selecteer Blank Model. Klik met de rechtermuisknop op de globale definities en selecteer Parameters. Importeer de parameters in tabel 1 in globale definities als een tekstbestand of voer de waarden afzonderlijk in.
  2. Selecteer Component toevoegen op het tabblad Start en voeg een 2D-component toe. Klik met de rechtermuisknop op geometrie en importeer het modelbestand door op het bestand te dubbelklikken.
  3. Kies een leeg materiaal en gebruik de materiaaleigenschappen uit tabel 1.
  4. Selecteer Natuurkunde toevoegen op het tabblad Start en typ AC/DC. Kies onder het AC/DC-knooppunt elektrische stromen als Natuurkunde onder het subknooppunt van elektrische velden en stromen.
  5. Klik met de rechtermuisknop op de elektrische stroom en kies de subknooppunten Stroombehoud, Isoleren en Elektrische potentiaal om de kanaalwanden te isoleren om potentiaal aan de elektroden toe te wijzen.
  6. Selecteer Fysica toevoegen op het tabblad Start en kies onder het knooppunt Fluid Flow de optie Creeping Flow Physics onder het subknooppunt van Single-Phase Flow. Klik met de rechtermuisknop op Single-Phase Flow en render de chipgrenzen als muren met behulp van de Wall-subnode .
  7. Klik met de rechtermuisknop op Single-Phase Flow en voeg twee inlaatsubknooppunten en één uitlaatsubknooppunt toe.
  8. Wijs de inlaten toe met behulp van het inlaatsubknooppunt en gebruik normaal in Stroomsnelheid als grensvoorwaarde. Wijs het stopcontact toe met behulp van het subknooppunt van de uitlaat.
  9. Selecteer Fysica toevoegen op het tabblad Start en kies onder het knooppunt Vloeistofstroom de optie Fysica van deeltjestraceringsstroom onder het subknooppunt van Deeltjestracering.
  10. Klik met de rechtermuisknop op het knooppunt Deeltjestracering en voeg de subknooppuntenwand, subknooppunten met twee deeltjeseigenschappen, twee inlaatsubknooppunten, één uitlaatsubknooppunt, twee dielectroforesekrachtsubknooppunten en één subknooppunt met sleepkracht toe.
    1. Stel deeltjeseigenschappen in voor zowel MCF-7- als MCF-10A-cellen met behulp van de subknoop Deeltjeseigenschappen . Kies de deeltjeseigenschappen uit parameters onder de sectie Algemene definitie .
    2. Voeg het subknooppunt Sleepkracht toe om de dielectroforetische kracht aan beide typen cellen toe te wijzen.
    3. Voeg in dit geval deeltjeseigenschappen toe vanuit de parametersectie. Voeg de Shell-subknoop toe aan modeldiercellen.
  11. Kies op het tabblad Start de optie Mesh toevoegen en selecteer Fijnmazigheid. Kies Mesh bouwen op het tabblad Start om een mesh te maken.
  12. Klik op het tabblad Home op Studie toevoegen om drie studiestappen toe te voegen. Studie Stap 1 is voor het simuleren van een frequentierespons; gebruik een subknooppunt Frequentiedomein .
    1. Als u een kruipende stroom wilt simuleren, kiest u een stationair studieknooppunt . Voeg twee tijdsafhankelijke stappen toe om omstandigheden te simuleren met dielectroforetische kracht en zonder dielectroforetische kracht.
    2. Voor de voorwaarde geen dielectroforetische optie Kiest u Selectie van fysica en variabelen, vinkt u het selectievakje Modelconfiguratie wijzigen voor de studiestap aan en schakelt u de dielectroforetische stap uit. Voor dielectroforetische aandoeningen, niet uitschakelen. Sla het bestand op en druk op Compute om de simulatie uit te voeren.
      OPMERKING: De microfluïdische chip die is ontworpen voor het sorteren van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) heeft twee afzonderlijke inlaten voor celmengselstroom en voor hydrodynamische stroomfocussering, respectievelijk, met breedtes van respectievelijk 20 μm en 40 μm, zoals weergegeven in aanvullende figuur 1 en aanvullende figuur 2.
    3. Wijs frequentie (f0) onder de subknoop frequentiedomein en spanning met behulp van de subknoop Elektrische potentiaal toe aan de schaafelektroden (295 μm breed) die langs de bovenste zijwand van de sorteerkamer zijn geplaatst. Gebruik bij de uitlaat de "freeze" wandconditie om de gesorteerde deeltjes te visualiseren.

