Waiting
Login processing...

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

Engineering

Mikrofluidisk enhet for separasjon av ikke-metastatiske (MCF-7) og ikke-tumor (MCF-10A) brystkreftceller ved bruk av AC-dielektroforese

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

Brystkreftceller utviser forskjellige dielektriske egenskaper sammenlignet med ikke-tumorbrystepitelceller. Det har blitt antatt at, basert på denne forskjellen i dielektriske egenskaper, kan de to populasjonene skilles for immunterapiformål. For å støtte dette modellerer vi en mikrofluidisk enhet for å sortere MCF-7- og MCF-10A-celler.

Abstract

Dielektroforetiske enheter er i stand til å oppdage og manipulere kreftceller på en etikettfri, kostnadseffektiv, robust og nøyaktig måte ved å bruke prinsippet om polarisering av kreftcellene i prøvevolumet ved å bruke et eksternt elektrisk felt. Denne artikkelen demonstrerer hvordan en mikrofluidisk plattform kan utnyttes for kontinuerlig sortering av ikke-metastatiske brystkreftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) ved bruk av hydrodynamisk dielektroforese (HDEP) fra celleblandingen. Ved å generere et elektrisk felt mellom to elektroder plassert side om side med et mikronstørrelsesgap mellom dem i en HDEP mikrofluidisk chip, kan ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) skyves bort, og viser negativ DEP inne i hovedkanalen, mens de ikke-metastatiske brystkreftcellene følger kurset upåvirket når de suspenderes i cellemedium på grunn av ledningsevne høyere enn membranledningsevnen. For å demonstrere dette konseptet ble simuleringer utført for forskjellige verdier av mediumkonduktivitet, og sortering av celler ble studert. En parametrisk studie ble utført, og en egnet celleblandingsledningsevne ble funnet å være 0,4 S / m. Ved å holde mediumkonduktiviteten fast ble det etablert en tilstrekkelig vekselstrømfrekvens på 0,8 MHz, noe som ga maksimal sorteringseffektivitet ved å variere den elektriske feltfrekvensen. Ved bruk av den demonstrerte metoden, etter å ha valgt riktig celleblanding suspensjonsmedium ledningsevne og frekvens av den påførte vekselstrøm, kan maksimal sorteringseffektivitet oppnås.

Introduction

En ondartet svulst som utvikler seg i og rundt brystvevet er en hyppig årsak til brystkreft hos kvinner over hele verden, noe som forårsaker et kritisk helseproblem1. Brysttumorer før metastase kan behandles gjennom kirurgi hvis de oppdages på et tidlig stadium, men hvis de ignoreres, kan de få alvorlige konsekvenser for pasientens liv ved å spre seg til lungene, hjernen og beinene. Behandlingene som tilbys på senere stadier, for eksempel stråling og kjemisk baserte terapier, har alvorlige bivirkninger2. Nylige studier har rapportert at en tidlig diagnose av brystkreft reduserer dødeligheten med 60%3. Derfor er det viktig å jobbe mot personlige tidlige deteksjonsmetoder. For dette formål har forskere som arbeider innen ulike fagområder og teknologi brukt mikrofluidikk til å utvikle enheter for tidlig diagnose av brystkreft4. Disse metodene inkluderer mikrokromatografi av celleaffinitet, magnetisk aktiverte mikrocellesorterere, størrelsesbasert kreftcellefangst og separasjon, og on-chip dielektroforese (DEP)5,6. Disse mikrofluidiske teknikkene som er rapportert i litteraturen, muliggjør presis cellemanipulering, sanntidsovervåking og sortering av veldefinerte prøver, som fungerer som et mellomtrinn i mange diagnostiske og terapeutiske anvendelser5. Integrasjonen av disse sorteringsmekanismene med mikrofluidikk gir fleksibel og pålitelig manipulering av målcellene 7,8,9,10. En av hovedfordelene ved en slik integrasjon er evnen til å arbeide med væskeprøver i nano til mikroliter volumer og også å kunne manipulere de elektriske egenskapene til prøvevæsken. Ved å justere ledningsevnen til suspensjonsvæsken inne i mikrofluidiske enheter, kan de biologiske cellene sorteres basert på deres størrelser og forskjeller i deres dielektriske egenskaper11,12.

