Separating Beads and Cells in Multi-channel Microfluidic Devices Using Dielectrophoresis and Laminar Flow

Larry J. Millet; Kidong Park; Nicholas N. Watkins; K. Jimmy Hsia; Rashid Bashir

doi:10.3791/2545

JoVE Journal > Bioengineering

Please note that all translations are automatically generated. Click here for the English version.

Bio-ingénierie

Scheiden Kralen en cellen in Multi-channel Microfluïdische apparaten met behulp van Dielectrophoresis en Laminar Flow

Published: February 04, 2011

doi:

10.3791/2545

Larry J. Millet^1,2, Kidong Park^1,2, Nicholas N. Watkins^1,2, K. Jimmy Hsia^2,3, Rashid Bashir^1,2,4

¹Electrical and Computer Engineering,University of Illinois at Urbana-Champaign, ²Micro and Nanotechnology Lab,University of Illinois at Urbana-Champaign, ³Mechanical Science and Engineering,University of Illinois at Urbana-Champaign, ⁴Bio-ingénierie,University of Illinois at Urbana-Champaign

Summary

Dielectrophoresis (DEP) is een effectieve methode om cellen te manipuleren. Printed circuit boards (PCB's) kan bieden goedkope, herbruikbare en effectief elektroden voor contact-free celmanipulatie binnen microfluïdische apparaten. Door het combineren van PDMS-based microfluïdische kanalen met dekglaasjes op PCB's, tonen we aan kralen en cel-manipulatie en scheiding binnen multichannel microfluïdische apparaten.

Abstract

Microfluïdische apparaten hebben geavanceerde mobiele studies door middel van een dynamische vloeibare omgeving op de schaal van de cel voor het bestuderen, manipuleren, sorteren en tellen van cellen. Echter, het manipuleren van de cel binnen de vloeibare domeinnaam blijft een uitdaging en vergt ingewikkelde fabricage protocollen voor het vormen van kleppen en elektroden, of eisen speciale apparatuur zoals optisch pincet. Hier tonen we aan dat de conventionele printplaten (PCB's) kan worden gebruikt voor de non-contact manipulatie van cellen door gebruik te dielectrophoresis (DEP) voor de kraal en cel manipulatie in laminaire stroming velden voor bioactuation, en voor cel-en kraal scheiding in multichannel microfluïdische apparaten. Eerst presenteren we het protocol voor het monteren van de DEP elektroden en microfluïdische apparaten, en de voorbereiding van de cellen voor DEP. Dan hebben we karakteriseren van de DEP-werking met polystyreen parels. Ten slotte tonen we representatieve resultaten van de kraal en cel-scheiding in een multichannel microfluïdische apparaat. Samengevat, DEP is een effectieve methode voor het manipuleren van deeltjes (korrels of cellen) binnen microfluïdische apparaten.