2. Wiskundig model en computationele analyse

  1. Controleer de operationele parameters voor het scheiden van niet-gemetastaseerde borstkankercellen en niet-tumor borstepitheelcellen in het microfluïdische apparaat door een CFD-studie (Computational Fluid Dynamic) op te zetten.
    OPMERKING: Hiervoor is multifysische software (AC/DC, Microfluidics en Particle Tracking modules) gebruikt. De heersende vergelijkingen en theoretische achtergrond worden in detail gegeven in aanvullend dossier 1. Het model werd getest met behulp van de diëlektrische eigenschappen van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) gerapporteerd in literatuur31,32, die zijn samengevat in tabel 1.
  2. Voer de CFD-simulaties uit door niet-gemetastaseerde borstkanker (MCF7) en niet-tumor borstepitheel (MCF-10A) cellijnen te introduceren met een verhouding van 1: 1 bij de celmengselinlaat.
    1. Voer in eerste instantie een mesh-onafhankelijkheidsstudie uit om de maaswijdte voor de simulaties te optimaliseren33.
      OPMERKING: Er is een mesh-onafhankelijkheidsstudie uitgevoerd om de beste oplossing voor de bedrijfsparameters te vinden. Er werd gekozen voor een set van vijf verschillende maaswijdten om de best mogelijke elementgrootte voor de convergentie van de oplossing te kwantificeren. Er werd waargenomen dat, wanneer het totale aantal elementen dat een maas definieert 635 (grover gaas) was, zoals weergegeven in aanvullende figuur 3A, de sorteerefficiëntie het laagst was, waarbij sommige MCF7-cellen naar de onderste uitlaat bewogen, zoals weergegeven in aanvullende figuur 3B. Toen de maaswijdte werd verhoogd tot fijn, nam ook het aantal elementen dat de maas definieerde toe tot 2.288. De sorteerefficiëntie was in dit geval maximaal, waarbij zowel MCF7- als MCF-10A-cellen naar hun respectieve uitgangen bewogen. Het fijnere gaas werd ook gesimuleerd, waarbij het aantal elementen dat het gaas definieerde toenam tot 3.188. De sorteerefficiëntie bleef ook na dit punt onaangetast. Daarom kunnen we gerust zeggen dat fijne maaswijdte in ons geval het beste werkt.
    2. Los twee sets CFD-studies op.
    3. Voor de eerste set klikt u met de rechtermuisknop op Studie 1 en voegt u het subknooppunt Parametric Sweep toe. Druk op het + teken om de vloeistof mediumgeleiding "σm" toe te voegen als de sweep variabele. Voer een parametrische veegstudie uit voor de vloeistofmediumgeleiding σm , variërend van 0,01 S/m tot 2,5 S/m, waarbij de toegepaste frequentie, f (Hz), constant blijft bij een waarde van 800 kHz.
    4. Voer voor de tweede set een Parametric Sweep-studie uit door de toegepaste AC-frequentie te variëren van 100 kHz tot 100 MHz, terwijl de geleidbaarheid van het vloeistofmedium, σm, voor elk geval op 0,4 S/m wordt vastgesteld. Deze σm-waarde werd gekozen op basis van de resultaten van de eerste CFD-studie, omdat een maximale scheiding tussen MCF-7 en MCF-10A bij deze waarde werd waargenomen.
    5. De sterkte van de dielectroforese (DEP) kracht, FDEP (-), uitgeoefend op een diëlektrisch bolvormig deeltje in een geleidend medium wordt gegeven door vergelijking 1T34:
      FDEP Equation 1 [1]
      Gebruik vergelijking 1 onder de subknoop met dielectroforetische kracht. In vergelijking 1 toont r de straal van het deeltje waarop FDEPwordt toegepast; K (-) staat bekend als de Clausius-Mossotti-factor; εm(-) toont de diëlektrische permittiviteit van het medium; en E(V/m) is de wortelgemiddelde kwadratische waarde van het elektrische veld.
    6. Gebruik vergelijking 2 voor een bolvormig deeltje onder de subknoop van de dielectroforetische kracht.
      Equation 2[2]
      In vergelijking 2 Equation 3 toont (-) de complexe permittiviteit van het deeltje waarop de DEP-kracht wordt uitgeoefend; Equation 4 (-) toont de complexe permittiviteit van de vloeistof rond het deeltje. De complexe permittiviteit Equation 3 en Equation 4 worden als volgt gedefinieerd35:
    7. Gebruik vergelijking 3 voor een bolvormig deeltje onder de subknoop van de dielectroforetische kracht:
      Equation 6[3]
      In vergelijking 3 toont εp (-) het reële deel van de complexe permittiviteit van het deeltje; εm (-) toont het reële deel van de complexe permittiviteit van de vloeistof rond het deeltje; σp (S/m) toont de deeltjesgeleiding; σm (S/m) toont de geleidbaarheid van het medium rond het deeltje; en ω (Hz) is de frequentie van het toegepaste elektrische veld.
      OPMERKING: Het teken Re(K) bepaalt de polariteit van de FDEP. Als het teken van Re(K) negatief is, ervaart het deeltje een negatieve dielectroforetische kracht (nDEP); in tegenstelling hiermee, als het teken van Re(K) positief is, impliceert dit een positieve dielectroforetische kracht (pDEP). Voor de Clausius-Mossotti factor (K) ligt de variatie binnen het bereik van -1 tot 1.
  3. Gebruik een aangepaste vorm van vergelijking 3 om biologische cellen zoals zoogdiercellen te modelleren, die complexer zijn en een meerlagige structuur hebben.
    K (Equation 7) = Equation 8 [4]
    In vergelijking 4 Equation 9 omvat (-) zowel de complexe permittiviteit van het cytoplasma ( Equation 10 -) als de complexe permittiviteit van het celmembraan ( Equation 11 -), en wordt als volgt gegeven:36
  4. Gebruik vergelijking 5 om "Equation 12" op te lossen:
    Equation 13[5]
    In vergelijking 5 tonen Rcyto (m) en Rmem (m) respectievelijk de straal van het celcytoplasma en het celmembraan.
  5. Gebruik vervolgens vergelijking 4 om Re (K) te plotten als een functie van het toegepaste elektrische veld voor zowel kanker als gezonde cellen. Bereken het reële deel van de Clausius-Mossotti (CM) factor, Re(K), om de dielectroforetische kracht (DEP) te kwantificeren die het deeltje ervaart.
  6. Klik met de rechtermuisknop op het knooppunt Resultaten , voeg het subknooppunt Deeltjesevaluatie toe en typ in het expressiegedeelte fpt.deff1.K om de CM-factor voor deeltje 1 en fpt.deff2.K voor deeltje 2 te plotten.
    OPMERKING: Alle protocolstappen die in de hoofdtekst worden vermeld, kunnen worden bekeken in de protocolvideo (video 1).

