میکروفلوئیدهای بدون مسدود کردن برای جداسازی مداوم مبتنی بر اندازه میکرو ذرات

در سیستم های تصفیه میکروسیالی ، یکی از موانع اصلی برای کارآمد و کارآمد ، مسدود کردن فیلترها است. در اینجا ، ما یک تکنیک Sieving Microfluidic (μ-sieving) جریان جانبی را برای غلبه بر گرفتگی و امکان عملکرد مداوم جداسازی میکروسیالی مبتنی بر فیلتر معرفی می کنیم. نوسان مکانیکی با فرکانس پایین به جریان سیال اضافه شد ، که باعث می شود انتشار ذرات پلی استایرن ناخواسته (PS) جمع آوری شده بین ذرات PS هدف بزرگتر در فیلتر که نشان دهنده عملکرد مداوم μ است ، امکان پذیر شود. ما به جمع آوری ذرات PS هدف با 100 ٪ راندمان جداسازی رسیدیم. همچنین ، به طور متوسط ، بیش از 98 ٪ از ذرات هدف فیلتر شده پس از تصفیه که میزان بازیابی بالا را نشان می دهد ، بازیابی شدند. از آنجا که نوسان به مایع اما نه به سیستم فیلتر میکروسیالی استفاده نشده است ، تنش های مکانیکی به سیستم به حداقل می رسد و هیچ روش ساخت اضافی لازم نبود. ما همچنین از تکنیک عکسبرداری μ برای جداسازی سلولهای سرطانی (MDA-MB-231) از خون کامل استفاده کردیم و نشان دادیم که نوسانات سیال مانع از انسداد فیلترها توسط سلولهای سرطانی فیلتر شده می شود که اجازه جداسازی میکرو فلوئیدی مداوم با راندمان بالا می شود.

معرفی

جداسازی ذرات در مقیاس میکرو مسئله مهمی در کاربردهای صنعتی ، بیوشیمیایی و بالینی برای شناسایی و تجزیه و تحلیل ذرات خاص 1،2،3 بوده است. برای دستیابی به هدف ، ریزگردها به طور فعال اتخاذ شده اند زیرا قادر به دستکاری ذرات خرد است. تکنیک های میکروسیالی برای جدا کردن ذرات میکرو می توانند به دو دسته تقسیم شوند: روشهای فعال و غیرفعال. روشهای فعال از نیروهای خارجی مانند میدان الکتریکی ، میدان مغناطیسی ، موج آکوستیک و تعامل نوری استفاده می کنند و از خواص دی الکتریک ، مغناطیسی یا نوری خاص ذرات 4،5،6،7،8،9 استفاده می کنند. اگرچه این تکنیک ها سیستم هایی با راندمان جداسازی بالا و انتخابی تولید می کنند ، اما به طور کلی به دلیل تعامل هدف ضعیف که سرعت جریان نمونه را محدود می کند ، از توان بالایی برخوردار نیستند ، یا به برچسب زدن هدف نیاز دارند که وقت گیر است و ممکن است باعث کاهش زنده بودن نمونه شود. روشهای منفعل از خصوصیات فیزیکی متمایز ذرات مانند ، اندازه ، چگالی و به ویژه برای سلول ها ، تغییر شکل پذیری 10،11،12،13،14،15،16،18،19،20 استفاده می کند. این روشها دارای طراحی ساده ، ساخت نسبتاً ساده و توان بالا هستند. با این حال ، آنها معمولاً در مقایسه با روش های فعال از انتخاب پایین تر رنج می برند.

در تجزیه و تحلیل زیست پزشکی ، جداسازی سلولهای زنده به عنوان یک ابزار تشخیصی و پیش آگهی قدرتمند مورد نیاز است. روشهای فعال مبتنی بر آنتی بادی ها می توانند انتخاب خوبی باشند زیرا در جداسازی انتخابی و تشخیص سلولهای هدف راندمان بالایی نشان می دهند. با این حال با سرعت پردازش محدود و زنده ماندن سلول ، آنها به طور کلی برای کاربردهای بالینی که به سلول های بالایی و سلولهای دست نخورده نیاز دارند نامناسب هستند. تکنیک های جداسازی منفعل با استفاده از اندازه سلول می تواند انتخاب بهتری برای جداسازی سلول 21،22،23 باشد. به عنوان مثال ، جدا کردن سلولهای تومور در گردش (CTC) که از طریق سیستم گردش خون محیطی پخش می شوند ، بزرگتر و سفت تر از هموسیت ها هستند ، که باعث می شود اندازه و جداسازی مبتنی بر تغییر شکل 18،21،22،24،25 باشد.