Protocol

Een algemeen schema van de apparatuur in te stellen is weergegeven in figuur 1A. De PCB-assemblage monster is nader uitgewerkt in een dwarsdoorsnede schematisch in figuur 1B. 1. Voorbereiden PCB Elektroden: Ontwerp PCB elektroden om de gewenste geometrie naar een niet-uniform elektrisch veld te genereren. Op maat PCB elektrode chips kunnen worden besteld via commerciële fabricage faciliteiten (figuur 1C). Bereid geprefabriceerde PCB elektroden door solderen 16-gauge draad aan het einde van elke afgedrukte metalen elektrode (Figuur 1D). Plaats de draad op het uiteinde van de elektrode. Houd de draad op zijn plaats op het metalen gedeelte van de printplaat met de hete soldeerpunt om de draad hitte. Feed een kleine hoeveelheid soldeer in het verwarmde draad aan de draad te vullen met soldeer. Nadat de draad is gevuld met soldeer, verwijder de soldeerbout, die de draad op zijn plaats, terwijl het soldeer afkoelt. Herhaal het soldeerproces voor elke elektrische aansluiting op de printplaat (figuur 1D). 2. Bereid Microfluïdische kanalen: Polydimethylsiloxaan (PDMS)-gebaseerde microfluïdische kanalen zijn bereid met behulp van het PDMS elastomeer, Sylgard 184 van Dow Corning. Een meester schimmel die de kanalen definieert wordt meestal gemaakt door middel van standaard microfabricage processen met behulp van een silicium wafer en de SU-8 fotolak. Meng de basis verbinding aan verharder in een verhouding 10:01 voor 5 minuten. Giet de vloeistof PDMS op de prefab SU-8 meester mal en verwijder de luchtbellen door het blootstellen van vloeibare PDMS te stofzuigen voor een paar minuten. Herhaal vacuüm proces indien nodig volledig te verwijderen alle bubbels. Cure de PDMS bij 70 ° C gedurende 2 uur. Verwijder de PDMS plaat met microfluïdische kanalen van de wafer met een scheermesje, Zorg ervoor dat u wafer te breken. Perforatiegaten voor de invoering van vloeistoffen en cellen in de microfluïdische apparaat. (Opmerking: Spuit pompen, zwaartekracht of oppervlakte-spanning gebaseerde flow kunnen allemaal worden gebruikt met DEP.) Inspecteer de microfluïdische apparaat om te garanderen dat vrij is van stof en vuil. Het reinigen van de PDMS kan gemakkelijk worden bereikt met behulp van 3M Scotch Magic Tape. Plasma bond de PDMS microfluïdische kanalen naar een schone No.0 dikte (80 tot 130 micrometer) dekglaasje aan. Verwarm de dekglaasje-microfluïdische montage op 100 ° C voor een minimum van 15 minuten. 3. Bereid Low-geleidbaarheid Media: Low-geleiding media wordt bereid door het mengen van 8,5% sucrose + 0,3% glucose (w / v) in gedeïoniseerd (DI) water 1. Let op:. We hebben eerder aangetoond dat cellen kunnen worden gekweekt voor de dag in de conventionele media voor celkweek na blootstelling aan een lage geleidbaarheid voor een korte periode (ongeveer 30 min) 11 4. Monteer Microfluïdische Kanalen Onto PCB elektroden: Plaats een kleine hoeveelheid (ongeveer 10 pi) van minerale olie op de printplaat te strak contact tussen de PCB en het dekglaasje te verzekeren. Opmerking: Een optionele stap voor het verminderen van elektrode visualisatie is het bekleden van de PCB oppervlak met een zeer dunne laag van de zwarte viltstift of verf. Plaats het dekglaasje-microfluïdische kanaal montage op de geoliede PCB, met dekglas het vormen van contact met de olie (dekglaasje naar beneden). Druk de dekglaasje-microfluïdische montage tot een goed contact te waarborgen en luchtbellen