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Onderzoek naar de optimale operationele parameters voor effectieve DEP-gebaseerde sortering van niet-gemetastaseerde borstkanker (MCF-7) en niet-tumor borstepitheel (MCF-10A) cellen
Om een succesvolle scheiding van niet-gemetastaseerde borstkanker (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) met divergente diëlektrische eigenschappen te bereiken bij het ondergaan van dielectroforese, moeten hun K-factoren worden onderscheiden door de toegepaste frequentie vastte houden 37,38. De kwantificering van de diëlektrische reacties van niet-gemetastaseerde borstkankercellen en niet-tumor borstepitheelcellen onder een toegepast elektrisch veld en de berekening van de "K" -factor als functie van de toegepaste frequentie voor beide cellijnen werden bereikt met behulp van vergelijking 4. De resultaten in figuur 1 werden gegenereerd door alle diëlektrische parameters van de niet-gemetastaseerde borstkankercellen en niet-tumor borstepitheelcellen gefixeerd te houden, terwijl de toegepaste frequentie van het elektrische veld werd gevarieerd voor drie verschillende waarden van geleidbaarheid van de celsuspensiemedia, σm.

Zoals te zien is in figuur 1, ligt de waarde van K in elk geval binnen het bereik van -1 tot 1, in lijn met eerdere studies39,40. Niettemin verandert de plot van real(K) versus de frequentie voor zowel niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) als niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) volgens de waarde van de gemiddelde geleidbaarheid (σm). De resultaten in figuur 1 komen overeen met een recente studie waarin het effect van σm op Re(K) voor MCF-7-cellen werd gekwantificeerd41.

Figure 1
Figuur 1: Clausius-Mossotti factor. Het echte deel van de Clausius-Mossotti-factor, K, uitgezet als functie van de frequentie, voor MCF-7- en MCF-10A-cellen gesuspendeerd in een medium dat wordt gekenmerkt door een geleidbaarheid van (A) σm = 0,01 S/m; B) σm = 0,4 S/m; (C) σm = 1,2 S/m. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

Figuur 1 werd uitgezet met behulp van de MyDEP-tool voor drie verschillende σm-waarden, waarbij de toegepaste AC-frequentie van 100 kHz tot 100 MHz werd behouden en varieerd. Aanvankelijk werd de σm gekozen voor 0,01 S/m en de toegepaste AC-frequentie varieerde tussen 100 kHz en 100 MHz, zoals weergegeven in figuur 1A. Bij een toegepaste AC-frequentie van 100 kHz bleek de waarde van Re(K) voor MCF-10A-cellen 0,82 te zijn, wat betekent dat ze positieve dielectroforese (pDEP) ervaren en naar een gebied met een hoge elektrische veldsterkte moeten gaan. Evenzo ervaren de MCF-7-cellen op 100 kHz ook pDEP met een Re(K)-waarde van 0,76. De frequentie werd verhoogd in stappen van 100 kHz en de waarde van de CM-factor voor beide celtypen bleef aan de positieve kant gedurende het toegepaste frequentiespectrum. Door alle andere bedrijfsparameters constant te houden, werd de gemiddelde geleidbaarheid verhoogd tot 0,4 S/m om de Re(K) uit te zetten, zoals weergegeven in figuur 1B. MCF-10A en MCF-7 vertoonden negatief dielectroforese (nDEP) gedrag met Re(k) waarden van respectievelijk -0,46 en -0,31 bij 100 kHz. Naarmate de frequentie werd verhoogd tot 0,8 MHz, veranderde de DEP-respons van MCF-10-cellen en ervoeren ze pDEP met een Re(K)-waarde van 0,014. Dit gedrag van MCF-7 cellen wordt veroorzaakt door de Maxwell-Wagner polarisatie op het grensvlak tussen het celmembraan en het omringende celsuspensiemedium39,41. De frequentie waar deze verandering in DEP-respons wordt waargenomen, staat bekend als de cross-over frequentie, zoals weergegeven in figuur 1A42,22. De MCF-7-cellen ervoeren in dit geval nDEP. De frequentie werd verder verhoogd tot 100 MHz, maar beide celtypen veranderden hun DEP-gedrag niet en bleven dus onaangetast door de variaties in de toegepaste elektrische veldfrequentie. Wanneer de geleidbaarheid werd verhoogd tot 1,2 S/m, ervoeren de MCF-10A- en MCF-7-cellen nDEP bij 100 kHz. De Re(k)-waarden voor MCF-10A- en MCF-7-cellen waren in dit geval respectievelijk -0,49 en -0,43, zoals weergegeven in figuur 1C. Naarmate de frequentie werd verhoogd tot 0,8 MHz, veranderde de DEP-respons van de cellen niet, omdat ze nDEP bleven ervaren. Het negatieve DEP-gedrag van zowel MCF-7- als MCF-10A-cellijnen bij hoge waarden van celsuspensiemediumgeleidbaarheid komt overeen met eerder gerapporteerde studies 39,43,44. Het DEP-gedrag van de cellen bij frequenties hoger dan de eerste cross-over frequentie wordt bepaald door de interactie tussen cytoplasmatische geleidbaarheid en de suspensieoplossing45,46. Aan de andere kant, bij frequenties lager dan de eerste cross-over frequentie, wordt de diëlektrische respons van de cellen bepaald door de interactie tussen de celmembraangeleidbaarheid en het celsuspensiemedium.

Op basis van de resultaten in figuur 1 werden COMSOL-simulaties opgezet. Aanvankelijk werd de elektrische veldsterkte gekwantificeerd met behulp van deze simulatiesoftware, zoals weergegeven in figuur 2. Het is te zien dat de maxima van de grootte van het totale elektrische veld dat wordt gegenereerd door twee elektroden die naast elkaar op de bovenste wand van het sorteerkanaal zijn geplaatst, zich in de buurt van de elektroderanden bevinden. De pijlen geven de richting van het elektrische veld aan.