یک رویکرد معمولی در بین روشهای جداسازی منفعل استفاده از فیلترهای میکروسیالی که حاوی ستون های میکرو ساخته شده از فاصله خاص یا یک الک با داشتن میکروهای 10،12،13،18،20 است. فیلترهای میکروسیالی اجازه می دهند ذرات با قطر کوچکتر از منافذ باز از آن عبور کنند ، در حالی که ذرات بزرگتر را به دام می اندازند. با این حال ، با جمع شدن ذرات هدف به دام افتاده ، قسمت هایی از فیلترها مسدود می شوند و تعداد منافذ باز را کاهش می دهند و مقاومت هیدرودینامیکی را به طور غیرقابل پیش بینی تغییر می دهند. این منجر به تجمع ذرات غیر هدف کوچکتر در اطراف منافذ محدود شده منجر به آلودگی ذرات هدف فیلتر شده و کاهش خلوص آنها 15،18،26 می شود. همچنین باعث ایجاد استرس برشی بالاتر می شود و در نتیجه ذرات به دام افتاده از طریق فیلترها فشرده می شوند ، یا در مورد سلول ها ، برشی ممکن است باعث کاهش پارگی باعث کاهش کارایی شود. علاوه بر این ، فشار هیدرولیک اعمال شده بر روی ذرات فیلتر شده باعث می شود که آنها بی حرکت شوند. به خصوص برای سلولهای بیولوژیکی زنده از جمله افراد غیر هدفمند ، تماس تحت فشار با سطح فیلتر شانس زیادی برای چسبندگی غیر اختصاصی 27 می دهد. این بیحرکتی اهداف مانع تجزیه و تحلیل پایین دست می شود که در آن بازیابی ذرات فیلتر شده مورد نیاز است. حتی اگر دستگاه های تصفیه میکروسیالی در اصل کار ساده باشند و ساخت آن آسان باشد ، چنین موارد مهم باعث شده است که آنها از استفاده گسترده استفاده کنند. برای جلوگیری از این مسائل ، سیستم هایی که شامل غشاهای فعال یا جریان مایع متناوب هستند برای جلوگیری از گرفتگی دستگاه 28،29،30،31،32،33،34 ساخته شده اند. این سیستم ها بازده انتخاب را بهبود بخشیدند ، اما برای انتقال بین فاز استاتیک و فاز پویا ، که سرعت پردازش و اتوماسیون را محدود می کند ، به نظارت مداوم نیاز داشتند.

در اینجا ، ما در مورد یک دستگاه غربال میکروسیالی میکروسیالی (μ-Sieving) که با استفاده از غربال که می تواند در زندگی روزمره ما مشاهده شود ، بر محدودیت غلبه کرده است: به عنوان مثال ، جداسازی غلات و شن ها از شن و ماسه با استفاده از یک الک. با افزودن نوسان فرکانس پایین به جریان سیال ، می توان ذرات هدف به دام افتاده را از ذرات غیر هدف کوچکتر تصفیه کرد. با جریان نوسان ، این دستگاه با موفقیت ذرات پلی استایرن (PS) را به طور مداوم و بدون هیچ گونه آلودگی توسط ذرات غیر هدف کوچکتر فیلتر می کند. ما همچنین دستگاه را برای جداسازی یک رده سلولی سرطان پستان (MDA-MB-231) از خون کامل بدون گرفتگی فیلتر استفاده کردیم. ذرات الک شده (یا سلولها) نیز می توانند پس از تصفیه ، پتانسیل تجزیه و تحلیل پایین دست و پردازش بیشتر را بازیابی کنند. دستگاه عکسبرداری ما به ویژگی و توان بالایی رسیده است. علاوه بر این ، همانطور که ما جداسازی سلولهای سرطانی از خون را نشان دادیم ، ممکن است در بیوپسی مایع آینده استفاده شود.

مفهوم μ-sieving

برای تحقق عمل غربالگری در یک محیط فیلتر میکروسیالی ، ما ارتعاشات نوسان را به مایعات اعمال کردیم ، نه اینکه در مقایسه با گزارش های قبلی 28،30،32. این امر به تراشه میکروسیالی و فیلتر آن اجازه می دهد تا در حالت ایستاده باقی بماند و فشارهای مکانیکی بین اجزای مختلف در سیستم میکروسیالی را کاهش داده و محیط جداسازی پایدار را حفظ کند. بدون نوسان سیال ، فیلترهای میکروسیالی به دلیل گرفتگی نهایی نمی توانند عملکرد طولانی را حفظ کنند (شکل 1A). هنگامی که مایع نوسان می کند ، تمام ذرات موجود در مایع به طور عادی در فاز نوسان می کنند ، زیرا تغییر کوچک در اندازه میکروسکوپی آنها به اندازه کافی تفاوت در لحظه اینرسی آنها ایجاد نمی کند (شکل 1B). با این حال ، هنگامی که ذرات نوسان کننده با یک فیلتر در تماس هستند ، ذرات بزرگتر در حالی که ذرات کوچکتر از آن عبور می کنند به دام می افتند (شکل 1C).

طراحی و شبیه سازی سیستم

شکل 2 تصاویر شماتیک از سیستم عکسبرداری μ را نشان می دهد. این شکل فرآیند عکسبرداری را با جریان لمینار تجسم می کند. همانطور که در شکل 2A نشان داده شده است ، این دستگاه دارای تقاطع کانال های سیال با یک خط میکرو ستون ها به صورت مورب در تقاطع است ، به منظور الک شدن ذرات به صورت طولی (شکل 2B) و بازیابی عرضی (شکل 2C). برای غربال کردن ذرات میکرو ، محلول نمونه از کانال چپ تزریق شد و محلول بافر از کانال های فوقانی و تحتانی تزریق شد و کانال سمت راست را به عنوان یک خروجی ترک کرد (شکل 2B). برای عکسبرداری μ ، یک محرک پیزو الکتریک به لوله اتصال کانال چپ القاء کننده نوسانات وصل شد که باعث شد محلول نمونه در حین پیشروی به سمت خروجی حرکت کند. برای بازیابی ذرات فیلتر شده ، محلول بافر از کانال فوقانی ، چپ و راست تزریق شد و ذرات را به سمت کانال پایین سوق داد (شکل 2C).