Blant disse teknikkene er on-chip DEP ofte foretrukket, da det er en etikettfri cellesorteringsteknikk som utnytter de elektriske egenskapene til de biologiske prøvene. DEP har blitt rapportert å manipulere bio-prøver som DNA 13, RNA14, proteiner 15, bakterier 16, blodceller 17, sirkulerende tumorceller (CTCs) 18, og stamceller 19. Mikrofluidiske enheter som benytter DEP for sortering av biologiske prøver er rapportert mye i litteratur20. Reservoarbaserte DEP mikrofluidiske (rDEP) enheter for sortering av levedyktige og ikke-levedyktige gjærceller er rapportert som beskytter cellene mot bivirkninger av elektrokjemiske reaksjoner21,22. Piacentini og medarbeidere rapporterte en castellated mikrofluidisk cellesorterer som separerte røde blodlegemer fra blodplater med en effektivitet på 97%23. On-chip DEP-enheter med asymmetriske åpninger og innebygde elektroder har også blitt rapportert å sortere levedyktige og ikke-levedyktige celler24. Valero og Demierre og medarbeidere modifiserte den kastellerte mikrofluidiske cellesortereren ved å introdusere to matriser av mikroelektroder på begge sider av kanalen25,26. Dette bidro til å fokusere cellene i midten av kanalen. Zeynep og medarbeidere presenterte en DEP-basert mikrofluidisk enhet for å separere og konsentrere MCF7 brystkreftceller fra leukocytter27. De rapporterte en effektivitet ved å trekke ut MCF7-celler fra leukocytter mellom 74% -98% med en frekvens på 1 MHz og en påført spenning fra 10-12 Vpp. Supplerende tabell 1 representerer en kvalitativ og kvantitativ sammenligning mellom de DEP-baserte mikrofluidiske sorteringsenhetene basert på deres design, elektrodekonfigurasjon og driftsparametere (anvendt frekvens og spenning).

Mer nylig har forskere forsøkt å måle forskjellene i den dielektriske oppførselen til brystepitelceller (MCF-10A) og ikke-metastatiske brystkreftceller (MCF-7) inne i en mikrofluidisk chip28,29. Jithin og medarbeidere karakteriserte også de dielektriske responsene til forskjellige kreftcellelinjer ved hjelp av en åpen koaksial sondeteknikk med frekvenser mellom 200 MHz og 13,6 GHz30. Disse forskjellene i de dielektriske responsene til MCF-7 og MCF-10A cellelinjer kan utnyttes for å skille dem i kjøretid og kan føre til utvikling av personlige diagnoseenheter i tidlig fase.

I denne artikkelen simulerer vi kontrollert sortering av ikke-metastatiske brystkreftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) ved hjelp av AC-dielektroforese. Endringsområdet i det elektriske feltet påvirker sorteringen inne i mikrofluidisk chip. Den foreslåtte teknikken er enkel å implementere og muliggjør integrering av sorteringsteknikken i forskjellige mikrofluidiske chipoppsett. Computational fluid dynamics (CFD) simuleringer ble utført for å studere separasjonen av ikke-metastatiske brystkreftceller og ikke-tumor brystepitelceller ved å variere ledningsevnen til væskemediet der cellene ble suspendert. I disse simuleringene er det vist at ved å holde ledningsevnen konstant og ved å endre den påførte frekvensen, kan separasjonen av kreftceller og friske celler kontrolleres.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

MERK: Protokollen her bruker COMSOL, en multifysikksimuleringsprogramvare, for å simulere kontrollert sortering av ikke-metastatiske brystkreftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) ved hjelp av AC-dielektroforese.