Figure 2
Figuur 2: Elektrische veldsterkte. Het elektrische veld wordt opgewekt door twee elektroden die naast elkaar worden geplaatst. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

De simulaties om MCF-7- en MCF-10A-cellen te sorteren, werden opgezet door de toegepaste AC-frequentie vast te houden op 0,8 MHz (cross-overfrequentie) en de waarde van σm te wijzigen. Drie waarden voor σm werden gekozen in overeenstemming met de Re(K)-plots in figuur 1. Aanvankelijk, toen σm 0,01 S /m was, ervoeren beide celtypen een positieve DEP, bewogen zich naar het gebied van hoge elektrische veldsterkte en verplaatsten zich van de bovenste uitlaat, zoals weergegeven in figuur 3A. De cytoplasmatische geleidbaarheid σcytoplasma voor beide cellijnen waren in dit specifieke geval hoger dan de gemiddelde geleidbaarheid σm , waardoor beide cellijnen dichter bij de elektroden aan de bovenkant van het microfluïdische kanaal47 moesten komen. De DEP-respons van de MCF-10A-cellen veranderde en ze ervoeren negatieve DEP, toen de σm werd verhoogd tot 0,4 S / m met de toegepaste frequentie vastgesteld op 0,8 MHz. Figuur 3B laat zien dat MCF-10A-cellen naar de bovenste uitlaat bewegen, terwijl MCF-7-cellen naar de onderste uitlaat bewegen. De reden voor deze scheiding is dat MCF-7-cellen meer gepolariseerd zijn in vergelijking met MCF-10A, omdat hun cytoplasmatische geleidbaarheid σcytoplasma groter is dan de gemiddelde geleidbaarheid σm, zoals te zien is in de celsorteervideo (video 2).

Figure 3
Figuur 3: Vaste frequentie celsortering. Simulatie van MCF-7 en gezonde celscheiding in de loop van de tijd door DEP in het microfluïdische apparaat dat is ontworpen. MCF-7 en gezonde celscheiding bij drie verschillende geleidbaarheidswaarden van het gesuspendeerde medium: (A) 0,01 S/m; B) 0,4 S/m; (C) 1,2 S/m. In elk geval was de toegepaste frequentie 0,8 MHz, de toegepaste spanning Vpp was 1,5 V en de stroomsnelheid bij de injectie-inlaat was 184 μm/s en 853 μm/s bij de stroomfocus-inlaat. In de simulatie worden MCF-7-cellen en MCF-10A-cellen weergegeven met respectievelijk blauwe en rode cirkels. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

Naarmate de gemiddelde geleidbaarheid verder werd verhoogd tot 1,2 S/m, werden zowel MCF-7- als MCF-10A-cellen beide minder polariseerbaar dan het medium eromheen vanwege lagere cytoplasmatische geleidbaarheid σcytoplasmawaarden . Bijgevolg ervoeren ze nDEP en verplaatsten ze zich van regio's met een hoog elektrisch veld, zoals weergegeven in figuur 3C.

Deze resultaten tonen aan dat de geleidbaarheid van het medium een belangrijke rol speelt bij het scheiden van de MCF-7 niet-gemetastaseerde borstkankercellen van MCF-10A niet-tumor borstepitheelcellen op basis van DEP. Bovendien, zoals weergegeven in figuur 3B, om een effectieve scheiding te bereiken, moet de gemiddelde geleidbaarheid worden aangepast op een manier dat de cellen pDEP of nDEP ervaren, op basis van hun respectieve diëlektrische eigenschappen.

Ten slotte werd het effect van de toegepaste dielectroforetische kracht, FDEP, op het sorteergedrag van beide cellijnen onderzocht door de gemiddelde geleidbaarheid constant te houden op 0,4 S/m. FDEP is een functie van de frequentie van het toegepaste elektrische veld48,49, en naarmate de frequentie van het toegepaste elektrische veld wordt gewijzigd, de cellen veranderen hun DEP-gedrag. De simulaties werden gestart door de frequentie in te stellen op 100 kHz, en er werd waargenomen dat zowel MCF-10A- als MCF-7-cellijnen nDEP ervoeren en weggingen van het gebied van hoog elektrisch veld naar de onderste uitlaat, zoals weergegeven in figuur 4A. Naarmate de frequentie werd verhoogd, bleef het DEP-gedrag van beide cellijnen ongewijzigd tot 0,8 MHz, toen MCF-10A hun DEP-gedrag veranderde en overging naar het pDEP-gebied. Dit is het punt met de maximale scheiding tussen de onderzochte DEP-responscellen en de maximale sorteerefficiëntie, zoals weergegeven in figuur 4B. Toen de frequentie werd verhoogd tot 100 MHz, werd waargenomen dat beide cellijnen pDEP ervoeren en naar de bovenste uitlaat bewogen, zoals weergegeven in figuur 4C. Bij hogere frequenties boven 0,8 MHz begonnen de cellen te immobiliseren aan de kanaalwanden. De immobilisatie van cellen aan de kanaalwanden kan leiden tot celverlies tijdens het sorteerproces, wat op zijn beurt een effect heeft op de algehele efficiëntie van het apparaat. Het effect van deze krachten kan ook leiden tot ernstig verlies van de levensvatbaarheid van cellen als ze gedurende een langere periode worden blootgesteld. Yang et al. kwantificeerden het effect van DEP-krachten op een Listeria monocytogenes-cellijn door ze bloot te stellen aan een AC-elektrisch veld van 5 MHz en een piek- tot piekspanning van 20 VPP50. Hun resultaten wezen op een levensvatbaar celverlies van 56% -89% wanneer het gedurende 4 uur onder het effect van DEP-kracht werd gehouden. Evenzo is ook gemeld dat DEP-krachten een effect hebben op de beweging van cellen wanneer ze in een polariseerbaar medium worden gesuspendeerd en zijn ze gebruikt om cellen te immobiliseren. Ettehad et al. rapporteerden een microfluïdisch apparaat met interdigitated elektroden (IDE's) dat een AC-frequentie van 1 MHz en 20 VPP gebruikte om gistcellen te immobiliseren51. Ze toonden aan dat immobilisatie van hun gistcellen afhankelijk was van de beeldverhouding van de afstand tussen hun IDE's en de toegepaste spanning. De toename van de beeldverhouding van IDE-afstand resulteerde in een sterke afname van celimmobilisatie en om cellen te immobiliseren in apparaten met een grotere afstand tussen IDE's, was een hogere VPP vereist. Celimmobilisatie is een gewenste toepassing wanneer cellen moeten worden gevangen voor analyse of groei. De vorige resultaten toonden duidelijk aan dat toegepaste AC-frequentie en spanning een effect hebben op celimmobilisatie. In toepassingen waar sorteren of screenen met hoge doorvoer het gewenste resultaat is, resulteert celimmobilisatie in celverlies en vermindert het de outputefficiëntie van het apparaat.