die kan afbreuk doen aan cel en hiel visualisatie te minimaliseren. Een voorbeeld van de ingevulde apparaat wordt weergegeven in figuur 1D. 5. Sorteren en Concentrate Kralen en cellen met behulp van DEP: Vul de microfluïdische kanalen met DI-water of lage geleidbaarheid media, het plasma hechting proces vergemakkelijkt het eenvoudig laden van waterige oplossingen in de microfluïdische kanalen door tijdelijk het maken van de normaal hydrofoob oppervlak hydrofiel PDMS. Introduceer cellen en / of polystyreen parels in het kanaal reservoir (figuur 1C). Hier gebruiken we de menselijke colon adenocarcinoma (HT-29) cellen. Sluit de uitgang van een functiegenerator op de ingang van een AC-versterker en sluit vervolgens de uitgang van de versterker naar de elektrode draden. Bestrijken alle elektrische draden en oppervlakken van de installatie met elektrische tape om gebruikers te beschermen tegen de mogelijke blootstelling aan schokken. Een schematisch diagram van de apparatuur in te stellen is weergegeven in figuur 1A. Stel de functie generator om een sinusgolf uitgang van 1,0-1,5 MHz te produceren. De amplitude van de productie moet worden aangepast voor de RF-vermogen versterker een vermogen van 80-100V te produceren op de printplaat. De RF-vermogensversterker in dit werk vereist een ingangsspanning rond 220-330 mV. Om aparte cellen en kralen, moeten de laminaire debiet compatibel zijn met de DEP kracht om de cellen en kralen in het hoofdkanaal (breedte w = 100 micrometer, hoogte h = 27 micrometer) te verplaatsen naar de doelgroep kanalen (breedte w = 100 micrometer , hoogte h = 27 micrometer). Let op: overleg met PCB fabrikant aan de m vast te stellenaximum bedrijfsspanningen om kwesties zoals PCB oververhitting of smelten te voorkomen. Controleer de fabrikanten de specificaties voor de functie generator en eindversterker fabrikanten om een veilige exploitatie instellingen bepalen. Initiëren DEP te sorteren cellen en kralen. Cellen ervaring een positieve-DEP terwijl polystyreen parels ervaring een negatief-DEP in een niet-uniform elektrisch veld binnen de opgegeven frequenties. Dit maakt DEP-force-geactiveerde bioactuation en scheiding van cellen en andere deeltjes in microfluïdische apparaten met behulp van betaalbare en herbruikbare PCB's als elektroden. 6. Representatieve resultaten: Wanneer DEP effectief is bij bedienen van cellen of deeltjes, is een robuuste afstemming binnen de niet-uniforme elektrische velden waargenomen voor statische baden of langzaam vloeistof snelheden. Onder de voorwaarden van de hogere snelheden vloeistof, de cel of het deeltje gedrag is afhankelijk van de relatieve oriëntatie van de axiale stroom naar het elektrische veld en de stroomsnelheid. Daarnaast is de cel en deeltje gedrag zijn ook afhankelijk van de elektrische veldsterkte en de mate van niet-uniformiteit binnen het elektrische veld. Typische gedrag van cellen of deeltjes zijn 'parel kettingen,' fietsen, stalling, of draaien. Voorwaarden die compromis of af te schaffen DEP de aanwezigheid van zouten of andere ionische moleculen in de vloeistof, zwakke elektrische veldsterkte, overmatige stroomsnelheden, dekglaasjes die te dik zijn, of geleidende oplossingen tussen de dekglaasje en PCB elektroden bevatten (bijvoorbeeld een gebarsten dekglaasje kunnen induceren het mengen van water en minerale olie). Hier, bij het gebruik van No.0 dikte dekglaasjes (80 tot 130 micrometer) en