1. Chipdesign og parametervalg

  1. Åpne multifysikkprogramvare og velg Tom modell. Høyreklikk på de globale definisjonene og velg Parametere. Importer parameterne gitt i tabell 1 til globale definisjoner som en tekstfil eller skriv inn verdiene individuelt.
  2. Velg Legg til komponent fra Hjem-fanen, og legg til en 2D-komponent. Høyreklikk på geometri og importer modellfilen ved å dobbeltklikke på filen.
  3. Velg et tomt materiale og bruk materialegenskapene fra tabell 1.
  4. Velg Legg til fysikk fra hjem-fanen, og skriv inn AC/DC. Under AC / DC-noden velger du elektriske strømmer som fysikk under undernoden til elektriske felt og strømmer.
  5. Høyreklikk på elektrisk strøm og velg undernodene Current Conservation, Insulate, and Electric Potential for å isolere kanalveggene for å tilordne potensial til elektrodene.
  6. Velg Legg til fysikk fra Hjem-fanen, og under Fluid Flow-noden velger du Creeping Flow Physics under undernoden til Enfasestrømning. Høyreklikk på Enfaset flyt og gjengi brikkegrensene som vegger ved hjelp av undernoden Vegg .
  7. Høyreklikk på Enfaset flyt og legg til to innløpsundernoder og en utløpsundernode.
  8. Tilordne innløpene ved hjelp av innløpsundernoden og bruk normal i flythastighet som grensebetingelse. Tilordne uttaket ved hjelp av utløpsundernoden.
  9. Velg Legg til fysikk fra Hjem-fanen, og under Fluid Flow-noden velger du Particle Tracing Flow Physics under undernoden Particle Tracing.
  10. Høyreklikk på partikkelsporingsnoden og legg til undernodeveggen, undernoder med to partikler, to innløpsundernoder, en utløpsundernode, to dielektroforesekraftundernoder og en dragkraftundernode.
    1. Angi Partikkelegenskaper for både MCF-7- og MCF-10A-celler ved hjelp av undernoden Partikkelegenskaper. Velg partikkelegenskapene fra parametere under Global definisjon-delen.
    2. Legg til Drag Force-undernoden for å tilordne dielektroforetisk kraft til begge typer celler.
    3. Legg til partikkelegenskaper i dette tilfellet fra parameterdelen. Legg til Shell-undernoden for å modellere pattedyrceller.
  11. Fra hjem-fanen velger du Legg til mesh og velger Fine Mesh. Velg Bygg mesh fra hjemfanen for å bygge et nett.
  12. Fra Hjem-fanen klikker du på Legg til studie for å legge til tre studietrinn. Studie Trinn 1 er for å simulere en frekvensrespons; bruke en frekvensdomene-undernode .
    1. Hvis du vil simulere krypende flyt, velger du en stasjonær studienode . Legg til to tidsavhengige trinn for å simulere forhold med dielektroforetisk kraft og uten dielektroforetisk kraft.
    2. For no dielectrophoretic tilstand, velg Fysikk og variabler utvalg, merk av i boksen med tittelen Endre modellkonfigurasjon for studietrinnet, og deaktiver Dielectrophoretic Step. For dielektroforetiske forhold, ikke deaktiver. Lagre filen og trykk på Compute for at simuleringen skal kjøre.
      MERK: Den mikrofluidiske brikken designet for sortering av ikke-metastatiske brystkreftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) har to separate innløp for henholdsvis celleblandingsstrømning og for hydrodynamisk strømningsfokusering, med bredder på henholdsvis 20 μm og 40 μm, som vist i tilleggsfigur 1 og supplerende figur 2.
    3. Tilordne frekvens (f0) under frekvensdomenets undernode og spenning ved hjelp av undernoden Elektrisk potensial til høvelelektrodene (295 μm i bredden) plassert langs den øverste sideveggen i sorteringskammeret. Ved utløpet bruker du "fryse" veggtilstanden for å visualisere de sorterte partiklene.