Om het effect van toegepaste frequentie en spanning op celimmobilisatie te kwantificeren, werd een reeks simulaties uitgevoerd van het kilohertz- tot megahertz-frequentiebereik bij een vaste toegepaste spanning van 1,5 VPP. De resultaten zijn weergegeven in aanvullende figuur S4. De resultaten toonden aan dat, bij frequenties in het kHz-bereik, de immobilisatie van de cellen aan de kanaalwanden veel minder was in vergelijking met frequenties in het MHz-bereik. Omdat de DEP-kracht recht evenredig is met de toegepaste AC-frequentie, kunnen we afleiden dat bij hoge DEP-kracht de immobilisatie van cellen meer uitgesproken is. Voor dit microfluïdische apparaat zal er een celverlies zijn tijdens het sorteren van MCF7- en MCF-10A-cellen, omdat het nodig is om te werken op frequenties groter dan 0,8 MHz. Het effect van de willekeurige verdeling van cellen bij de inlaat werd verder onderzocht door een willekeurige verdelingsgrensconditie te kiezen. In dit geval werden meer celkanaalwandinteracties waargenomen, zoals te zien is in aanvullende figuur 5.

Figure 4
Figuur 4: Celsortering met vaste mediumgeleiding. Effect van de frequentie van het toegepaste AC-veld op de scheiding van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) in het gesimuleerde microfluïdische apparaat. A) f= 100 KHz; b) f= 0,8 MHz; (C) f= 100 MHz. De vloeistofmediumgeleiding werd vastgesteld op σm = 0,4 S/m. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

Diëlektrische eigenschappen voor simulatie εcytoplasma σcytoplasma
(S/m)		 εmembraan σmembraan
(S/m)
Mcf-7 50 0.8 11 6× 10-6
Mcf-10a 100 0.1 11 6
f0 800 [kHz] 1,2 x 103 Hz Frequentie van het elektrische veld
sigma_f 0,4 [S/m] 0,8 s/m Vloeibare medium geleidbaarheid
epsilon_f 80 80 Relatieve permittiviteit van de vloeistof
rho_f 1000 [kg/m3] 1000 kg/m³ Vloeistofdichtheid
mu_f 1 x 10-3 [Pa·s] 0,001 Pa·s Vloeistofdynamische viscositeit
rho_p 1050 [kg/m3] 1050 kg/m³ Deeltjesdichtheid
dp1 17 [μm] 1,7 x 10-5 m Deeltjesdiameter
DP2 16 [Umm] 1,6 x 10-5 m Deeltjesdiameter
sigma_p1 0,8 [S/m] 0,6 s/m Deeltjesgeleiding
sigma_p2 0,1 [S/m] 1,1 S/m Deeltjesgeleiding
epsilon_p1 50 55 Gezonde relatieve permittiviteit
epsilon_p2 100 65 Relatieve permittiviteit van kanker
sigma_s1 6 x 10-6 [s/m] 6 x 10-6 s/m Elektrische geleidbaarheid van de schaal
sigma_s2 6 [s/m] 6 s/m Elektrische geleidbaarheid van de schaal
epsilon_s1 11 11 Relatieve permittiviteit van de shell
epsilon_s2 11 11 Relatieve permittiviteit van de shell
th_s1 7 [nm] 7 x 10-9 m Dikte van de schaal
th_s2 7 [nm] 7 x 10-9 m Dikte van de schaal

Tabel 1: Bedrijfsparameters. Diëlektrische eigenschappen van MCF-7 en MCF-10A

Video 1: Een video met de protocolstappen. Klik hier om deze video te downloaden.

Video 2: Video over het sorteren van cellen. Klik hier om deze video te downloaden.

Aanvullend dossier 1: De heersende vergelijkingen en theoretische achtergrond. Klik hier om dit bestand te downloaden.

Aanvullende figuur 1: Ontwerp en parameters van het apparaat. Microfluïdisch apparaatontwerp dat verschillende delen van het apparaat benadrukt. Klik hier om dit bestand te downloaden.

Aanvullende figuur 2: Opening tussen elektroden. De opening tussen twee patchelektroden. Klik hier om dit bestand te downloaden.