een elektrode-afstand van de (231 m), de helling van het plein van het elektrische veld intensiteit toegepast op het HT-29 cellen en kralen wordt geschat op tussen de twee -8-6 -8 V 2 / 3 micrometer 1. De DEP kracht kan worden geschat door het meten van de snelheid van het deeltje, gemanipuleerd door DEP in statische vloeistof (Figuur 2A-B). Door de kleine inertie van het deeltje en zeer visceuze omgeving van microfluïdische kanaal, zal de hydrodynamische weerstand kracht gelijk zijn aan, maar in tegengestelde richting met de DEP kracht. De gemiddelde snelheid van kraal in de lage-geleidbaarheid media is 34,5 micrometer / s met DEP spanning van 93 Vpp en 1,5 MHz. De hydrodynamische weerstand van kracht kan worden berekend met volgende formule 1. F slepen = 6πηRv De gemiddelde viscositeit η van de lage-geleidbaarheid media bij 20 ° C is 1,27 mPa • s en de kraal straal R is 7,5 micrometer. De hydrodynamische weerstand kracht voor de polystyreen microbeads wordt geschat op 6,19 pN. Om aan te tonen de mogelijkheid om parels bedienen binnen microfluïdische kanalen (figuur 2C-F), we begonnen de stroom van de low-geleidbaarheid media door het gebruik van oppervlaktespanning gemedieerde stromen. De gemiddelde snelheid in de kraal een ingangskanaal was 1540 um / sec, terwijl de gemiddelde snelheid binnen de afzonderlijke kanalen werd teruggebracht tot 565 micrometer / sec (figuur 2C). Met de inleiding van DEP, werden de parels bewaard worden in de centrale kanaal in plaats van vrijkomen in het zijkanaal. Dus, onder deze omstandigheden, de DEP troepen waren voldoende om de wrijving van de vloeistof te overwinnen in de twee nevengeulen. Hetzelfde principe werd ook gebruikt om de kralen af te leiden van de centrale Cannel om een enkele zijkanaal door simpelweg het veranderen van de oriëntatie van de kanalen en de kraal stroom aan die van de DEP elektroden (figuur 2E-F). Door vissen de metalen elektrode aan de kant van de single inlaatkanaal, toen DEP werd gestart, werden de kralen geleid naar de kant van het kanaal als de kralen benaderde de trifurcation punt. Daar wordt de DEP krachten voldoende waren om de kralen te trekken in een van de zijde kanalen waar de laminaire stroming bleef ze drijven beneden het kanaal (figuur 2F). Omdat de cellen en polystyreen korrels zijn duidelijke verschillen in hun vermogen om gepolariseerd en aangedreven worden in niet-uniforme elektrische velden, gebruiken we DEP de mogelijkheid om de on-chip scheiding van cellen en kralen, tegelijkertijd uit te voeren aan te tonen. We gebruikten dezelfde microfluïdische kanaal structuur-en PCB-elektrodes zoals geconfigureerd in figuur 2E-F, maar introduceerde een schorsing van HT-29 cellen en kralen in lage geleidbaarheid media in de interne inlaat kanaal (figuur 3). Wanneer DEP is ingevoerd, en onder deze omstandigheden, de HT-29 cellen werden behouden in de twee linker uitgang kanalen terwijl de kralen werden behouden in de individuele uitgangskanaal aan de rechterkant. Hier worden de cellen vertonen een karakteristieke 'parel-chaining' gedrag als ze worden verzameld in de linker uitgang kanaal. Af en toe een kraal en de cel te worden aan elkaar zijn bevestigd, waarin ze samen worden verzameld, vaak in de cel uitgangskanalen. Uit dit experimentAl de gegevens, bepalen we het sorteren tarief worden 713 deeltjes (cellen en kralen) per minuut, of het equivalent van 14.260 cellen en kralen in 20 minuten. Het