2. Matematisk modell og beregningsanalyse

  1. Verifiser driftsparametrene for separering av ikke-metastatiske brystkreftceller og ikke-tumorbrystepitelceller inne i mikrofluidisk enhet ved å sette opp en computational fluid dynamic (CFD) studie.
    MERK: Multifysikkprogramvare (AC / DC, Microfluidics og Particle Tracking moduler) ble brukt til dette formålet. De styrende ligningene og teoretisk bakgrunn er gitt i detalj i tilleggsfil 1. Modellen ble testet ved å bruke de dielektriske egenskapene til ikke-metastatiske brystkreftceller (MCF7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) rapportert i litteratur31,32, som er oppsummert i tabell 1.
  2. Utfør CFD-simuleringene ved å introdusere ikke-metastatisk brystkreft (MCF7) og ikke-tumorbrystepitel (MCF-10A) cellelinjer med et forhold på 1: 1 ved celleblandingsinnløpet.
    1. Utfør først en mesh-uavhengighetsstudie for å optimalisere maskestørrelsen for simuleringene33.
      MERK: En mesh-uavhengighetsstudie ble utført for å finne den beste løsningen for driftsparametrene. Et sett med fem forskjellige maskestørrelser ble valgt for å kvantifisere best mulig elementstørrelse for konvergens av løsningen. Det ble observert at når det totale antallet elementer som definerte et nett var 635 (grovere nett), som vist i tilleggsfigur 3A, var sorteringseffektiviteten på sitt laveste, med noen av MCF7-cellene som flyttet til bunnuttaket, som vist i tilleggsfigur 3B. Når maskestørrelsen ble økt til fin, økte antall elementer som definerer nettet også til 2.288. Sorteringseffektiviteten var på sitt maksimale i dette tilfellet, med både MCF7- og MCF-10A-celler som beveget seg mot sine respektive utsalgssteder. Det finere nettet ble også simulert, med antall elementer som definerte masken økende til 3.188. Sorteringseffektiviteten forble upåvirket utover dette punktet. Derfor kan vi trygt si at finmasket størrelse fungerer best i vårt tilfelle.
    2. Løs to sett med CFD-studier.
    3. For det første settet, høyreklikk på studie 1 og legg til undernoden Parametric Sweep . Trykk på + -tegnet for å legge til konduktivitet for væskemedium "σm" som feievariabel. Utfør en parametrisk feiestudie for konduktiviteten til væskemediet σ m fra 0,01 S/m til 2,5 S/m , og hold den påførte frekvensen, f (Hz), konstant ved en verdi på 800 kHz.
    4. For det andre settet utfører du en parametrisk feiestudie ved å variere den påførte vekselstrømfrekvensen fra 100 kHz til 100 MHz mens konduktiviteten til væskemediet, σ m, holdes fast ved 0,4 S/m for hvert tilfelle. Denne σm-verdien ble valgt basert på resultatene fra den første CFD-studien, da en maksimal separasjon mellom MCF-7 og MCF-10A ble observert ved denne verdien.
    5. Styrken av dielektroforese (DEP) -kraften, FDEP (-), som utøves på en dielektrisk sfærisk partikkel i et ledende medium, er gitt ved ligning 1T34:
      FDEP Equation 1 [1]
      Bruk ligning 1 under undernoden dielektroforetisk kraft. I ligning 1 viser r radiusen til partikkelen som FDEPbrukes på; K (-) er kjent som Clausius-Mossotti-faktoren; εm(-) viser mediets dielektriske permittivitet; og E (V / m) er rotmiddelkvadratverdien til det elektriske feltet.
    6. Bruk ligning 2 for en sfærisk partikkel under undernoden dielektroforetisk kraft.
      Equation 2[2]
      I ligning 2 Equation 3 viser (-) den komplekse permittiviteten til partikkelen som DEP-kraften påføres på; Equation 4 (-) viser den komplekse permittiviteten til væsken som omgir partikkelen. Den komplekse permittiviteten Equation 3 og Equation 4 er definert som følgende35:
    7. Bruk ligning 3 for en sfærisk partikkel under undernoden dielektroforetisk kraft:
      Equation 6[3]
      I ligning 3 viser εp (-) den virkelige delen av partikkelens komplekse permittivitet; εm (-) viser den virkelige delen av den komplekse permittiviteten til væsken som omgir partikkelen; σp (S/m) viser partikkelledningsevnen; σ m (S /m ) viser ledningsevnen til mediet rundt partikkelen; og ω (Hz) er frekvensen til det påførte elektriske feltet.
      MERK: Tegnet på Re(K) bestemmer polariteten til FDEP. Hvis tegnet på Re (K) er negativt, opplever partikkelen en negativ dielektroforetisk kraft (nDEP); i motsetning til dette, hvis tegnet på Re (K) er positivt, innebærer det en positiv dielektroforetisk kraft (pDEP). For Clausius-Mossotti-faktoren (K) ligger variasjonen i området -1 til 1.
  3. Bruk en modifisert form for ligning 3 for å modellere biologiske celler som pattedyrceller, som er mer komplekse og har en flerlags struktur.
    K (Equation 7) = Equation 8 [4]
    I ligning 4 Equation 9 inkorporerer (-) både cytoplasmens Equation 10 komplekse permittivitet (-) og cellemembranens Equation 11 komplekse permittivitet (-), og er gitt som følger:36
  4. Bruk ligning 5 for å løse ""Equation 12:
    Equation 13[5]
    I ligning 5 viser R cyto (m) og Rmem (m) radiusen til henholdsvis cellecytoplasma og cellemembran.
  5. Bruk deretter ligning 4 til å plotte Re (K) som en funksjon av det påførte elektriske feltet for både kreft og friske celler. Beregn den virkelige delen av Clausius-Mossotti (CM) -faktoren, Re (K), for å kvantifisere den dielektroforetiske kraften (DEP) som partikkelen opplever.
  6. Høyreklikk på resultatnoden, legg til undernoden Partikkelevaluering, og skriv inn fpt.deff1.K i uttrykksdelen for å tegne CM-faktoren for partikkel 1 og fpt.deff2.K for partikkel 2.
    MERK: Alle protokolltrinnene som er oppført i hovedteksten, kan vises i protokollvideoen (Video 1).

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Undersøke de optimale driftsparametrene for effektiv DEP-basert sortering av ikke-metastatisk brystkreft (MCF-7) og ikke-tumor brystepitel (MCF-10A) celler
For å oppnå en vellykket separasjon av ikke-metastatisk brystkreft (MCF-7) og ikke-tumor brystepitel (MCF-10A) celler med divergerende dielektriske egenskaper når de gjennomgår dielektroforese, bør deres K-faktorer være forskjellige ved å holde den påførte frekvensen fast37,38. Kvantifiseringen av de dielektriske responsene til ikke-metastatiske brystkreftceller og ikke-tumorbrystepitelceller under et påført elektrisk felt og beregningen av "K" -faktoren som en funksjon av den påførte frekvensen for begge cellelinjer ble oppnådd ved bruk av ligning 4. Resultatene vist i figur 1 ble generert ved å holde alle de dielektriske parametrene til de ikke-metastatiske brystkreftcellene og ikke-tumorbrystepitelcellene fast, mens den påførte frekvensen av det elektriske feltet ble variert for tre forskjellige verdier av ledningsevnen til cellesuspensjonsmediet, σm.

Som vist i figur 1, er verdien av K i hvert tilfelle innenfor området -1 til 1, i tråd med tidligere studier39,40. Ikke desto mindre endres plottet av ekte (K) versus frekvensen for både ikke-metastatiske brystkreftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) i henhold til verdien av mediumledningsevnen (σm). Resultatene vist i figur 1 er i samsvar med en nylig studie der effekten av σm på Re(K) for MCF-7-celler ble kvantifisert41.

Figure 1
Figur 1: Clausius-Mossotti-faktor. Den virkelige delen av Clausius-Mossotti-faktoren, K, plottet som en funksjon av frekvens, for MCF-7- og MCF-10A-celler suspendert i et medium karakterisert ved en ledningsevne på (A) σ m = 0,01 S /m ; (B) σ m = 0,4 S/m ; (C) σ m = 1,2 S/m . Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figur 1 ble plottet ved hjelp av MyDEP-verktøyet for tre forskjellige σm-verdier, og holdt og varierte den påførte vekselstrømfrekvensen fra 100 kHz til 100 MHz. I utgangspunktet ble σ m valgt til å være 0,01 S /m, og den påførte AC-frekvensen ble variert mellom 100 kHz og 100 MHz, som vist i figur 1A. Ved en påført AC-frekvens på 100 kHz viste verdien av Re (K) for MCF-10A-celler seg å være 0, 82, noe som betyr at de opplever positiv dielektroforese (pDEP) og bør bevege seg mot et område med høy elektrisk feltstyrke. På samme måte opplever MCF-7-cellene ved 100 kHz også pDEP med en Re(K)-verdi på 0,76. Frekvensen ble økt i trinn på 100 kHz, og verdien av CM-faktoren for begge celletyper forble på den positive siden gjennom hele det anvendte frekvensspekteret. Ved å holde alle de andre driftsparametrene konstante, ble mediumkonduktiviteten økt til 0,4 S/m for å plotte Re(K), som vist i figur 1B. MCF-10A og MCF-7 viste negativ dielektroforese (nDEP) oppførsel med Re(k) verdier på henholdsvis -0,46 og -0,31 ved 100 kHz. Etter hvert som frekvensen ble økt til 0,8 MHz, endret DEP-responsen til MCF-10-celler, og de opplevde pDEP med en Re(K)-verdi på 0,014. Denne oppførselen til MCF-7-celler er forårsaket av Maxwell-Wagner-polarisasjonen ved grensesnittet mellom cellemembranen og det omkringliggende cellesuspensjonsmediet39,41. Frekvensen der denne endringen i DEP-respons observeres, er kjent som cross-over-frekvensen, som vist i figur 1A42,22. MCF-7-cellene, i dette tilfellet, opplevde nDEP. Frekvensen ble ytterligere økt opp til 100 MHz, men begge celletyper endret ikke DEP-oppførselen og forble dermed upåvirket av variasjonene i den påførte elektriske feltfrekvensen. Når konduktiviteten ble økt til 1,2 S/m, opplevde MCF-10A- og MCF-7-cellene nDEP ved 100 kHz. Re(k)-verdiene for MCF-10A- og MCF-7-celler var i dette tilfellet henholdsvis -0,49 og -0,43, som vist i figur 1C. Da frekvensen ble økt til 0, 8 MHz, endret ikke DEP-responsen til cellene, da de fortsatte å oppleve nDEP. Den negative DEP-oppførselen til både MCF-7- og MCF-10A-cellelinjer ved høye verdier av cellesuspensjonsmediumkonduktivitet er i samsvar med tidligere rapporterte studier 39,43,44. DEP-oppførselen til cellene ved frekvenser høyere enn den første cross-over-frekvensen styres av samspillet mellom cytoplasmatisk ledningsevne og suspensjonsløsningen45,46. På den annen side, ved frekvenser lavere enn den første cross-over-frekvensen, bestemmes den dielektriske responsen til cellene av samspillet mellom cellemembranens ledningsevne og cellesuspensjonsmediet.

Basert på resultatene vist i figur 1, ble COMSOL-simuleringer satt opp. I utgangspunktet ble den elektriske feltstyrken kvantifisert ved hjelp av denne simuleringsprogramvaren, som vist i figur 2. Det kan sees at maksima av størrelsen på det totale elektriske feltet generert av to elektroder plassert side om side på toppveggen til sorteringskanalen, ligger nær elektrodekantene. Pilene viser retningen til det elektriske feltet.