Aanvullende figuur 3: Onderzoek naar de onafhankelijkheid van mesh. Een onderzoek naar de onafhankelijkheid van mazen dat het effect van verschillende maaswijdten op de sortering van MCF-7- en MCF-10A-cellen weergeeft. A) De verschillende maaswijdten voor de microfluïdische inrichting, met vermelding van het aantal elementen voor elke maas. Het aantal elementen waaruit het gaas bestaat, neemt toe van grover naar fijner gaas. B) Het sorteren van MCF7- en MCF-10A-cellen op verschillende maaswijdten door alle andere bedrijfsparameters constant te houden. De fijnere en fijnere maaswijdten leveren de beste resultaten op voor het sorteren. Klik hier om dit bestand te downloaden.

Aanvullende figuur 4: Celimmobilisatie en steekproefsgewijze verdelingstest. Simulaties uitgevoerd voor frequenties tussen 10 KHz en 6 MHz om het effect van DEP-kracht op celimmobilisatie te valideren. (A) Bij f = 10 kHz worden geen sortering en celimmobilisatie waargenomen. (B) Bij f = 200 kHz worden geen sortering en celimmobilisatie waargenomen. (C) Bij f = 0,8 MHz worden sortering en celimmobilisatie aan de uitlaatwanden waargenomen. Klik hier om dit bestand te downloaden.

Aanvullende figuur 5: Willekeurige verdeling. Willekeurig verdeelde deeltjes bij de inlaat van de chip. Klik hier om dit bestand te downloaden.

Aanvullende tabel 1: Vergelijking van verschillende op DEP gebaseerde microfluïdische sorteerapparaten. Klik hier om dit bestand te downloaden.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Microfluïdische apparaten zijn eerder gemeld voor celkweek, vangen en sorteren 47,52,53. De fabricage van deze apparaten in de cleanroom is een duur proces en het is noodzakelijk om de output en efficiëntie van een voorgesteld microfluïdisch apparaat te kwantificeren door middel van CFD-simulaties. Deze studie presenteert het ontwerp en de simulaties van een AC-dielectroforetisch microfluïdisch apparaat voor de continue scheiding van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) op basis van hun diëlektrische eigenschappen23.

Het apparaat wordt bediend door een AC-elektrisch veld toe te passen via een set van twee micro-elektroden ingebed in een enkel microfluïdisch sorteerkanaal om MCF-7- en MCF-10A-cellen te scheiden op basis van hun diëlektrische eigenschappen. De scheidingsefficiëntie van het apparaat werd computationeel gesimuleerd voor verschillende waarden van gemiddelde geleidbaarheid en voor een reeks toegepaste AC-frequenties. De optimale toegepaste AC-frequentie en mediageleidingswaarden bleken respectievelijk 0,8 MHz en 0,4 S/m te zijn. Een lage spanning van 1,5 Vp-p werd gebruikt tijdens de simulaties. Het toegepaste AC-frequentiebereik en de toegepaste spanning zijn vergelijkbaar met eerder gerapporteerde literatuur23,47. Bij frequenties boven 1 MHz werd het celimmobilisatie-effect waargenomen, waarmee rekening moet worden gehouden bij toekomstige apparaatontwerpen en fabricage. We vermelden deze celimmobilisatie als een beperking van onze methode in de context van celsorteertoepassingen. Wij geloven dat celimmobilisatie bij hogere frequenties kan worden gebruikt voor celdifferentiatie zoals eerder gemeld in literatuur54, waardoor dit voorgestelde ontwerp een nieuwe richting krijgt. Deze toepassing zou van groot belang zijn voor onderzoekers in de synthetische biologie.

De kritieke stappen voor de juiste implementatie van dit protocol omvatten de keuze van geschikte fysicaknooppunten en subknooppunten (stappen 1.5-1.9). Deze stappen vormen de basis van het volledige simulatieprotocol en helpen bij het kiezen van de parameterwaarden voor elk celtype, toegepaste kracht en toegepaste spanning. Een andere kritieke stap is het kiezen van de juiste vloeistofmediumgeleiding en toegepaste frequentie. Dit kan worden bereikt door een probleemoplossende stap van de parametrische sweep uit te voeren. De parametrische sweep van deze twee parameters kan helpen bij het bepalen van de optimale waarden voor toekomstige simulaties. Ten slotte is een onderzoek naar de onafhankelijkheid van mesh ook van cruciaal belang in het kader van het kiezen van de juiste maaswijdte voor toekomstige simulaties. Het wordt ten zeerste aanbevolen dat een mesh-onafhankelijkheidsstudie wordt uitgevoerd als een stap voor probleemoplossing voordat toekomstige simulaties worden afgerond.

Deze studie biedt het eerste simulatie-gebaseerde voorbeeld van inline scheiding van niet-gemetastaseerde borstkankercellen (MCF-7) en niet-tumor borstepitheelcellen (MCF-10A) op basis van hun diëlektrische eigenschappen. Wij geloven dat dit ontwerp verder kan worden geïmplementeerd voor levensvatbare en niet-levensvatbare celsortering.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

De auteurs verklaren geen potentiële belangenconflicten.

Acknowledgments

Deze studie werd ondersteund door de Higher Education Commission van Pakistan.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
COMSOL COMSOL multiphysics simulation software