جریان سیال هندسه میکروسیالی طراحی شده با استفاده از Comsol Multiphysics 5. 1 برای مطالعه شرایط هیدرودینامیکی برای عربستان μ و بازیابی ذرات یا سلول های هدف مورد بررسی قرار گرفت. این شبیه سازی تحت شرایط چند لایه انجام شد و وضعیت جریان برای به درستی به دام انداختن و بازیابی ذرات هدف در هندسه دستگاه ما کنترل شد. میزان جریان برای نمونه 200 میکرولیتر در ساعت قرار گرفت ، در حالی که جریان غلاف از بالا و پایین به ترتیب 100 میکرولیتر در ساعت بود. برای حالت بازیابی ، کانال پایین به خروجی تبدیل شد و میزان جریان برای سه مورد دیگر 1000 میکرولیتر در ساعت بود. با تجزیه و تحلیل ساده ، ما توانستیم مشاهده کنیم که نمونه به کانال پایین تخلیه نمی شود و جریان بازیابی همانطور که در نظر گرفته شده به کانال چپ تخلیه نمی شود (شکل 2B ، C).

ما همچنین اصل μ-الک کردن را تجزیه و تحلیل کردیم. چگونه ذرات کوچکتر به دام افتاده در اطراف ذرات بزرگتر می توانند آزاد شوند. ما فرض کردیم که ذرات بزرگتر (ذرات شماره گذاری شده در شکل 3a) در طول جریان رو به جلو به طور متراکم در جلوی ستون ها انباشته شده اند، و شکاف بین ذرات روی هم به اندازه کافی کوچک است که مانع عبور ذرات کوچکتر شود (ذرات قرمز در شکل).. 3a). در طول جریان رو به عقب توسط نوسان، ذرات انباشته شده با سیال که با بیرونی ترین ذره شروع می شود عقب می نشینند (شکل 3b). هنگامی که جریان دوباره به جریان رو به جلو تغییر می کند، هر دو ذرات کوچکتر و بزرگتر با سرعت یکسان شروع به جریان می کنند. با این حال، همانطور که ذرات بزرگتر شروع به ضربه زدن به فیلتر می کنند، شکاف بین ذرات بزرگتر باریکتر می شود در حالی که سرعت جریان بین آنها افزایش می یابد. اگرچه ذرات کوچکتر ابتدا بین ذرات بزرگتر تثبیت می شدند، اما اکنون همراه با سیال بین ذره ای با سرعت بالا جارو می شوند و در نتیجه از پشته های ذرات بزرگتر و فیلتر می گریزند (شکل 3c).

ساخت دستگاه

دستگاه میکروسیال بر روی تراشه های سیلیکونی اکسید شده سطحی 2×2 سانتی متر مربع ساخته شد. Surpass 3000 (Dischem)، یک تقویت کننده چسبندگی، روی SiOO پوشش داده شد.₂برای افزایش چسبندگی مقاوم به نور در طی فرآیندهای زیر. فوتولیتوگرافی برای الگوبرداری از کانال میکروسیال در SU-8 (2050، Microchem) مقاوم به نور که با پوشش چرخشی به ضخامت 30 میکرومتر استفاده شد. برای کپسوله سازی، پلی (دی متیل سیلوکسان) (PDMS) با ضخامت 5 میلی متر با ورودی و خروجی تعریف شده استفاده شد. برای تحمل فشار سیال بالا، SU-8 الگودار در معرض O قرار گرفت₂پلاسما (30 وات، 160 میلی تورر، 30 ثانیه) و سپس غوطه ور شدن در تری اتوکسی سیلان 5 درصد (3-آمینوپروپیل) به مدت 10 دقیقه در دمای 80 درجه سانتی گراد، سپس با PDMS که با O تحت درمان قرار گرفته بود، متصل شد.₂پلاسما (30 وات، 160 mTorr، 30 ثانیه) که منجر به ایجاد پیوندهای کووالانسی Si-O-Si می شود 35. عرض کانال های افقی و عمودی 500 میکرومتر بود و ستون های لبه گرد به ابعاد 35 × 25 میکرومتر با فواصل زمانی مشخص در 45 درجه با دیواره های کانال تراز شدند (شکل 4a). ریزستون های ساخته شده دارای فواصل 12 میکرومتر برای تراشه میکروسیال الک کننده میکروسفر پلیمری (شکل 4b) و 7 میکرومتر برای الک کردن سلول های سرطانی از خون کامل بودند (شکل 4c).

نتایج و بحث

ویژگی های نوسان ذرات

ما حرکت ذرات به اندازه مختلف را در مایع نوسان از طریق یک دوربین با سرعت بالا ارزیابی کردیم. شکل 5a دامنه نوسان یک میکروسفر PS قطر 20 میکرومتر را برای سرعت 0. 5 میلی لیتر در ساعت و سرعت جریان 1 میلی لیتر در ساعت با فرکانس های نوسان بین 70 هرتز تا 230 هرتز ، در 20 هرتز نشان می دهد. دامنه نوسان از لحظه ای که ذرات PS توسط فیلتر مسدود شده بود ، به حداکثر موقعیت جابجایی آن اندازه گیری شد. تصاویر inset در شکل 5a تصاویر نوری ذرات PS فیلتر شده را در مرحله پس انداز نوسان آن ، از A تا E در دنباله ، با فاصله زمانی 1 ms نشان می دهد. مشاهده می شود که برای هر دو سرعت جریان سیال حداکثر طول نوسانات ذرات در 130 هرتز بود. ما معتقدیم که این فرکانس در نزدیکی فرکانس رزونانس کل توده سیال موجود در کانال میکروسیالی و لوله های اتصال است. این باید با ابعاد کانال میکروسیالی ، طول لوله های ورودی و خروجی متصل به آن و فاصله از ورودی کانال تا فعال شدن پیزوالکتریک در امتداد لوله ورودی متفاوت باشد. وابستگی دامنه نوسان به سرعت سیال نتیجه تفاوت در حرکت متوسط رو به جلو ذرات در مرحله رکود نوسان آنها بود. سپس نوسان را با توجه به اندازه ذرات بررسی کردیم و فهمیدیم که جابجایی ذرات دقیقاً بدون در نظر گرفتن اندازه آنها برای سرعت جریان یکسان است (شکل 5B). با قضاوت از تعداد ذرات کم آنها رینولدز (<0.1), this is due to the small sizes of the microspheres not creating enough of a difference in their relative movements 14 .

تظاهرات μ-Sieving و بازیابی میکرو ذرات PS

برای تجزیه و تحلیل کمی تکنیک μ و آزمایش امکان سنجی CTC های مبتلا به عکسبرداری از خون کامل ، میکروسفرهای PS از 20 میکرومولار و 5 میکرومتر به ترتیب نشان دهنده اندازه CTC ها و گلبول های قرمز (RBC) بودند. در ابتدا ، تراشه μ- علوم بدون نوسانات سیال و در نتیجه ذرات PS کوچکتر که در بین ذرات PS بزرگتر که توسط میکرو ستون ها فیلتر شده اند ، جمع آوری می شود (شکل 6A). شکل 6b تصویر فلورسنت ذرات PS کوچکتر را در شکل 6a نشان می دهد. بلافاصله پس از عملكرد محرک پیزوالکتریک ، نوسانات طولی شروع به انتشار ذرات PS کوچک کرد و به آنها اجازه می داد تا از دهانه های میکرو ستون عبور کنند (شکل 6C ، به فیلم تکمیلی S1 مراجعه کنید). پس از تنها یک ثانیه نوسان ، می توان در شکل 6D و 6E مشاهده کرد که تمام ذرات کوچک PS آزاد شدند. پس از ارزیابی دقیق (شکل 6F) ، می فهمیم که بیشتر ذرات در 20 چرخه اول نوسانات (0. 128 ثانیه) آزاد شدند و بقیه ذرات پس از آن به تدریج با پیشرفت به جلو در فیلتر با هر چرخه نوسان آزاد شدند. بشرپس از 60 چرخه (0. 395 ثانیه) ، مشاهده کردیم که بیش از 97 ٪ از ذرات به دام افتاده آزاد شدند. سرانجام ، دو ذره آخر پس از 0. 8 ثانیه نوسان آزاد شدند. عکسبرداری با نوسان سیال اجازه نمی دهد ذرات PS بزرگتر از طریق فیلتر عبور کند و 100 ٪ راندمان جداسازی را نشان می دهد. سپس ذرات PS بزرگتر فیلتر شده با تغییر جهت جریان بازیابی شدند. آزمایش بازیابی برای تراشه های 4 میکروگرم تکرار شد و میانگین راندمان بازیابی 99. 2 ٪ بود (شکل 6G). سه مورد از چهار آزمایش ، 100 ٪ بازیابی ذرات PS فیلتر شده را نشان داد. چهار ذره بزرگتر PS که بین میکرو ستون ها برای دستگاه شماره 1 به دام افتاده اند وجود دارد که ممکن است به دلیل دهانه های میکرو ستون کمی گسترده تر باشد. به طور کلی گزارش شده است که در دستگاه های جداسازی میکروسیالی مبتنی بر میکرو فیلتر یا غشای مبتنی بر غشای ، میزان بازیابی ذرات فیلتر شده به دلیل برخی از ذرات در دهانه های فیلتر ، رضایت بخش نبوده است. این از فشار هیدرولیکی به تدریج افزایش می یابد زیرا تعداد فیلترهای باز با گرفتگی کاهش می یابد. در دستگاه عود ما ، گرفتگی به دلیل نوسان سیال وجود نداشت. ذرات هدف به طور مکرر توسط جریان عقب از فیلتر آزاد شدند و بنابراین چنین فشار بین ستون ها را تجربه نکردند. این منجر به راندمان انتشار بالاتر شد.

سلول سرطانی در اثر خون کامل

به عنوان اثبات مفهوم جداسازی سلولهای سرطانی ، ما از تکنیک μ- عکسبرداری برای جداسازی سلولهای سرطانی ثابت از خون کامل استفاده کردیم. مانند آزمایش های قبلی ، سلولهای MDA-MB-231 ثابت در ابتدا قبل از تزریق خون به دام افتادند (به شکل مکمل S2A مراجعه کنید). برای کاهش فشار هیدرولیک بر روی سلولهای تومور فیلتر شده ، سرعت جریان نمونه به 0. 2 میلی لیتر در ساعت کاهش یافته و سرعت جریان بافر به 0. 1 میلی لیتر در ساعت کاهش می یابد. در شرایط طبیعی جریان ، میزان برشی در فیلترها با به دام انداختن سلولهای سرطانی به دلیل کاهش سطح مقطع سیال باعث فعال شدن پلاکت و افزایش ترومبوژوژنی خون کامل 36،37،38 افزایش می یابد. انعقاد هموسیت ها با سلولهای سرطانی منجر به مسدود شدن کامل فیلترها و جلوگیری از عملکرد بیشتر شد. در اکثر سیستم های جداسازی خون CTC خون کامل ، برای جلوگیری از این نوع انعقادی ، لیز RBC ، جداسازی سانتریفیوژ RBC ها و ضد انعقادی ، یا هر دو قبل از آزمایشات 7،13،33 انجام شد. با این حال ، این فرآیند ممکن است منجر به از بین رفتن CTC ها شود که به دلیل تعداد مربوط به CTC ها بسیار کوچک است (تعداد کمی از 10 هموسیت) 39. در اینجا ، ما از بیشتر پیش درمانی برای از بین بردن RBCS جلوگیری کردیم تا نشان دهیم که می توان سلولهای سرطانی را مستقیماً از خون کامل با حداقل درمان شیمیایی فیلتر کرد. ما مشاهده کردیم که سلولهای سرطانی انعقادی از فیلتر آزاد شده و هنگام استفاده از نوسان مایع (130 هرتز) با مایع نوسان با مایع شروع به نوسان کردند. این امر باعث می شود RBC ها بتوانند از فیلترها عبور كنند كه اجازه می دهد تا ادامه عملكرد μ-Sieve را انجام دهد (به شکل تکمیلی S2B و فیلم تکمیلی S3 مراجعه کنید).

شکل 7 نتیجه عملکرد مداوم μ را که در خون سنبله سلولهای سرطانی اعمال می شود ، نشان می دهد. ما این آزمایش را بدون نوسان سیال شروع کردیم که منجر به ضبط چندین سلول سرطانی توسط فیلترها شد. مشاهده می شود که جریان سیال از طریق منافذ فیلتر با سلولهای سرطانی به طور قابل توجهی افزایش می یابد که جریان در بقیه منافذ انسداد شده افزایش می یابد (شکل 7A). اگر میزان برشی بالا ادامه یابد ، ممکن است منجر به انعقاد شود ، و سلولهای سرطانی فیلتر شده را غیرقابل برگشت می کند. با این حال ، از آنجا که نوسان مایع در مرحله اولیه آزمایش اعمال می شود ، می بینیم که سلولهای سرطانی فیلتر شده با مایعات آزاد کننده منافذ فیلتر شروع به نوسان می کنند (شکل 7B ، به فیلم مکمل S4 مراجعه کنید). این اجازه می دهد تا نمونه خون (0. 2 میلی لیتر) به مدت یک ساعت به طور مداوم فیلتر شود و منجر به فیلتراسیون 49 سلول سرطانی شود (شکل 7C). هیچ سلول مطابق با اندازه و مورفولوژی سلولهای سرطانی ثابت در خروجی و در نتیجه جداسازی کامل مشاهده نشد. با معکوس کردن جریان سیال همانطور که در شکل 2C نشان داده شده است ، می توان سلولهای سرطانی فیلتر شده را با میانگین بازده بازیابی 99. 2 ٪ جمع آوری کرد (شکل 8A). تصویر میکروسکوپ نوری از ذرات بازیابی شده انواع مختلفی را نشان می دهد ، از سلولهای دایره ای گرفته تا بقایای تیز (شکل 8B). از تصویر میکروسکوپ گرفته شده در زیر فلورسانس ، بیشتر سلولهای دایره ای با مورفولوژی مناسب به عنوان پروتئین فلورسنت سبز (GFP) که سلولهای سرطانی بیش از حد بیان شده در کل خون مشخص شده اند (شکل 8C). سایر ذرات کوچکتر که در شکل 8b قابل مشاهده است ممکن است هموسیت هایی باشد که به طور کامل تخلیه نشده اند و از طریق فیلتر در حین معکوس جریان برای بازیابی ذرات ، که باعث خلوص کمتری می شود. شستشوی کافی پس از غربال کردن باید آلودگی جریان معکوس را کاهش داده و خلوص را بهبود بخشد.

سادگی روش μ-Sieving و اثربخشی آن قابل توجه است. با تماس با یک محرک پیزوالکتریک با لوله ورودی ، سیستم های تصفیه موجود همچنین می توانند انتخابی را بدون اصلاح ساختاری ، آزادی از گرفتگی توسط ناخالصی های ذرات کوچک ، افزایش توان و بازده بازیابی ، به شدت بهبود بخشند. چنین پیشرفت هایی که توسط μ-Sieving حاصل می شود منجر به آنالیز مؤثر پس از پردازش و پایین دست خواهد شد. با این حال ، تحقیقات بیشتر برای استفاده از μ-suving در کاربردهای بالینی مورد نیاز است. مسئله اصلی دستکاری سلول های زنده در تغییر شکل پذیری آنهاست که جدایی مبتنی بر اندازه را دشوارتر می کند. زنده ماندن سلولهای در معرض نوسان نیز مسئله مهمی است که باید مورد توجه قرار گیرد.

نتیجه

ما یک سیستم سینمایی μ ایجاد کرده ایم که قادر به جداسازی مبتنی بر اندازه ذرات PS و سلولهای سرطانی است. متفاوت از سیستم های تصفیه معمولی ، ما نوسانات سیال را اضافه کردیم که عملکرد مداوم را بدون گرفتگی فیلتر فعال می کند. نوسانات سیال توسط یک محرک پیزو الکتریک ایجاد شده با لوله ورودی القا شد. حداکثر دامنه نوسان ذرات در فرکانس فعال سازی 130 هرتز بود. ذرات PS از 20 میکرومولار با موفقیت از ذرات 5 میکرومولار PS که نشان دهنده 100 ٪ راندمان جداسازی و خلوص بود ، فیلتر شدند. ذرات الک شده با تغییر جهت جریان با راندمان 99. 2 ٪ قابل بازیابی بودند. ما همچنین نشان داد که عکسبرداری از MDA-MB-231 خون کامل سنبله ، و غربال مداوم سلولهای سرطانی بدون انعقاد خون و از دست دادن سلول را نشان داد. با امکان امکان استفاده مداوم از جداسازی فیلتر شده مبتنی بر اندازه ، دستگاه ما ممکن است استفاده نزدیکتر از دستگاه های جداسازی میکروسیالی را به جداسازی آنالیت بیوشیمیایی ، بیوپسی مایع بالینی و جداسازی میکرو ذرات صنعتی منتقل کند.

مواد

از میکروسفرهای PS برای توصیف μ-suving استفاده شد. دو قطر مختلف PS ، 20 میکرومتر (سیگما-آلدریچ) و 5 میکرومتر (میکرومود) انتخاب شدند. ذرات PS کوچکتر هنگام تجسم مؤثر از جداسازی ذرات در معرض تابش اشعه ماوراء بنفش قرار دارند. میکروسفرهای PS در یک محلول ساکارز 20 ٪ برای گسترش زمان غرق شدن در طول آزمایشات به حالت تعلیق درآمد و سورفاکتانت ، 0. 1 ٪ F-127 (سیگما-آلدریچ) نیز برای پراکندگی میکروسفرها از جلوگیری از تجمع درج شد.

برای سلولهای سرطانی مبتلا به عکسبرداری ، MDA-MB-231 ، یک رده سلولی سرطان پستان انسان ، از خون سنبله استفاده شد. رضایت آگاهانه کتبی از اهدا کنندگان سالم در بیمارستان دانشگاه هانیانگ سئول با تصویب اعطا شده توسط هیئت بررسی مؤسسه دانشگاه هانانگ به دست آمد. تمام روشها مطابق با دستورالعمل های تأیید شده انجام شد. خون دو بار با نمکی بافر 1 × فسفات رقیق شد. MDA-MB-231 از مجموعه فرهنگ نوع آمریکایی (Manassas ، VA) تأسیس شد. سلولها توسط GFP برچسب گذاری شده و در محیط اصلاح شده Dulbeco Eagle با 10 ٪ سرم گاو جنین ، پنی سیلین (100 واحد در میلی لیتر) ، استرپتومایسین (100 گرم در میلی لیتر) رشد کرده و در یک مرطوب 5 ٪ CO کشت داده شده است.₂جو در دمای 37 درجه سانتیگراد. سلولهای تومور کشت شده قبل از آزمایش در 70 ٪ اتانول برداشت و ثابت شدند.

اطلاعات اضافی

نحوه استناد به این مقاله: یون ، ی. و همکاران. میکروسیالی های بدون مسدود کردن برای جداسازی مداوم مبتنی بر اندازه میکرو ذرات. علمیRep 6 ، 26531 ؛doi: 10. 1038/srep26531 (2016).

منابع

1. Desitter ، I. et al. دستگاه جدیدی برای جداسازی سریع با اندازه و توصیف سلولهای تومور در گردش نادر. Anticancer Res 31 ، 427-441 (2011). محقق PubMedgoogle
2. هایز ، D. F. و همکاران. در گردش سلولهای تومور در هر نقطه پیگیری در طول درمان بیماران مبتلا به سرطان پستان متاستاتیک ، بدون پیشرفت و بقای کلی پیش بینی می کنند. Clin Cancer Res 12 ، 4218-4224 ، doi: 10. 1158/1078-0432. CCR-05-2821 (2006). ArticleCasgoogle Scholar
3. Hua ، M. et al. حذف فلزات سنگین از آب/فاضلاب توسط اکسیدهای فلزی نانوزیسان: یک بررسی. J Hazard Mater 211 212 ، 317-331 ، doi: 10. 1016/j. jhazmat. 2011. 10. 016 (2012). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
4. Choi ، S. & Park ، J. K. سیستم میکروسیالی برای جداسازی دی الکتریک بر اساس یک آرایه الکترود ذوزنقه ای. تراشه آزمایشگاه 5 ، 1161 1167 ، doi: 10. 1039/B505088J (2005). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
5. فونگ ، E. J. و همکاران. تمرکز صوتی با مکان های گره مهندسی شده برای جداسازی ذرات میکروسیالی با کارایی بالا. تحلیلگر 139 ، 1192 1200 ، doi: 10. 1039/c4an00034j (2014). ArticleCaspubMedadsGoogle Scholar
6. Jung ، Y. ، Choi ، Y. ، Han ، K. H. & Frazier ، A. B. سیستم جداسازی مغناطیسی حالت پارامغناطیسی آبشار شش مرحله ای برای نمونه خون انسان. Microdevices Biomed 12 ، 637-645 ، doi: 10. 1007/S10544-010-9416-3 (2010). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
7. لی ، P. و همکاران. جداسازی صوتی سلولهای تومور در گردش. Proc Natl Acad Sci USA 112 ، 4970-4975 ، doi: 10. 1073/pnas. 1504484112 (2015). ArticleCaspubMedadsGoogle Scholar
8. لین ، Y.-H.& Lee ، G.-B. فلوسیتومتری جریان نوری برای شمارش و مرتب سازی مداوم میکرو ذرات. بیوسنسورها و بیوالکترونیک 24 ، 572-578 ، doi: 10. 1016/j. bios. 2008. 06. 008 (2008). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
9. Pamme ، N. ، Eijkel ، J. C. T. & Manz ، A. مگنتوفورز جریان آزاد روی تراشه: جداسازی و تشخیص مخلوط ذرات مغناطیسی در جریان مداوم. مجله مغناطیس و مواد مغناطیسی 307 ، 237-244 ، doi: 10. 1016/j. jmmm. 2006. 04. 008 (2006). ArticleCasadsGoogle Scholar
10. دوه ، من و همکاران. ضبط و انتشار سلولهای سرطانی در خون کامل انسان. نامه های فیزیک کاربردی 101 ، 043701 ، doi: 10. 1063/1. 4737936 (2012). ArticleCasadsGoogle Scholar
11. Huang ، L. R. ، Cox ، E. C. ، Austin ، R. H. & Sturm ، J. C. جداسازی ذرات مداوم از طریق جابجایی جانبی قطعی. Science 304 ، 987-990 ، doi: 10. 1126/Science. 1094567 (2004). ArticleCaspubMedadsGoogle Scholar
12. Lim ، L. S. et al. دستگاه آزمایشگاهی میکروسیلی برای شمارش سریع و فلورسانس در هیبریداسیون درجا سلولهای تومور در گردش. تراشه آزمایشگاه 12 ، 4388-4396 ، doi: 10. 1039/c2lc20750h (2012). ArticleCaspubMedadsGoogle Scholar
13. LV ، P. ، Tang ، Z. ، Liang ، X. ، Guo ، M. & Han ، R. P. تفکیک درجه بندی شده و بازیابی سلولهای تومور در گردش از خون محیطی بیماران سرطانی. BiomicRofluidics 7 ، 34109 ، doi: 10. 1063/1. 4808456 (2013). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
14. Park ، J. S. & Jung ، H. I. Cliplation Multiorifice جریان: جداسازی مبتنی بر اندازه مداوم میکروسفرها با استفاده از یک سری میکرو کانن های انقباض/انبساط. Anal Chem 81 ، 8280-8288 ، doi: 10. 1021/ac9005765 (2009). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
15. Seo ، J. ، Lean ، M. H. & Kole ، A. میکروفیلتراسیون بدون غشای توسط مهاجرت اینرسی نامتقارن. نامه های فیزیک کاربردی 91 ، 033901 ، doi: 10. 1063/1. 2756272 (2007). ArticleCasadsGoogle Scholar
16. Sochol ، R. D. et al. نرده هیدرودینامیکی دو حالته و آرایه ریزگردها برای تشخیص سیگنال چند مرحله ای در ریزپردازنده های بیوشیمیایی جریان مداوم. تراشه آزمایشگاه 14 ، 1405-1409 ، doi: 10. 1039/c4lc00012a (2014). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
17. Yamada ، M. ، Nakashima ، M. & Seki ، M. Pinched Cliplation: جداسازی اندازه مداوم ذرات با استفاده از مشخصات جریان چند لایه در یک میکرو کانن پین. Anal Chem 76 ، 5465-5471 ، doi: 10. 1021/AC049863R (2004). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
18. ژنگ ، س. و همکاران. دستگاه میکروفیلتر سه بعدی برای غنی سازی سلول تومور در گردش زنده (CTC) از خون. Microdevices Biomed 13 ، 203 213 ، doi: 10. 1007/S10544-010-9485-3 (2011). ArticlePubmedGoogle Scholar
19. Li ، X. ، Chen ، W. ، Liu ، G. ، Lu ، W. & Fu ، J. مرتب سازی سلولهای خون میکرو فلوئیدی با جریان مداوم برای خون کامل با استفاده از غشاهای میکروفیلتراسیون سطح میکروماچین. تراشه آزمایشگاه 14 ، 2565-2575 ، doi: 10. 1039/c4lc00350k (2014). ArticleCaspubMedPubmed CentralGoogle Scholar
20. فن ، X. و همکاران. یک تراشه میکروسیالی با یک غشای میکروفیلتراسیون مبتنی بر PDMS با چگالی بالا برای جداسازی سریع و تشخیص سلولهای تومور در گردش. Biosens Bioelectron 71 ، 380-386 ، doi: 10. 1016/j. bios. 2015. 04. 080 (2015). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
21. Kuo ، J. S. et al. ملاحظات تغییر شکل در تصفیه سلولهای بیولوژیکی. تراشه آزمایشگاه 10 ، 837-842 ، doi: 10. 1039/b922301k (2010). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
22. Suresh ، S. et al. ارتباط بین بیومکانیک تک سلولی و بیماری های انسان: سرطان دستگاه گوارش و مالاریا. Acta Biomater 1 ، 15-30 ، doi: 10. 1016/j. actbio. 2004. 09. 001 (2005). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
23. Vaziri ، A. & Gopinath ، A. مکانیک سلول و بیومولکولی در سیلیکو. Nat Mater 7 ، 15-23 ، doi: 10. 1038/NMAT2040 (2008). ArticleCaspubMedadsGoogle Scholar
24. Vona ، G. et al. جداسازی بر اساس اندازه سلولهای تومور اپیتلیال. مجله آمریکایی آسیب شناسی 156 ، 57-63 ، doi: 10. 1016/S0002-9440 (10) 64706-2 (2000). ARTICLECASPUBMEDPUBMED CentralAdsGoogle Scholar
25. Zabaglo ، L. و همکاران. فلوسیتومتری اسکن فیلتر-لیزر سلول برای توصیف سلولهای سرطانی پستان در گردش. فلوسیتومتری A 55 ، 102-108 ، doi: 10. 1002/cyto. a. 10071 (2003). ArticlePubmedGoogle Scholar
26. Wakeman ، R. J. & Williams ، C. J. تکنیک های اضافی برای بهبود ریزگردها. SEP Purif Technol 26 ، 3-18 ، doi: doi 10. 1016/S1383-5866 (01) 00112-5 (2002). ArticleCasgoogle Scholar
27. دونگ ، X. و همکاران. Xenografts نسل اول بیمار از سرطانهای ریه سلول غیر کوچک: ابزارهای امیدوارکننده برای پیش بینی پاسخ های دارویی برای شیمی درمانی شخصی. Clin Cancer Res 16 ، 1442-1451 ، doi: 10. 1158/1078-0432. CCR-09-2878 (2010). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
28. Beattie ، W. ، Qin ، X. ، Wang ، L. & Ma ، H. فیلتراسیون سلول بدون Clog با استفاده از تله های سلولی قابل تنظیم. تراشه آزمایشگاه 14 ، 2657 2665 ، doi: 10. 1039/c4lc00306c (2014). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
29. Gironès I Nogué ، M. ، Akbarsyah ، I. J. ، Bolhuis-Versteeg ، L. A. M. ، Lammertink ، R. G. H. & Wessling ، M. میکروسوی های پلیمری ارتعاش: استراتژی های ضد انعطاف پذیر برای میکروفیلتراسیون. مجله Science Membrane 285 ، 323-333 ، doi: 10. 1016/j. memsci. 2006. 09. 001 (2006). ArticleCasgoogle Scholar
30. Huang ، S.-B. ، Wu ، M.-H.& Lee ، G.-B. یک فیلتر میکرو قابل تنظیم با فشار پنوماتیک برای جداسازی سلول تعدیل شده است. سنسورها و محرک های B: شیمیایی 142 ، 389-399 ، doi: 10. 1016/j. snb. 2009. 07. 046 (2009). ArticleCasgoogle Scholar
31. Li ، H. Y. ، Bertram ، C. D. & Wiley ، D. E. مکانیسم هایی که توسط آنها جریان پالسیل بر میکروفیلتراسیون جریان متقابل تأثیر می گذارد. Aiche J 44 ، 1950-1961 ، doi: doi 10. 1002/AIC. 690440903 (1998). ArticleCasgoogle Scholar
32. لیو ، دبلیو و همکاران. به دام انداختن پویا و الگوی با توان بالا سلولها با استفاده از ریزساختارهای پنوماتیک در یک دستگاه میکروسیالی یکپارچه. تراشه آزمایشگاه 12 ، 1702-1709 ، doi: 10. 1039/c2lc00034b (2012). ArticleCaspubMedadsGoogle Scholar
33. McFaul ، S. M. ، Lin ، B. K. & Ma ، H. جداسازی سلول بر اساس اندازه و تغییر شکل پذیری با استفاده از بسته های قیف میکروسیالی. تراشه آزمایشگاه 12 ، 2369 2376 ، doi: 10. 1039/c2lc21045b (2012). ArticleCaspubMedGoogle Scholar
34. Cheng ، Y. ، Ye ، X. ، Ma ، Z. ، Xie ، S. & Wang ، W. با توان بالا و بستر فیلتراسیون میکروفلوئیدی بدون گرفتگی برای جداسازی سلول های روی تراشه از خون کامل. BiomicRofluidics 10 ، 014118 ، doi: 10. 1063/1. 4941985 (2016). ArticlePubmedPubmed CentralGoogle Scholar
35. Li ، P. ، Lei ، N. ، Sheadel ، D. A. ، Xu ، J. & Xue ، W. ادغام نانوسانسورها در یک میکرو کانن مهر و موم شده در یک آزمایشگاه ترکیبی آزمایشگاهی روی یک تراشه. سنسورها و محرک های B: شیمیایی 166-167 ، 870-877 ، doi: 10. 1016/j. snb. 2012. 02. 047 (2012). ArticleCasgoogle Scholar
36. Haynes ، L. M. ، Dubief ، Y. C. ، Orfeo ، T. & Mann ، K. G. کنترل رقیق کننده فعال سازی پروترومبین در نرخ برشی فیزیولوژیکی مرتبط. Biophys J 100 ، 765-773 ، doi: 10. 1016/j. bpj. 2010. 12. 3720 (2011). ArticleCaspubMedPubmed CentralGoogle Scholar
37. میازاکی ، ی. و همکاران. استرس برشی بالا می تواند هم تجمع پلاکت و هم ریختن پروکوژول حاوی ریزگردها را آغاز کند. خون 88 ، 3456-3464 (1996). CASPUBMedGoogle Scholar
38. کلانتر ، جی. و همکاران. ارزیابی مدل های فعال سازی پلاکت ناشی از برشی تحت شرایط بارگذاری استرس برشی ثابت و پویا مربوط به دستگاه ها. Ann Biomed Eng 41 ، 1279 1296 ، doi: 10. 1007/S10439-013-0758-X (2013). ArticlePubmedPubmed CentralGoogle Scholar
39. Hyun ، K. A. & Jung ، H. I. پیشرفت ها و نگرانی های اساسی در مورد غنی سازی میکروسیالی سلولهای تومور در گردش. تراشه آزمایشگاه 14 ، 45-56 ، doi: 10. 1039/C3LC50582K (2014). ArticleCaspubMedGoogle Scholar