Figure 2
Figur 2: Elektrisk feltstyrke. Det elektriske feltet generert av to elektroder plassert side om side. Vennligst klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Simuleringene for å sortere MCF-7- og MCF-10A-celler ble satt opp ved å holde den påførte AC-frekvensen fast ved 0,8 MHz (cross-over-frekvens) og endre verdien på σm. Tre verdier for σm ble valgt i henhold til Re(K)-plottene vist i figur 1. I utgangspunktet, da σm var 0,01 S / m, opplevde begge celletyper positiv DEP, beveget seg mot regionen med høy elektrisk feltstyrke og flyttet ut fra topputtaket, som vist i figur 3A. De cytoplasmatiske ledningsevnene σcytoplasma for begge cellelinjene var høyere enn medieledningsevnen σm i dette spesielle tilfellet, og tvang dermed begge cellelinjene til å bevege seg nærmere elektrodene på toppen av mikrofluidisk kanal47. DEP-responsen til MCF-10A-cellene endret seg, og de opplevde negativ DEP, da σ m ble økt til 0,4 S /m med den påførte frekvensen fast ved 0,8 MHz. Figur 3B viser at MCF-10A-celler beveger seg til topputtaket, mens MCF-7-celler beveger seg til bunnutløpet. Årsaken til denne separasjonen er at MCF-7-celler er mer polariserte sammenlignet med MCF-10A, da deres cytoplasmatiske ledningsevne σcytoplasma er større enn medieledningsevnen σm, som vist i cellesorteringsvideoen (Video 2).

Figure 3
Figur 3: Cellesortering med fast frekvens. Simulering av MCF-7 og sunn celleseparasjon over tid ved DEP i mikrofluidisk enhet designet. MCF-7 og sunn celleseparasjon ved tre forskjellige verdier av konduktivitet av det suspenderte mediet: (A) 0,01 S/m; (B) 0,4 S/m; (C) 1,2 S/m. I hvert tilfelle var den påførte frekvensen 0,8 MHz, den påførte spenningen Vpp var 1,5 V, og strømningshastigheten ved injeksjonsinnløpet var 184 μm/s og 853 μm/s ved strømningsfokuseringsinnløpet. I simuleringen er MCF-7-celler og MCF-10A-celler representert med henholdsvis blå og røde sirkler. Vennligst klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Etter hvert som mediumkonduktiviteten ble ytterligere økt til 1,2 S/m, ble både MCF-7- og MCF-10A-celler begge mindre polariserbare enn mediet som omga dem på grunn av lavere cytoplasmatisk ledningsevne σcytoplasmaverdier . Følgelig opplevde de nDEP og flyttet bort fra regioner med høyt elektrisk felt, som vist i figur 3C.

Disse resultatene viser at ledningsevnen til mediet spiller en viktig rolle i å skille MCF-7 ikke-metastatiske brystkreftceller fra MCF-10A ikke-tumorbrystepitelceller basert på DEP. Videre, som vist i figur 3B, for å oppnå en effektiv separasjon, må mediumkonduktiviteten justeres på en slik måte at cellene opplever enten pDEP eller nDEP, basert på deres respektive dielektriske egenskaper.

Til slutt ble effekten av den påførte dielektroforetiske kraften, F DEP, på sorteringsoppførselen til begge cellelinjene undersøkt ved å holde mediumledningsevnen konstant ved 0,4 S / m. FDEP er en funksjon av frekvensen til det påførte elektriske feltet48,49, og etter hvert som frekvensen av det påførte elektriske feltet endres, cellene endrer DEP-virkemåten. Simuleringene ble startet ved å sette frekvensen til 100 kHz, og det ble observert at både MCF-10A og MCF-7 cellelinjer opplevde nDEP og beveget seg bort fra regionen med høyt elektrisk felt mot bunnuttaket, som vist i figur 4A. Etter hvert som frekvensen ble økt, forble DEP-oppførselen til begge cellelinjene uendret til 0,8 MHz, da MCF-10A endret DEP-oppførselen og krysset over til pDEP-regionen. Dette er poenget med maksimal separasjon mellom DEP-responscellene som undersøkes og maksimal sorteringseffektivitet, som vist i figur 4B. Når frekvensen ble økt til 100 MHz, ble det observert at begge cellelinjene opplevde pDEP og beveget seg mot topputtaket, som vist i figur 4C. Ved høyere frekvenser over 0,8 MHz begynte cellene å immobilisere ved kanalveggene. Immobilisering av celler ved kanalveggene kan føre til celletap under sorteringsprosessen, noe som igjen har en effekt på enhetens totale effektivitet. Effekten av disse kreftene kan også forårsake alvorlig tap i cellens levedyktighet hvis de blir utsatt for en lengre periode. Yang og medarbeidere kvantifiserte effekten av DEP-krefter på en Listeria monocytogenes cellelinje ved å utsette dem for et AC elektrisk felt på 5 MHz og en topp til toppspenning på 20 VPP50. Resultatene deres indikerte et levedyktig celletap på 56% -89% når det ble holdt under effekten av DEP-kraft i 4 timer. På samme måte har DEP-krefter også blitt rapportert å ha en effekt på bevegelsen av celler når de suspenderes i et polariserbart medium og har blitt brukt til å immobilisere celler. Ettehad og medarbeidere rapporterte en mikrofluidisk enhet med interdigitated elektroder (IDE) som brukte en AC-frekvens på 1 MHz og 20 VPP for å immobilisere gjærceller51. De viste at immobilisering av gjærcellene deres var avhengig av størrelsesforholdet mellom avstanden mellom IDE-ene og påført spenning. Økningen i størrelsesforholdet mellom IDE-avstand resulterte i en kraftig reduksjon i celleimmobilisering, og for å immobilisere celler i enheter med større avstand mellom IDE-er, var det nødvendig med høyere VPP. Celleimmobilisering er en ønsket applikasjon når celler må fanges for analyse eller vekst. De tidligere resultatene viste tydelig at påført vekselstrømfrekvens og spenning har en effekt på celleimmobilisering. I applikasjoner der sortering eller screening med høy gjennomstrømning er det ønskede resultatet, resulterer celleimmobilisering i celletap og reduserer enhetens utgangseffektivitet.

For å kvantifisere effekten av påført frekvens og spenning på celleimmobilisering, ble et sett med simuleringer kjørt fra kilohertz til megahertz frekvensområde ved en fast påført spenning på 1,5 VPP. Resultatene er vist i supplerende figur S4. Resultatene viste at ved frekvenser i kHz-området var immobiliseringen av cellene ved kanalveggene langt mindre sammenlignet med frekvenser i MHz-området. Siden DEP-kraft er direkte proporsjonal med den påførte AC-frekvensen, kan vi utlede at ved høy DEP-kraft er immobiliseringen av celler mer uttalt. For denne mikrofluidiske enheten vil det være et celletap under sortering av MCF7- og MCF-10A-celler ettersom det kreves å operere ved frekvenser større enn 0,8 MHz. Effekten av den tilfeldige fordelingen av celler ved innløpet ble videre undersøkt ved å velge en tilfeldig fordelingsgrensebetingelse. Flere cellekanalvegginteraksjoner ble observert i dette tilfellet, som vist i supplerende figur 5.

Figure 4
Figur 4: Cellesortering med fast mediumkonduktivitet. Effekt av frekvensen av det påførte AC-feltet på separasjon av ikke-metastatiske brystkreftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) i den mikrofluidiske enheten simulert. (A) f = 100 KHz; (B) f = 0,8 MHz; (C) f = 100 MHz. Konduktiviteten til væskemediet ble fastsatt til σ m = 0,4 S/m . Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Dielektriske egenskaper for simulering εcytoplasma σcytoplasma
(S/m)		 εmembran σmembran
(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 Frekvens av det elektriske feltet
sigma_f 0,4 [S/m] 0,8 S/m Fluid medium ledningsevne
epsilon_f 80 80 Fluid relativ permittivitet
rho_f 1000 [kg/m3] 1000 kg/m³ Væsketetthet
mu_f 1 x 10-3 [Pa · s] 0.001 Pa · s Flytende dynamisk viskositet
rho_p 1050 [kg/m3] 1050 kg/m³ Partikkeltetthet
DP1 17 [μm] 1,7 x 10-5 m Partikkeldiameter
DP2 16 [Umm] 1,6 x 10-5 m Partikkeldiameter
sigma_p1 0,8 [S/m] 0,6 S/m Partikkelledningsevne
sigma_p2 0,1 [S/m] 1.1 S/m Partikkelledningsevne
epsilon_p1 50 55 Sunn relativ permittivitet
epsilon_p2 100 65 Kreft relativ permittivitet
sigma_s1 6 x 10-6 [S/m] 6 x 10-6 S/m Shell elektrisk ledningsevne
sigma_s2 6 [S/m] 6 S/m Shell elektrisk ledningsevne
epsilon_s1 11 11 Shell relativ permittivitet
epsilon_s2 11 11 Shell relativ permittivitet
th_s1 7 [nm] 7 x 10-9 m Shell tykkelse
th_s2 7 [nm] 7 x 10-9 m Shell tykkelse

Tabell 1: Rammebetingelser. Dielektriske egenskaper til MCF-7 og MCF-10A

Video 1: En video som viser protokolltrinnene. Vennligst klikk her for å laste ned denne videoen.

Video 2: Cellesorteringsvideo. Vennligst klikk her for å laste ned denne videoen.

Tilleggsfil 1: De styrende ligningene og teoretisk bakgrunn. Klikk her for å laste ned denne filen.

Supplerende figur 1: Enhetsdesign og parametere. Mikrofluidisk enhetsdesign som fremhever forskjellige deler av enheten. Klikk her for å laste ned denne filen.

Supplerende figur 2: Gap mellom elektroder. Gapet mellom to patchelektroder. Klikk her for å laste ned denne filen.

Supplerende figur 3: Mesh uavhengighetsstudie. En mesh-uavhengighetsstudie som viser effekten av forskjellige maskestørrelser på sortering av MCF-7- og MCF-10A-celler. (A) De forskjellige maskestørrelsene for den mikrofluidiske enheten, som viser antall elementer for hvert nett. Antall elementer som utgjør masken øker fra grovere til finere nett. (B) Sortering av MCF7- og MCF-10A-celler på forskjellige maskestørrelser ved å holde alle de andre driftsparametrene konstante. De fine og finere maskestørrelsene gir de beste resultatene for sortering. Klikk her for å laste ned denne filen.

Supplerende figur 4: Celleimmobilisering og tilfeldig fordelingstest. Simuleringer utført for frekvenser mellom 10 KHz og 6 MHz for å validere effekten av DEP-kraft på celleimmobilisering. (A) Ved f = 10 kHz observeres ingen sortering og celleimmobilisering. (B) Ved f = 200 kHz observeres ingen sortering og celleimmobilisering. (C) Ved f = 0,8 MHz observeres sortering og celleimmobilisering ved utløpsveggene. Klikk her for å laste ned denne filen.

Supplerende figur 5: Tilfeldig fordeling. Tilfeldig fordelte partikler ved innløpet til brikken. Klikk her for å laste ned denne filen.

Supplerende tabell 1: Sammenligning av ulike DEP-baserte mikrofluidiske sorteringsenheter. Klikk her for å laste ned denne filen.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Mikrofluidiske enheter har blitt rapportert tidligere for cellekultur, fangst og sortering 47,52,53. Fremstillingen av disse enhetene i renrommet er en kostbar prosess, og det er viktig å kvantifisere utgangen og effektiviteten til en foreslått mikrofluidisk enhet gjennom CFD-simuleringer. Denne studien presenterer design og simuleringer av en AC-dielektroforetisk mikrofluidisk enhet for kontinuerlig separasjon av ikke-metastatiske brystkreftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) basert på deres dielektriske egenskaper23.

Enheten drives ved å bruke et elektrisk felt via et sett med to mikroelektroder innebygd i en enkelt mikrofluidisk sorteringskanal for å skille MCF-7 og MCF-10A celler basert på deres dielektriske egenskaper. Separasjonseffektiviteten til enheten ble beregningsmessig simulert for forskjellige verdier av middels konduktivitet og for en rekke anvendte vekselstrømfrekvenser. De optimale verdiene for påført vekselstrømfrekvens og mediekonduktivitet ble funnet å være henholdsvis 0,8 MHz og 0,4 S/m. En lavspenning på 1,5 Vp-p ble brukt gjennom simuleringene. Det påførte vekselfrekvensområdet og den påførte spenningen er sammenlignbare med tidligere rapportert litteratur23,47. Ved frekvenser over 1 MHz ble cellens immobiliseringseffekt observert, noe som bør tas i betraktning for fremtidige enhetsdesign og fabrikasjon. Vi lister denne celleimmobiliseringen som en begrensning av metoden vår i sammenheng med cellesorteringsapplikasjoner. Vi tror celleimmobilisering ved høyere frekvenser kan brukes til celledifferensiering som tidligere rapportert i litteratur54, noe som gir dette foreslåtte designet en ny retning. Denne applikasjonen vil være av stor interesse for forskere innen syntetisk biologi.

De kritiske trinnene for riktig implementering av denne protokollen inkluderer valg av egnede fysikknoder og undernoder (trinn 1.5-1.9). Disse trinnene danner grunnlaget for hele simuleringsprotokollen og hjelper til med å velge parameterverdier for hver celletype, påført kraft og påført spenning. Et annet kritisk skritt er å velge riktig væskemedium konduktivitet og påført frekvens. Dette kan oppnås ved å kjøre et feilsøkingstrinn for den parametriske feiingen. Den parametriske feiingen av disse to parametrene kan hjelpe deg med å bestemme de optimale verdiene for fremtidige simuleringer. Til slutt er en maske uavhengighetsstudie også kritisk i sammenheng med å velge riktig maskestørrelse for eventuelle fremtidige simuleringer. Det anbefales på det sterkeste at en mesh-uavhengighetsstudie utføres som et feilsøkingstrinn før du fullfører fremtidige simuleringer.

Denne studien gir det første simuleringsbaserte eksemplet på inline separasjon av ikke-metastatiske brystkreftceller (MCF-7) og ikke-tumorbrystepitelceller (MCF-10A) basert på deres dielektriske egenskaper. Vi tror at dette designet kan implementeres videre for levedyktig og ikke-levedyktig cellesortering.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne oppgir ingen potensielle interessekonflikter.

Acknowledgments

Denne studien ble støttet av Higher Education Commission of 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 utgave 186
Mikrofluidisk enhet for separasjon av ikke-metastatiske (MCF-7) og ikke-tumor (MCF-10A) brystkreftceller ved bruk av AC-dielektroforese
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