aantal cellen en kralen opgevraagd is relevant en nuttig voor moleculaire biologie, imaging, biochemische en lab-on-a-chip toepassingen. Figuur 1. PCB-gebaseerde DEP van cellen en deeltjes in microfluïdische kanalen. (A) Het installeren van apparatuur voor het DEP-gebaseerde bediening begint met een functie generator het bepalen van de frequentie en amplitude van het elektrische signaal, dan is een eindversterker aan de signaalsterkte van de boost elektrisch veld gegenereerd op de printplaat. (B) De microfluïdische apparaat montage voor sample bediening bestaat uit PDMS microfluïdische kanalen irreversibel gebonden aan een nee. 0 dikte dekglaasje (80 tot 130 micrometer) door zuurstof plasma, niet-geleidende media om de cellen en / of kralen baden. (C) De PCB elektroden gebruikt hier uit twee regio's waar de elektroden interdigitated een sterk niet-uniform elektrisch veld te genereren. (D) Het ingevulde apparaat: een PCB met een trifurcated microfluïdische apparaat op een dekglaasje, inzet toont het hele apparaat met elektroden draden. (CD) Voor schaal, PCB metingen zijn 8,4 cm (l), 2,1 cm (w), met 5 mm brede elektroden. Figuur 2. Representatief beeld van cellen en kralen in kanalen voor en tijdens de DEP bediening. (A) 15 micrometer fluorescerende polystyreen parels in een low-geleidbaarheid media oplossing binnen een PDMS microfluïdische kanaal, zonder laminaire flow (tijd verstreken, 1.23 sec). (B) Bij DEP initiatie, de kralen migreren in de richting van de PCB elektrode patronen (zwarte strepen) in plaats van tussen de elektroden (tijd verstreken, 8.18 sec). (C) Kralen in dezelfde kanalen onder laminaire stroming zijn verdeeld over de drie afzonderlijke kanalen (tijd verstreken, 5,3 sec); wanneer DEP is gestart (D), de kralen in werking worden gesteld om alleen stroom in het centrale kanaal (tijd verstreken, 4.3 sec). (E) Door het veranderen van de oriëntatie van de kanalen op de printplaat elektroden, kan kralen differentieel worden gericht aan de zijkant kanalen (F) met behulp van DEP in plaats van het centrale kanaal, zoals aangegeven in (D). (EF) verstreken tijd is 8,23 sec en 5,16 sec, respectievelijk. Alle schaalniveaus bars = 100 micrometer. Figuur 3. Representatief beeld van cellen en kralen in kanalen voor en tijdens de DEP bediening. (AB) Voorafgaand aan de start DEP, een gemengde oplossing van het menselijk colon adenocarcinoma (HT-29) cellen en kralen van het ene kanaal naar 3 aparte kanalen. De open pijl geeft de richting van de laminaire stroming en kanalen worden beschreven met stippellijnen voor oriëntatie en verduidelijking. (CD) door het induceren van DEP, zijn kralen en cellen selectief bediend in afzonderlijke kanalen zoals geïdentificeerd. HT-29 cellen af te sluiten van de centrale en linker kanaal dat de kralen af te sluiten het juiste kanaal. Kenmerkend parel chaining van kralen en cellen wordt waargenomen tijdens DEP bediening. (A, C) differentieel interferentie contrast beeldvorming van cellen en kralen in microkanalen maakt de kralen goed zichtbaar. Glow schaal van intensiteit beelden (B, D) van dezelfde DIC beelden (A, C), het verbeteren van de visualisatie van cellen in kanalen. De reflecterende metalen elektroden ((A, C) lichte streep en (B, D) geel en groen) geven een prominent herkenningspunt voor het uitlijnen van microkanalen op de elektroden voor een effectieve DEP-gebaseerde bediening. Schaal bars = 100 micrometer.

Discussion

Cel manipulatie in microfluïdische apparaten is wenselijk voor het sorteren of selectieve plaatsing van enkele cellen of voor bevolkingsonderzoek. ^Twee Laminaire stroming wordt gebruikt in combinatie met kleppen en pompen om cellen binnen microfluïdische apparaten te manipuleren. Echter, deze methoden alleen zijn uitdagend en gedetailleerde fabricage processen en vaardigheden ³ centrifugatie kan de vraag naar cel plaatsen, maar simultane beeldvorming is een uitdaging te vereenvoudigen;. Bovendien het kanaal architectuur voor het centrifugeren moet zorgvuldig worden gezien bij het ontwerpen van de gewenste manipulaties en overweegt effecten van centripetale krachten. ⁴ Laser pincet kan gebruikt worden voor plaatsing cel, maar de methode is duur en niet vatbaar voor high-throughput celsortering. ^vijf Toch heeft DEP is aangetoond als een doeltreffend systeem van "elektrische pincet" voor een effectieve cel opstelling, karakterisering en manipulatie. ^6,7

In het bijzonder, is DEP is gebruikt om selectief te vangen en sorteren cellen voor on-chip verwerking van levende en dode cellen, ^7-10 en voor het verzamelen van cellen op resonantie sensoren voor het meten van celmassa. ¹¹ We hebben eerder aangetoond dat door het verhogen van de DEP werking op bacteriën of kralen boven de vloeibare sleepkracht, kan de on-chip de concentratie en de vangst van polystyreen parels en Listeria monocytogenes V7 worden bereikt. ¹² Gemengde populaties van E. coli en L. monocytogenes bacteriën kunnen ook worden gericht en vrijgegeven door DEP pulsen. Bovendien kunnen grotere deeltjes differentieel worden vastgelegd en concentreerde zich op de elektroden op basis van de grote deeltjesgrootte, terwijl de kleinere deeltjes zijn niet te vangen, maar zijn verwijderd met het vloeibare stroom. ¹³ Wanneer DEP krachten niet de vloeibare slepen krachten op de deeltjes, het overwinnen kraal of cel is niet vastgelegd, maar worden verplaatst binnen de vloeibare stroom. Zoals weergegeven in figuur 2C, kan kralen worden geconcentreerd in de centrale regio van de vloeistofstroom voldoende om de parels te behouden in het centrale kanaal. Dit zou te wijten aan het gecombineerde effect van de deeltjes-to-deeltje invloeden binnen het elektrische veld, vocht snelheden groter dan DEP te slepen krachten, de combinatie van deze, of een andere ongedefinieerde effect.

Nieuwe ontwikkelingen in de contactloze DEP staat voor het maximaliseren van cel-capture en manipulatie met de minimaal vereiste veld, waardoor het beschermen van soorten cellen, de grootste mate, tijdens de DEP manipulatie. ^1,9 Contactloze DEP biedt belofte aan de microfluidics gemeenschap voor het sorteren, verzamelen en positionering cellen binnen microfluïdische apparaten. We verwachten dat met de toegenomen vraag naar, en de implementatie van DEP voor manipulatie binnen microfluïdische apparaten, verdere ontdekkingen en innovaties zal het begrip en de invloed van de DEP krachten uit te breiden.

PCB's kunnen worden vervaardigd door middel van high-volume processen tegen een betaalbare prijs met een snelle fabricage doorlooptijd, waardoor ze goed platforms voor commercialisering. Daarnaast, PCB's zijn eenvoudig te gebruiken en toegankelijk voor wetenschappers in een waaier van disciplines voor on-chip cel manipulaties en sorteren.

Bij het ontwerpen van de lay-out van de printplaat elektroden, moet rekening worden gehouden met de gewenste deeltjesgrootte / cel traject. Belangrijke factoren ter overweging zijn deeltjesgrootte en type (kraal en / of cel), type cel, microkanaal grootte, stroomsnelheid, elektrode-afstand (die bepaalt de elektrische veldsterkte), dekglaasje dikte, en de vloeistof geleidbaarheid. Deze factoren van invloed op de kracht die nodig is en beschikbaar is voor het deeltje of cel, en uiteindelijk de scheiding efficiency te manipuleren. Ons protocol hier wordt gepresenteerd toont een effectieve opzet voor het initiëren DEP voor microsfeer en cel scheiding. Voor mogelijke toepassingen, gebruikers moeten de architectuur van de microfluïdische kanaal ontwerp overeenkomen met het gewenste debiet paden voor cellen en kralen, evenals de elektrode patronen om de efficiëntie te optimaliseren voor elke toepassing. Elektrode-afstand en dikte van dekglaasje kan gebruikt worden op basis van de eerder gerapporteerde richtlijnen bij het ontwerpen van de microfluïdische kanaal lay-out ^1.

De geleidbaarheid en permittiviteit van de cel / deeltje en de omringende media moeten verschillend genoeg zijn om positieve of negatieve DEP te vergemakkelijken, terwijl de cellen intact. De polariteit van DEP voor een bolvormig deeltje kan worden bepaald op basis van het reële deel van een complex waarde van de volgende Clausius-Mosotti factor bij de frequentie ω van DEP spanning.