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Liang, L., et al. Microfluidic-based cancer cell separation using active and passive mechanisms. Microfluidics and Nanofluidics. 24 (4), 26 (2020).
  2. Damiati, S., Kompella, U. B., Damiati, S. A., Kodzius, R. Microfluidic devices for drug delivery systems and drug screening. Genes. 9 (2), 103 (2018).
  3. Pashayan, N., et al. Personalized early detection and prevention of breast cancer: ENVISION consensus statement. Nature Reviews Clinical Oncology. 17 (11), 687-705 (2020).
  4. Panesar, S., Neethirajan, S. Microfluidics: Rapid diagnosis for breast cancer. Nano-micro Letters. 8 (3), 204-220 (2016).
  5. Chen, J., Li, J., Sun, Y. Microfluidic approaches for cancer cell detection, characterization and separation. Lab on a Chip. 12 (10), 1753-1767 (2012).
  6. Beech, J. P., Holm, S. H., Adolfsson, K., Tegenfeldt, J. O. Sorting cells by size, shape and deformability. Lab on a Chip. 12 (6), 1048-1051 (2012).
  7. Kang, Y., Li, D. Electrokinetic motion of particles and cells in microchannels. Microfluidics and Nanofluidics. 6 (4), 431-460 (2009).
  8. Schmid, L., Weitz, D. A., Franke, T. Acoustic microfluidic fluorescence-activated cell sorter. Lab on a Chip. 14 (19), 3710-3718 (2014).
  9. Yu, B. Y., Elbuken, C., Shen, C., Huissoon, J. P., Ren, C. L. An integrated microfluidic device for the sorting of yeast cells using image processing. Scientific Reports. 8, 3550 (2014).
  10. Asiaei, S., Darvishi, V., Davari, M. H., Zohrevandi, D., Moghadasi, H. Thermophoretic isolation of circulating tumor cells, numerical simulation and design of a microfluidic chip. Journal of Thermal Analysis and Calorimetry. 137 (3), 831-839 (2019).
  11. Song, Y., Li, M., Pan, X., Wang, Q., Li, D. Size-based cell sorting with a resistive pulse sensor and an electromagnetic pump in a microfluidic chip. Electrophoresis. 36 (3), 398-404 (2014).
  12. Giraud, G., et al. Dielectrophoretic manipulation of ribosomal RNA. Biomicrofluidics. 5 (2), 024116 (2011).
  13. Valero, A., Braschler, T., Demierre, N., Renaud, P. A miniaturized continuous dielectrophoretic cell sorter and its applications. Biomicrofluidics. 4 (2), 022807 (2010).
  14. Allahrabbi, N., Chia, Y. S. M., Saifullah, M. S. M., Lim, K. M., Lanry Yung, L. Y. A hybrid dielectrophoretic system for trapping of microorganisms from water. Biomicrofluidics. 9 (3), 034110 (2015).
  15. Vykoukal, D. M., Gascoyne, P. R. C., Vykoukal, J. Dielectric characterization of complete mononuclear and polymorphonuclear blood cell subpopulations for label-free discrimination. Integrative Biology: Quantitative Biosciences from Nano to Macro. 1 (7), 477-484 (2009).
  16. Shim, S., et al. Antibody-independent isolation of circulating tumor cells by continuous-flow dielectrophoresis. Biomicrofluidics. 7 (1), 11807 (2013).
  17. Jeon, H. J., Lee, H., Yoon, D. S., Kim, B. M. Dielectrophoretic force measurement of red blood cells exposed to oxidative stress using optical tweezers and a microfluidic chip. Biomedical Engineering Letters. 7 (4), 317-323 (2017).
  18. Song, H., et al. Continuous-flow sorting of stem cells and differentiation products based on dielectrophoresis. Lab on a Chip. 15 (5), 1320-1328 (2015).
  19. Tsai, S. L., Chiang, Y., Wang, M. H., Chen, M. K., Jang, L. S. Battery-powered portable instrument system for single-cell trapping, impedance measurements, and modeling analyses. Electrophoresis. 35 (16), 2392-2400 (2014).
  20. Chan, J. Y., et al. Dielectrophoresis-based microfluidic platforms for cancer diagnostics. Biomicrofluidics. 12 (1), 011503 (2018).
  21. Patel, S., et al. Microfluidic separation of live and dead yeast cells using reservoir-based dielectrophoresis. Biomicrofluidics. 6 (3), 34102 (2012).
  22. Yildizhan, Y., Erdem, N., Islam, M., Martinez-Duarte, R., Elitas, M. Dielectrophoretic separation of live and dead monocytes using 3D carbon-electrodes. Sensors. 17 (11), 2691-2704 (2017).
  23. Piacentini, N., Mernier, G., Tornay, R., Renaud, P. Separation of platelets from other blood cells in continuous-flow by dielectrophoresis field-flow-fractionation. Biomicrofluidics. 5 (3), 34122 (2011).
  24. Zhao, K., Duncker, B. P., Li, D. Continuous cell characterization and separation by microfluidic alternating current dielectrophoresis. Analytical Chemistry. 91 (9), 6304-6314 (2019).
  25. Valero, A., et al. Tracking and synchronization of the yeast cell cycle using dielectrophoretic opacity. Lab on a Chip. 11 (10), 1754-1760 (2011).
  26. Demierre, N., Braschler, T., Muller, R., Renaud, P. Focusing and continuous separation Of cells in a microfluidic device using lateral dielectrophoresis. International Solid-State Sensors, Actuators and Microsystems Conference. 430 (98), 1777-1780 (2007).
  27. Arslan, Z. C., Yalçın, Y. D., Külah, H. Label-free enrichment of MCF7 breast cancer cells from leukocytes using continuous flow dielectrophoresis. Electrophoresis. 43 (13-14), 1531-1544 (2022).
  28. Turcan, I., Olariu, M. A. Dielectrophoretic manipulation of cancer cells and their electrical characterization. ACS Combinatorial Science. 22 (11), 554-578 (2020).
  29. Park, J., et al. Sequential cell-processing system by integrating hydrodynamic purification and dielectrophoretic trapping for analyses of suspended cancer cells. Micromachines. 11 (1), 47 (2020).