سپاسگزاریها

این تحقیق توسط برنامه مرکز تحقیقات همگرا تأمین شده توسط وزارت علوم ، ICT و برنامه ریزی آینده (پروژه شماره 2015054348) و برنامه تحقیقات علوم پایه از طریق بنیاد تحقیقات ملی کره (NRF) تأمین شده توسط وزارت آموزش و پرورش (بودجه) پشتیبانی شده است (2013R1A1A2011532 & 2012R1A6A1029029).

اطلاعات نویسنده

نویسندگان و وابستگی ها

1. گروه مهندسی الکترونیکی ، هانیانگ Universtiy ، 222 Wangsimni-ro ، Seongdong-Gu ، 04763 ، سئول ، کره یوسانگ یون ، سونیل کیم ، جوسین لی ، Jaewoong Choi & Seung-Beck Lee
2. گروه علوم زندگی و پژوهش علوم طبیعی ، Hanyang Universtiy ، 222 Wangsimni-ro ، Seongdong-Gu ، سئول ، 04763 ، کره ، Rae-Kwon Kim & Su-Jae Lee
3. انستیتوی علوم و فناوری نانو ، هانیانگ یونیستری ، 222 Wangsimni-Ro ، Seongdong-Gu ، سئول ، 04763 ، کره. ، Onejae Sul & Seung-Beck Lee

1. یوسانگ یون