Vergelijking 1

In deze vergelijking ε, is permittiviteit, σ is geleidbaarheid, en ε * is complex permittiviteit. De indices p en mduiden het deeltje en de media, respectievelijk. Als een cel een hogere permittiviteit dan de media, of het reële deel van de Clausius-Mosotti factor wordt positief, het deeltje wordt meer gepolariseerd dan de omringende media. Als gevolg van een niet-uniform elektrisch veld, van het deeltje polarisatie wordt non-uniform en dit creëert een positieve DEP (+ DEP) kracht die de cel trekt in de richting van de regio met een hoger elektrisch veld intensiteit. Als een cel een lagere permittiviteit dan de omringende media, of het reële deel van de Clausius-Mosotti factor negatief wordt, zal het ondergaan negatief DEP (-DEP), en de cel wordt gedwongen in de richting van de minimale veld regio. Als de cel en de media hebben ongeveer dezelfde complex permittiviteit, kan geen kracht worden gegenereerd om de cel te manipuleren. Om deze reden, zuiver water is een favoriete media voor de DEP deeltje manipulatie. Echter, om te voorkomen dat de osmotische stress op de cel van zuiver water, was een lage geleidbaarheid media geformuleerd om de geleidbaarheid ongewijzigd, maar om osmolariteit te verhogen tot osmotische stress verminderen naar de cellen. Conventionele media voor celkweek of fysiologische buffers, zoals DMEM of PBS, hebben een hoge geleidbaarheid, die niet geschikt is voor de DEP manipulatie.

We hebben ook eerder aangetoond dat cellen kunnen worden vastgelegd op sensoren met DEP het gebruik van lage-geleidbaarheid media. Na een korte periode voor celhechting, kan de lage geleidbaarheid media worden vervangen voor de vereiste celkweek media naar cel groei te ondersteunen voor de dag. ¹¹

Vanuit onze ervaring, fluorescerende kralen zijn zeer helder met betrekking tot de levende cellen fluorescentie, dus het kan een uitdaging om de kraal intensiteit af te stemmen op de intensiteit van een woon-en fluorescerend cel. Ter verbetering van de visualisatie van zowel de cellen en de kralen, gebruikten we DIC microscopie op een rechtopstaande microscoop voor beeldvorming beide. Om de cellen en kralen, we de gegevens in een intensiteit glow-schaal beeld, dat de gegevens in een breed kleurenspectrum voor beter zicht behoudt. Dus, bij het ontwerpen van de studie van belang zijn, moeten de imaging parameters en middelen worden overwogen.

Samengevat, we zien de mogelijkheid om selectief kralen en cellen bedienen in afzonderlijke kanalen met behulp van DEP. Met de toenemende nut van microfluïdische kanalen voor celbiologie, biochemie en biotechnologie-toepassingen, DEP is een wenselijke optie voor cel-inzameling, plaatsing en sorteren. De PCB elektroden fabricage is goedkoop en handig, de elektroden zijn eenvoudig te gebruiken, en de snelle fabricage tijden zijn ideaal voor de implementatie van DEP.

Divulgations

The authors have nothing to disclose.

Acknowledgements

We drukken waardering voor Woo-Jin Chang voor het verstrekken van de trifurcating kanalen voor DEP bediening en Mitchell Collens voor zijn hulp bij het installeren van apparatuur. Het werk werd ondersteund door de Amerikaanse NSF door Grant OISE-0951647 en door Taiwan NSC door Grant 99-2911-1-002-007.

Materials

Material Name	Company	Catalogue Number	Comment
Sylgard 184 kit (PDMS)	Elsworth Adhesives	184 SIL ELAST KIT 0.5KG	Dow Corning Sylgard
16 awg hook-up wire	Belden	8521	(Type MW) Mil-W-76C-PVC
Gold seal Cover Glass	Ted Pella	260320	No. 0 thick, 24 x 60 mm
Miltex Biopsy Punch	VWR Scientific	95039-104	Miltex, assorted sizes
Custom PCB electrodes	Bay Area Circuits	Custom parts
Mineral oil	Fisher Scientific	O121-1
Deionized water	House DI water supply	None	Use filtered DI water
D-Glucose Anhydrous Granular AR	Mallinckrodt Chemicals	4912-06
Sucrose, Crystal	Mallinckrodt Chemicals	8360-06
Fluorescent polymer microspheres	Bangs Laboratories	FS07F/9277	15μm Dragon green microspheres
HT-29 cell line	ATCC	HTB-38D	Human colon adenocarcinoma
Typsin 0.05% EDTA	Invitrogen	25300054
Eclipse E600FN upright microscope	Nikon	Eclipse E600FN
Phantom V310 High-speed imaging camera	Phantom	V310
BX51 upright research microscope	Olympus	BX51
SpotFlex high resolution color camera	Diagnostic Instruments	FX1520
Function generator	Agilent	3325A
RF Power amplifier	EIN	2100L

References

Park, K., Suk, H. J., Akin, D. Dielectrophoresis-based cell manipulation using electrodes on a reusable printed circuit board. Lab Chip. 9, 2224-2224 (2009).
Nilsson, J., Evander, M., Hammarstrom, B. et al., Review of cell and particle trapping in microfluidic systems. Anal. Chim. Acta. 649, 141-141 (2009).
Fu, A. Y., Chou, H. P., Spence, C. An integrated microfabricated cell sorter. Anal. Chem. 74, 2451-2451 (2002).
Rhee, S. W., Taylor, A. M., Cribbs, D. H. External force-assisted cell positioning inside microfluidic devices. Biomed. Microdevices. 9, 15-15 (2007).
Zhang, H., Liu, K. K. Optical tweezers for single cells. J. R. Soc. Interface. 5, 671-671 (2008).
Hunt, T. P., Westervelt, R. M. Dielectrophoresis tweezers for single cell manipulation. Biomed. Microdevices. 8, 227-227 (2006).
Vahey, M. D., Voldman, J. An equilibrium method for continuous-flow cell sorting using dielectrophoresis. Anal. Chem. 80, 3135-3135 (2008).
Burgarella, S., Bianchessi, M., Merlo, S. A Modular Platform for Cell Characterization, Handling and Sorting by Dielectrophoresis. Cytometry A. 77A, 189-18 (2010).
Shafiee, H., Sano, M. B., Henslee, E. A. Selective isolation of live/dead cells using contactless dielectrophoresis (cDEP). Lab Chip. 10, 438-438 (2010).
Vahey, M. D., Voldman, J. High-Throughput Cell and Particle Characterization Using Isodielectric Separation. Anal. Chem. 81, 2446-2446 (2009).
Park, K., Jang, J., Irimia, D. Living cantilever arrays’ for characterization of mass of single live cells in fluids. Lab Chip. 8, 1034-1034 (2008).
Gomez-Sjoberg, R., Morisette, D. T., Bashir, R. Impedance microbiology-on-a-chip: Microfluidic bioprocessor for rapid detection of bacterial metabolism. J. Microelectromech. Syst. 14, 829-829 (2005).
Li, H. B., Zheng, Y. N., Akin, D. Characterization and modeling of a microfluidic dielectrophoresis filter for biological species. J. Microelectromech. Syst. 14, 103-103 (2005).

Play Video

PDF

DOI

DOWNLOAD MATERIALS LIST

Citer Cet Article

Millet, L. J., Park, K., Watkins, N. N., Hsia, K. J., Bashir, R. Separating Beads and Cells in Multi-channel Microfluidic Devices Using Dielectrophoresis and Laminar Flow. J. Vis. Exp. (48), e2545, doi:10.3791/2545 (2011).