  30. Hussein, M., et al. Breast cancer cells exhibits specific dielectric signature in vitro using the open-ended coaxial probe technique from 200 MHz to 13.6 GHz. Scientific Reports. 9, 4681 (2019).
  31. Fornes-Leal, A., Garcia-Pardo, C., Frasson, M., Pons Beltrán, V., Cardona, N. Dielectric characterization of healthy and malignant colon tissues in the 0.5-18 GHz frequency band. Physics in Medicine and Biology. 61 (20), 7334-7346 (2016).
  32. Çetin, B., Li, D. Dielectrophoresis in microfluidics technology. Electrophoresis. 32 (18), 2410-2427 (2011).
  33. Khan, S., Khulief, Y. A., Al-Shuhail, A. A. Effects of reservoir size and boundary conditions on pore-pressure buildup and fault reactivation during CO2 injection in deep geological reservoirs. Environmental Earth Sciences. 79, 294 (2020).
  34. Adams, T. N. G., Turner, P. A., Janorkar, A. V., Zhao, F., Minerick, A. R. Characterizing the dielectric properties of human mesenchymal stem cellsand the effects of charged elastin-like polypeptide copolymer treatment. Biomicrofluidics. 8 (5), 054109 (2014).
  35. Lo, Y. J., et al. Measurement of the Clausius-Mossotti factor of generalized dielectrophoresis. Applied Physics Letters. 104, 083701 (2014).
  36. Lo, Y. J., Lei, U. Measurement of the real part of the Clausius-Mossotti factor of dielectrophoresis for Brownian particles. Electrophoresis. 41 (1), 137-147 (2020).
  37. Ohta, A. T., et al. Optically controlled cell discrimination and trapping using optoelectronic Tweezers. IEEE Journal of Selected Topics in Quantum Electronics. 13 (2), 235-242 (2007).
  38. Sun, T., Morgan, H. Single-cell microfluidic Impedance cytometry. Microfluidics and Nanofluidics. 8 (4), 423-443 (2010).
  39. Weng, P. Y., et al. Size-dependent dielectrophoretic cross-over frequency of spherical particles. Biomicrofluidics. 10 (1), 1909-1921 (2016).
  40. Lu, Y. W., Sun, C., Kao, Y. C., Hung, C. L., Juang, J. Y. Dielectrophoretic cross-over frequency of single particles: Quantifying the effect of surface functional groups and electrohydrodynamic flow drag force. Nanomaterials. 10 (7), 1364 (2020).
  41. Henslee, E. A., Sano, M. B., Rojas, A. D., Schmelz, E. M., Davalos, R. V. Selective concentration of human cancer cells using contactless dielectrophoresis. Electrophoresis. 32 (18), 2523-2529 (2011).
  42. Chan, J. Y., et al. Dielectrophoresis-based microfluidic platforms for cancer diagnostics. Biomicrofluidics. 12 (1), 11503-11525 (2018).
  43. Gascoyne, P. R. C., Shim, S. Isolation of circulating tumor cells by dielectrophoresis. Cancers. 6 (1), 545-579 (2014).
  44. Liang, W., et al. Determination of dielectric properties of cells using ac electrokinetic-based microfluidic platform. Micromachines. 11 (5), 513-537 (2020).
  45. Frusawa, H., et al. Frequency-modulated wave dielectrophoresis of vesicles and cells periodic U-turns at the crossover frequency. Nanoscale Research Letters. 13 (169), 2583-2589 (2018).
  46. Wei, M. T., Junio, J., Ou-Yang, D. H. Direct measurements of the frequency-dependent dielectrophoresis force. Biomicrofluidics. 3 (1), 12003 (2009).
  47. Mustafa, A., Pedone, E., Marucci, L., Moschou, D., Lorenzo, M. D. A flow-through microfluidic chip for continuous dielectrophoretic separation of viable and non-viable human T-cells. Electrophoresis. 43 (3), 501-508 (2021).
  48. Wang, L., et al. Dual frequency dielectrophoresis with interdigitated sidewall electrodes for microfluidic flow-through separation of beads and cells. Electrophoresis. 30 (5), 782-791 (2021).
  49. Alazzam, A., Mathew, B., Alhammadi, F. Novel microfluidic device for the continuous separation of cancer cells using dielectrophoresis. Journal of Separation Science. 40 (5), 1193-1200 (2017).
  50. Yang, L., Banada, P. P., Bhunia, A. K., Bashir, R. Effects of dielectrophoresis on growth viability and immuno-reactivity of listeria monocytogenes. Journal of Biological Engineering. 2, 6 (2008).
  51. Matbaechi, H., Soltani, P., Hölzel, R., Wenger, C. Dielectrophoretic immobilization of yeast cells using CMOS integrated microfluidics. Micromachines. 11 (5), 501-518 (2020).
  52. Mustafa, A., Pedone, E., La Regina, A., Erten, A. A., Marucci, L. Development of a single layer microfluidic device for dynamic stimulation, culture and imaging of mammalian cells. bioRxiv. , (2022).
  53. Mustafa, A., et al. Enhanced dissolution of liquid microdroplets in the extensional creeping flow of a hydrodynamic trap. Langmuir. 32 (37), 9460-9467 (2016).
  54. Chang, H. F., Chou, S. E., Cheng, J. Y. Electric-field-induced neural precursor cell differentiation in microfluidic devices. Journal of Visualized Experiments. (170), e61917 (2021).

Tags

Engineering Nummer 186
Microfluïdisch apparaat voor de scheiding van niet-gemetastaseerde (MCF-7) en niet-tumor (MCF-10A) borstkankercellen met behulp van AC-dielectroforese
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

ur Rehman, A., Zabibah, R. S.,… More

ur Rehman, A., Zabibah, R. S., Kharratian, S., Mustafa, A. Microfluidic Device for the Separation of Non-Metastatic (MCF-7) and Non-Tumor (MCF-10A) Breast Cancer Cells Using AC Dielectrophoresis. J. Vis. Exp. (186), e63850, doi:10.3791/63850 (2022).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter