Wir danken Herrn P. Yeung für die Vorbereitung der MCF-7 für uns. Diese Arbeit wurde teilweise durch Zuschüsse des Forschungsstipendienrats der Sonderverwaltungsregion Hongkong, China (Projekt Nr. 17259316, 17207715, 17207714, 17205215 und HKU 720112E), dem Programm für Innovation und Technologie (ITS / 090/14 ) Und dem Universitätsentwicklungsfonds der HKU.

1. Probenvorbereitung <ol><li> Probenvorbereitung (adhärente Zellen, MCF-7-Zellen) <ol><li> Nehmen Sie die Zellkulturschale aus dem Inkubator heraus und entleeren Sie das Kulturmedium. </li><li> Spülen Sie die Zellen auf einer Schale mit 1x phosphatgepufferter Kochsalzlösung (PBS), um überschüssiges Kulturmedium zu entfernen. </li><li> Füge 3 ml einer Lösung von 0,25% Trypsin zur Kulturschale (Durchmesser von 100 mm) hinzu und lege sie in einen 37 ° C, 5% CO 2 -Inkubator für 4 min. HINWEIS: Das Trypsin löst das adhäsive Protein der Zellen auf, so dass sie sich von der Kulturschale lösen. </li><li> Überprüfen Sie, ob sich alle Zellen mit einem Lichtmikroskop (10X-Objektiv) von der Kulturschale gelöst haben. Wenn nicht, schütteln Sie die Zellkulturschale vorsichtig. </li><li> Fügen Sie 4 ml des Standardkulturmediums hinzu (formuliert mit 89% Dulbecco&#39;s Modified Eagle Medium (DMEM), 10% fötalem Rinderserum (FBS) und 1% Penicillin-Streptomycin (PS)), um die Wirkung des Trypsins zu stoppen. </li><li> TRunden die gesamte Mischung (Zellen in Trypsinlösung und Kulturmedium) zu einem Zentrifugenröhrchen ab und zentrifugieren für 5 min bei 200 x g. </li><li> Entfernen Sie die gesamte Flüssigkeit und setzen Sie die Zellen in 1 ml 1x PBS (pH-Wert: 7,4, vorgewärmt auf 37 ° C) wieder auf. </li></ol></li><li> Probenvorbereitung (kultivierte Mikroalgen) <ol><li> Übertragen Sie die kultivierten Mikroalgen und das Kulturmedium ( zB Meerwasser, Agar oder Süßwasser) auf neue Glaskulturröhrchen (~ 15 ml) in einem Volumenverhältnis (Mikroalgen zu Kulturmedium) von 1: 5 Ein neues Subkulturmedium. </li><li> Legen Sie die Glaskulturrohre in eine staubdichte Kammer unter ständiger Beleuchtung durch künstliche Beleuchtung von Leuchtstofflampen nach einem Licht / Dunkel (LD) Zyklus (meist LD 16: 8) für 72 - 120 h vor dem Experiment. </li><li> Die subkultivierten Proben in ein Zentrifugenröhrchen überführen und gut vermischen. </li></ol></li></ol> 2. ATOM System Setup Abbildung 1: Schema eines ATOM-Systems. Ein breitbandiger gepulster Laser wird verwendet, um ultraschnelle Impulse an ( a ) ein Zeitstreckmodul und ( b ) ein optisches Inline-Verstärkermodul zu liefern. Das Zeitstreckmodul erzeugt eine Folge von zeitlichen Wellenformen, von denen jede die Replik des Wellenlängenspektrums der Laserquelle ist ( dh eine Wellenlängen-zu-Zeit-Abbildung). Das Verstärkermodul dient zur Pulsstreckung (dispersive) Verlustkompensation. Der gestreckte Puls wird dann ( c ) räumlich durch ein Beugungsgitter dispergiert, wobei eine 1D-Spektralduschenbeleuchtung gebildet wird, bei der einzelne Wellenlängenkomponenten durch ein Relaislinsenpaar weitergeleitet und durch die Objektivlinse auf unterschiedliche Positionen auf der fließenden Zelle innerhalb des ( d ) Mikrofluidischen Chip. Dies ist der Prozess der spektralen Kodierung. DasSpektral codiertes Licht wird die Zelle wieder durch eine andere Objektivlinse und einen Spiegel passieren, kehrt zum Beugungsgitter zurück und rekombiniert als räumlich undispergierter Pulsstrahl. Dieser bildkodierte gepulste Strahl ist dann ( E ) in zwei Pfade aufgeteilt sind, so dass beide Strahlen teilweise mit ( f ) der Messerkante, aber aus entgegengesetzten Richtungen blockiert werden, bevor sie in die Fasern eingekoppelt werden. Diese beiden Strahlen repräsentieren die beiden (entgegengesetzten) codierten Phasen-Gradienten-Kontraste des endgültigen Bildes. Für die gleichzeitige Erfassung beider Signalkontraste erfährt eines der Signale ( g ) eine Zeitverzögerungsleitung, so dass die beiden Signale zeitlich gemultiplext (verschachtelt) werden. Für die Datenerfassung werden ein Hochgeschwindigkeits-Photodetektor und ein Echtzeit-Oszilloskop verwendet. <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55840/55840fig1large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Figur zu sehen.</a> <ol><li> Zeit st<html> Retch-Modul <ol><li> Verwenden Sie eine breitbandige Femtosekunden- (psose-) oder pikosekunden- (ps) gepulste Laserquelle mit einer empfohlenen Mittenwellenlänge im nahen Infrarotbereich (NIR), 800-1500 nm. HINWEIS: Die typische erforderliche Pulsbreite kann von Sub-100 fs bis zu einigen ps reichen. Detaillierte Anforderungen der gepulsten Laserquellen sind in den Verweisen 4 und 5 zu sehen. Wichtige Kennzahlen sind in Tabelle 1 hervorgehoben . <ol><li> Stellen Sie sicher, dass die Laserquelle eine hohe Wiederholrate hat, die im Megahertz-Regime ( z. B. Dutzende MHz) liegen sollte, um eine ultraschnelle Bildgebung in ATOM zu gewährleisten. Stellen Sie auch die Spitzenleistung der Laserleistung weit unter die Schadensschwelle des Faserhohlraums, ca. 1 kW. </li><li> Sicherstellung einer guten Schuss-zu-Schuss-Zeit- und Spektralstabilität der gepulsten Laserquelle. HINWEIS: Typische Toleranz bei der spektralen Amplitudenschwankung sollte innerhalb von 1,2% gehalten werden 19 , 20 ,Ss = &quot;xref&quot;&gt; 21, wie es der Faser-Modus-verriegelte Laser in diesem Setup erreicht hat. HINWEIS: Die optische Bandbreite der Laserquelle wird voraussichtlich 10-100 nm betragen, was für eine ausreichende Bildgebung (FOV) in der Einzelzell-Bildgebung wesentlich ist. </li></ol></li><li> Durch einen Faserkollimator koppeln Sie den lasergepulsten Strahl zu einer einmodendispersiven optischen Faser, in der die Impulse über die Gruppengeschwindigkeitsdispersion (GVD) gestreckt werden ( Abbildung 1a ). HINWEIS: Dies ist der Prozess, nach dem das Spektrum jedes Pulses auf die Zeit als eine wellenlängengespannte Wellenform ( dh eine Wellenlängen-zu-Zeit-Abbildung) abgebildet wird. HINWEIS: Die gesamte erforderliche GVD sollte ausreichen, um sicherzustellen, dass die gesamte ATOM-Bildauflösung nicht durch den Wellenlängen-zu-Zeit-Mapping-Prozess beeinflusst wird (siehe Diskussion). Typischerweise sollte die GVD im NIR-Bereich weit über 0,1 ns / nm liegen. Zum Beispiel ist eine Einmodenfaser, die in thi verwendet wirdS Stromaufbau liefert eine Gesamt-GVD von 0,38 ns / nm um die Wellenlänge von 1.060 nm (eine Gesamtfaserlänge von 10 km). </li></ol></li><li> Spektralkodierungsmodul <ol><li> Konstruieren Sie ein optisches Mikroskopsystem, um die spektral codierte Abbildung der Zellen, die entlang des mikrofluidischen Kanals fließen, durchzuführen, wie in 1 dargestellt . HINWEIS: Die Schlüsselkomponenten dieses optischen Mikroskops sind: (1) ein Beugungsgitter, ein teleskopisches Relaislinsenmodul (RL1 und RL2 in Abbildung 1 ) und zwei Objektivlinsen (Obj1 und Obj2 in Abbildung 1 ). <ol><li> Zuerst beleuchten Sie den zeitgesteuerten und kollimierten Strahl auf ein Beugungsgitter (Transmissionstyp-Gitter wird in diesem Aufbau verwendet), um eine spektrale Dusche zu erzeugen ( Abbildung 1c ). HINWEIS: Die Leistung des gebeugten Strahls ( dh die Beugungseffizienz) kann durch Einstellen von t maximiert werdenEr Rasterorientierung für die Littrow-Konfiguration geschlossen. </li><li> Konfigurieren Sie die beiden Relaislinsen (RL1 und RL2) in einem 4-f-Bildsystem ( dh legen Sie das Beugungsgitter auf die Brennebene von RL1 und trennen Sie RL1 und RL2 um einen Abstand, der der Summe ihrer Brennweiten entspricht Wird dann auf die hintere Brennebene der Objektivlinse Obj1 abgebildet). </li><li> Die Spektraldusche sorgfältig ausrichten, um die hintere Blende des Obj1 zu füllen, so dass die spektrale Dusche projiziert und auf die Bildebene des Mikroskops fokussiert werden kann. HINWEIS: Hier ist die NA der Objektivlinse (Obj1 in Abbildung 1 ) 0,75. </li><li> Legen Sie eine weitere Objektivlinse (Obj2 in Abbildung 1 ) mit einem ähnlichen NA und einem Planspiegel an der hinteren Blende dieser Objektivlinse (Obj2), so dass der spektrale Duschstrahl so ausgerichtet werden kann, dass er die Bildebene verdoppelt und zurückkehrt Beugungsgitter. </li><li> EinstellenDas Objektivobjektiv (Obj1 und Obj2), so dass sich ihre Fokalebenen einander überlappen. Überprüfen Sie, ob die spektrale Dusche die Bildebene am selben Ort verdoppelt und kehrt nach demselben Weg zum Gitter zurück. Wenn nicht, führen Sie eine weitere Ausrichtung und Abstimmung des optischen Systems durch. HINWEIS: Das zurückgeführte Licht sollte durch einen zusätzlichen Strahlteiler gehen, so dass das Licht auf ein asymmetrisches Detektionsmodul übertragen werden kann. </li><li> Die Verstärkung des optischen Verstärkers auf einen geeigneten Pegel einstellen, so dass das resultierende Signal vom Photodetektor mit einem guten SNR detektiert werden kann, das typischerweise bei&gt; 10 dB liegt. </li><li> Legen Sie die Position des mikrofluidischen Chips auf die Probenplattform und stellen Sie sicher, dass die spektrale Dusche und damit der Abbildungsbereich über dem mikrofluidischen Kanal platziert ist ( Abbildung 1d ). HINWEIS: Die spektrale Dusche wird orthogonal zur Strömungsrichtung der Fluidik im Inneren des m beleuchtetMikrofluidischen Chip, so dass die fließende Bewegung automatisch zweidimensionale (2D) Scans durchführt. </li></ol></li></ol></li><li> Asymmetrisches Detektionsmodul <ol><li> Legen Sie einen zusätzlichen Strahlteiler, um den abgebildeten Strahl in zwei zu trennen ( Abbildung 1e ). HINWEIS: Jede Balkenreplik ist teilweise durch eine Messerkante blockiert. </li><li> Messen und Aufzeichnen der optischen Leistung des Strahls vor dem Strahlblock. Dann die Messerkanten manuell positionieren (auf einer linearen Translationsstufe montiert), so dass sie die Hälfte des Strahls grob blockieren (durch visuelle Inspektion). Danach verwenden Sie das optische Leistungsmessgerät, um die Strahlleistung zu überwachen, während Sie die Position der Messerkanten fein abgestimmt haben, indem Sie sie über den Strahl übersetzen. HINWEIS: Es wird vorgeschlagen, dass die optimale Position dort ist, wo die Leistung um ~ 50% des ursprünglichen Wertes verringert wird ( dh der unblockierte Fall). Dies ist die Bedingung, die die beste Kombination von Bildsignal liefertKraft- und Bildkontrastverstärkung. </li><li> Wiederholen Sie Schritt 2.3.2 für eine andere Strahlreplik. Beachten Sie, dass die Orientierung des Teilstrahlblocks für einen Strahl gegenüber dem anderen Strahl entgegengesetzt sein sollte ( Abbildung 1f ). </li><li> Die beiden teilweise blockierten Strahlen in zwei getrennte Einmoden-Faserarme durch Zweifaser-Kollimatoren vermengen. HINWEIS: Einer der Arme hat eine zusätzliche Faserlänge, die als faserbasierte Verzögerungslinie dient, um eine zeitliche Verzögerung in Bezug auf die andere Replik (ohne die Verzögerungslinie) einzuführen ( Abbildung 1g ). Beide werden vor der Photodetektion auf eine einzige Faser durch einen Faserkoppler gerichtet. Die Zeitverzögerung sollte lang genug sein, um die beiden Repliken zeitweise zu trennen und kurz genug zu sein, um eine zeitliche Überlappung mit der nächsten Wellenform zu vermeiden ( dh die beiden Repliken sind immer zeitverschachtelt und zeitmultiplexiert in einer einzigen Faser vor der Detektion ( Abbildung 2a )). </li><li> KappeTrennen und digitalisieren die detektierten optischen Signale mit dem Echtzeit-Oszilloskop. Beachten Sie, dass die Bandbreite und damit die Abtastrate des Oszilloskops ausreichend hoch sein sollte, um sicherzustellen, dass sie die endgültige Bildauflösung nicht beeinflussen (siehe Diskussion). HINWEIS: Hier ist bei der GVD von 0,38 ns / nm eine Backend-Erfassungsbandbreite und eine Abtastrate von&gt; 20 GHz bzw.&gt; 40 GSa / s erforderlich. </li></ol></li></ol> 3. Experimentelle Verfahren <ol><li> Probenbeladung <ol><li> Führen Sie die Zellzählung unter einem herkömmlichen Phasenkontrastmikroskop in einem Standard-Hämocytometer durch. </li><li> Die Zelldichte durch Verdünnen mit 1x PBS (mit Quellwasser für Mikroalgen) anpassen und gut mit einer Pipette vermischen. HINWEIS: Die vorgeschlagene Konzentration beträgt 10 5 bis 10 6 Zellen / ml. </li><li> Montieren Sie den mikrofluidischen Chip auf die Probenplattform des optischen Abbildungssystems. HINWEIS: Die mikrofluidischeChip besteht hauptsächlich aus Polydimethylsiloxan (PDMS) und wird nach dem Standard-Replik-Formverfahren hergestellt. Der mikrofluidische Kanal ist mit einem asymmetrisch gekrümmten Kanal ausgelegt, um den inertialen Strömungsfokussierungseffekt zu erzeugen, so dass die Zellen in einer Einzeldatei im Abbildungsabschnitt (mit einer Abmessung von 80 μm x 80 μm (Höhe x Breite)) mit hoher Geschwindigkeit fließen können . </li><li> Übertragen Sie die Dichte-fixierte Zelllösung auf eine 10-ml-Spritze. </li><li> Verbinden Sie die Spritze mit dem Einlass des mikrofluidischen Chips und einem Zentrifugalrohr zum Auslass des mikrofluidischen Chips für die Entsorgung. </li><li> Montieren Sie die Spritze auf eine Spritzenpumpe und stellen Sie eine geeignete Durchflussrate ein, um einen wünschenswerten Durchsatz zu erzielen und um eine übermäßige Scherkraft zwischen den Zellen und dem Kanal zu vermeiden. HINWEIS: Die lineare Geschwindigkeit der Proben sollte innerhalb von 0,5 und 10 m / s liegen. Beachten Sie, dass vor der eigentlichen Bildaufzeichnung oftmals eine Feinabstimmung des Systems erforderlich istBildsignalstärke und Optimierung der Bildfokussierung durch Wiederholen der Schritte 2.2.1.4-2.2.1.6. </li></ol></li></ol> 4. Datenerfassung <ol><li> Legen Sie für jedes Experiment eine geeignete Anzahl von Datenpunkten fest. Die Anzahl der zu speichernden Datenpunkte hängt von der Größe und dem Durchfluss der Proben ab. HINWEIS: In der Regel ist es auf 8-16 Millionen Probenpunkte unter einer Abtastrate von 80 GSa / s eingestellt. </li><li> Erfassen und Speichern der Daten im Batch-Modus mit dem Oszilloskop. </li></ol> 5. Backend-Verarbeitung <img alt="Figur 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/55840/55840fig2.jpg" /> Abbildung 2: Rekonstruktion von ATOM-Bildern aus der Line-Scan-Zeitspur. Zur Rekonstruktion der ATOM-Bilder mit dem Absorptionskontrast und dem differenziellen (verstärkten) Phasenkontrast werden zwei Sätze von zeitgesteuerten Impulsen (siehe die violetten und grünen Impulse) extrahiert( A ) die zeitmultiplexierte zeitliche Wellenform-Spur und werden dann digital segmentiert und gestapelt, um ( b ) zwei 2D-Bilder zu bilden, die die beiden entgegengesetzten Phasen-Gradienten-Kontraste zeigen. Beachten Sie, dass ein Schervorgang erforderlich ist, um ( c ) die verzerrungsfreien Bilder zu bilden, indem die Subindexverschiebung aufgrund des Rundungsfehlers in der Laserwiederholungsratenschätzung kompensiert wird. Durch Subtrahieren der ( d ) Rohlinienabtastung von der spektralen Intensitätshüllkurve der Laserquelle kann der Hintergrund der Bilder entfernt werden. ( G ) Ein Absorptionskontrastbild kann durch eine Pixel-für-Pixel-Intensitätssummierung der Bilder ( e ) und ( f ) erhalten werden, während ( h ) ein Differenzphasen-Gradienten-Kontrastbild aus der Subtraktion von Bildern (z.B. ) Und (f). <a href="http://ecsource.jove.com/files/ftp_upload/55840/55840fig2large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version zu sehen</a>Dieser Figur. <ol><li> Übertragen Sie die Daten vom Oszilloskop auf die Computer für die Offline-Bildrekonstruktion. HINWEIS: Hier werden die Daten auf einer tragbaren Festplatte gespeichert und manuell zwischen dem Oszilloskop und den Verarbeitungscomputern übertragen. Die Kapazität der Festplatte sollte für jedes Experiment mehr als 500 GB betragen. <ol><li> Verwenden Sie die Schlüsselbild-Rekonstruktionsroutine, um die Zeilen-Scans digital zu digitalisieren, um ein 2D-Bild zu bilden ( Abbildung 2 ). HINWEIS: Das benutzerdefinierte Programm (in MATLAB) erzeugt dann zwei asymmetrische Erfassungsbilder, indem die beiden zeitmultiplexten Datensätze (violette und grüne Wellenformen in Abbildung 2 ) getrennt werden. <ol><li> Erhalten eines Differenzphasen-Gradienten-Kontrastbildes durch Subtrahieren der Intensitäten der beiden asymmetrischen Erfassungsbilder; Kann ein Absorptionskontrastbild durch Addition der beiden asymmetrischen Erfassungsbilder erhalten werden. Sehen Sie ausgewählte Bilder von MCF-7 und Mikroalgen inAbbildung 3 Beachten Sie, dass die Hintergrundprofile einzelner Bilder zunächst eliminiert und ihre Intensitäten vor der Bildsummierung und Subtraktionsoperationen normalisiert werden sollten. </li></ol></li><li> Generieren Sie eine Bibliothek von Parametern, die aus den Bildern abgeleitet sind, wie z. B. Zellvolumen, Kreisförmigkeit und Absorptionsdichte, etc. für die weitere Analyse. </li></ol></li><li> Geben Sie die Datenbibliothek in die Datenvisualisierungsplattform ein ( Abbildung 4 ). <ol><li> Laden Sie die Bibliothek der Parameter und die entsprechenden rekonstruierten Bilder auf die Visualisierungsschnittstellenplattform. </li><li> Setzen Sie die Achsen auf die Parameter von Interesse. HINWEIS: Die Parameter sind problemspezifisch und werden vom Benutzer definiert. Sie werden aus den ATOM-Bildern vom MATLAB-Programm abgeleitet. Hier ist die optische Absorptionsdichte der Zelle, des Zellbereichs, des Zellvolumens und der Zellkreisförmigkeit zur Auswahl verfügbar. </lI&gt; <li> Wählen Sie den anzuzeigenden Datensatz aus, damit jedes Zellbild als unterschiedlicher Datenpunkt auf dem Streudiagramm visualisiert werden kann. </li><li> Bewegen Sie den Mauszeiger auf jeden Punkt, so dass das entsprechende Bild und andere Parameter in einem schwebenden Unterfenster angezeigt werden. HINWEIS: Die Achsen können zwischen den linearen und logarithmischen Skalen interaktiv geändert werden. </li><li> Führen Sie eine weitere Analyse einer beliebigen Teilmenge des Datensatzes durch manuelles Verschieben auf dem Streudiagramm durch. HINWEIS: Das Histogramm in jedem Parameter der gated Teilmenge kann gegen die der gesamten Bibliothek aufgetragen werden. Die separaten Histogramme werden in einem anderen schwimmenden Unterfenster angezeigt. </li></ol></li></ol>

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L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Tumorigenicity+and+genetic+profiling+of+circulating+tumor+cells+in+small-cell+lung+cancer.">Tumorigenicity and genetic profiling of circulating tumor cells in small-cell lung cancer.</a> Nat Med. 20 (8), 897-903 (2014).</li><li>Ozkumur, E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Inertial+focusing+for+tumor+antigen-dependent+and+-independent+sorting+of+rare+circulating+tumor+cells.">Inertial focusing for tumor antigen-dependent and -independent sorting of rare circulating tumor cells.</a> Sci Transl Med. 5 (179), (2013).</li><li>Hou, H. W., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Isolation+and+retrieval+of+circulating+tumor+cells+using+centrifugal+forces.">Isolation and retrieval of circulating tumor cells using centrifugal forces.</a> Scientific Reports. 3, 1259 (2013).</li><li>Karabacak, N. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=marker-free+isolation+of+circulating+tumor+cells+from+blood+samples.">marker-free isolation of circulating tumor cells from blood samples.</a> Nat. Protocols. 9 (3), 694-710 (2014).</li><li>Krebs, M. G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Molecular+analysis+of+circulating+tumour+cells-biology+and+biomarkers.">Molecular analysis of circulating tumour cells-biology and biomarkers.</a> Nat Rev Clin Oncol. 11 (3), 129-144 (2014).</li><li>Wu, J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Ultrafast+Laser-Scanning+Time-Stretch+Imaging+at+Visible+Wavelengths.">Ultrafast Laser-Scanning Time-Stretch Imaging at Visible Wavelengths.</a> Light Sci Appl. , (2016).</li></ol>

Die Autoren haben nichts zu offenbaren.

Es gibt mehrere technische Details, die während des ATOM-Systemaufbaus besondere Aufmerksamkeit erfordern. Zunächst ist zu beachten, dass asymmetrische / schräge spektral-kodierte Beleuchtungen im Absorptionskontrast Restphasen-Gradienten-Komponenten ( dh die Shadowing-Wirkung) einführen und die Verstärkung des Phasenkontrastes in ATOM beeinflussen können. Daher sollte dieser Effekt der Schrägbeleuchtung minimiert werden. Zweitens sollte betont werden, dass das Zeitmultiplex- oder Zeitverschachtelungssch...

Die optische Bildgebung stellt ein leistungsstarkes Werkzeug und zellbasiertes Assay dar, um die detaillierte räumliche Verteilung vieler zellulärer / subzellulärer Komponenten (fast) nicht-invasiv zu visualisieren und so eine Vielzahl von morphologischen, biophysikalischen und biomolekularen Signaturen von Zellen aufzudecken. Allerdings wurde diese Fähigkeit, hochinhaltswerte Informationen aus einzelnen Zellen zu extrahieren, im Allgemeinen beeinträchtigt, als eine enorme und heterogene Population von Zellen untersucht werden musste. Dies markiert einen gemeinsamen Kompromiss in zellbasierten Assays zwischen Messdurchsatz und Inhalt. Ein bemerkenswertes Beispiel ist, dass das Hinzufügen von bildgebenden Fähigkeiten zur Durchflusszytometrie zu einer Abwärtsskalierung des Durchsatzes um mindestens 1-2 Größenordnungen im Vergleich zu dem der klassischen nicht-bildgebenden Durchflusszytometer geführt hat. Obwohl es eine komplexe morphologische Einzelzellanalyse anbieten könnte, die bei Standard-Durchflusszytometern 1 nicht möglich ist, fehlt der Imaging-Durchflusszytometrie im Allgemeinen ein ausreichender Durchsatz an idVermitteln zelluläre Heterogenität mit hohem statistischem Vertrauen. Dies ist notwendig für neue Entdeckungen in der Biologie und für ein Verständnis der Pathogenese von Krankheiten. Die zentrale technische Herausforderung liegt in der inhärenten Geschwindigkeitsbegrenzung, die durch die üblichen optischen Abbildungsstrategien auferlegt wird: Laserstrahlabtastung ( z. B. durch galvanometrische Spiegel) und / oder Bildsensoren ( z. B. ladungsgekoppelte Vorrichtung (CCD) und komplementäre Metall- Oxid-Halbleiter (CMOS)). Die Laserscangeschwindigkeit wird durch die mechanische Trägheit der Abtastspiegel intrinsisch eingeschränkt, während die Bildrate von CCD oder CMOS durch den grundsätzlichen Kompromiß zwischen Abbildungsgeschwindigkeit und Empfindlichkeit begrenzt wird ( dh die Erhöhung der Bildrate führt zu einer reduzierten Signaldetektionsempfindlichkeit , und umgekehrt). Basierend auf einem all-optischen, ultraschnellen Bildkodierungsmechanismus wurde die optische Zeitstreck-Bildgebung als eine attraktive Plattform für den Hochdurchsatz-Durchflusszyklus gezeigtOmeter ohne Notwendigkeit der herkömmlichen Bildsensoren oder mechanischen Laserscans 2 , 3 . Ausführliche Beschreibungen des Arbeitsprinzips der Zeit-Streck-Bildgebung finden sich in den Referenzen 4 , 5 , 6 , 7 . Kurz gesagt besteht sie aus zwei austauschbaren Abbildungsschritten: (i) spektrale Kodierung (Wellenlängen-Raum-Abbildung), bei der die räumlichen Koordinaten der abgebildeten Probe auf unterschiedliche Wellenlängen über das Spektrum des lichtgepulsten Strahls 8 , 9 abgebildet werden, Und (ii) eine dispersive Fourier-Transformation (Wellenlängen-Zeit-Abbildung) 9 , bei der die Wellenlängenkomponenten einzelner Laserpulse über Gruppengeschwindigkeitsdispersion (GVD) in zeitliche (wellenlängengespannte) Wellenformen transformiert (gestreckt) werden ( Abbildung 1 ). Ein wichtigerMerkmal der Zeitstreck-Bildgebung ist die optische Verstärkung, die bei der Bekämpfung des Verlustes der Empfindlichkeit durch ultraschnelle Photodetektion und GVD-Verlust eine entscheidende Rolle spielt, wodurch das Bildsignal-Rausch-Verhältnis (SNR) verbessert wird, ohne dass es durch das Photodetektorrauschen 9 verunreinigt wird . Da jeder Laserpuls eine Zeilenabtastung der abgebildeten Probe kodiert, die orthogonal zum unidirektionalen Fluss der Zellen ist, wird eine effektive Zeilenabtastrate durch die Laserwiederholrate bestimmt, die typischerweise über 10 MHz hinausgeht. Diese ultraschnelle Operation ermöglicht eine unscharfe, einzellige Bildaufnahme bei einem Durchsatz von 10.000-100.000 Zellen / s ( dh 10-100 mal höher als herkömmliche Bildgebungsdurchflusszytometrie). Infolgedessen konnte die Zeitstreckungsdarstellung im Hochdurchsatz-, Einzelzell- und bildbasierten Screening einzigartige Anwendungen finden, insbesondere wenn es notwendig ist, unbekannte Heterogenität oder seltene / aberrante Zellen innerhalb einer beträchtlichen Population zu identifizieren (Tausende bis Millionen von Cel<html> Ls), wie seltene Krebszellen-Screening 10 oder Mikro-Algen-Klassifizierung 11 . Die Time-Stretch-Bildgebung beruht vorwiegend auf einer Hellfeld-Feldaufnahme (BF), aus der der Bildkontrast durch Lichtstreuung und Absorption aus den Zellen 2 , 3 , 9 , 10 , 11 erzeugt wird . Solche etikettfreien, einzelligen Bildgebungsfähigkeiten könnten die nachteiligen Effekte, die mit den fluoreszierenden Markierungen verbunden sind, wie z. B. Zytotoxizität und Photobleichung, umgehen und dennoch wertvolle Informationen für die Einzelzellanalyse basierend auf der zellulären und subzellulären Textur und Morphologie liefern. Diese etikettfreien Parameter erwiesen sich als wirksam für die Tiefenbildklassifizierung von Zellen, besonders wenn eine enorme Zellpopulation verfügbar ist 11 ,&quot;Xref&quot;&gt; 12 Allerdings stellt die BF-Bildgebung in vielen Fällen keinen ausreichenden Kontrast dar, um die detaillierte Morphologie der etikettfreien transparenten Zellen zu zeigen. Für die Verbesserung des bildgebenden Kontrastes bei ultraschnellen Bildraten 13 , 14 , 15 wurden verschiedene etikettfreie, phasenkontrast- und zeitstreckenbildende Modalitäten entwickelt. Unter diesen Techniken wurde eine asymmetrische Erkennungszeit-Streck-Optikmikroskopie (ATOM) entwickelt, um den Phasendifferenz- (Differential-Interferenz-Kontrast- (DIC) -ähnlichen) Kontrast auf der Grundlage eines Konzepts ähnlich der Schlieren-Fotografie zu zeigen, Freie, kontrastreiche Bildgebung einzelner Zellen mit einer ultrahohen mikrofluidischen Geschwindigkeit (bis zu 10 m / s) 16 . Dieser Effekt kann leicht durch eine schräge Erfassung oder Beleuchtung durch teilweises Blockieren des bildkodierten Strahlengangs oder Kippen des Strahls vor der Photodetektion erzeugt werden. Ein weiterer Vorteil von ATOM ist seinUm gleichzeitig zwei Phasen-Gradienten-Kontraste entlang entgegengesetzter Orientierungen zu erwerben. Intensitäts-Subtraktion und Summierung von zwei entgegengesetzten Kontrastbildern ergeben den differenziellen Phasenkontrast bzw. den Absorptionskontrast aus dem gleichen Zeilen-Scan. Diese Arbeit stellt ein detailliertes Protokoll dar, das die Implementierung von ATOM beschreibt, einschließlich der Einrichtung des optischen Aufbaus, der Probenvorbereitung und der Datenerfassung und Visualisierung. Speziell zeigt diese Arbeit die ATOM-Operation mit der einzelligen Bildgebung von menschlichen Blutzellen, Krebszellen und Phytoplankton (Mikroalgen). Dies unterstreicht die Anwendbarkeit von ATOM auf die bildgebende Durchflusszytometrie nicht nur im biomedizinischen Bereich, sondern auch in der Meeres- und Biokraftstoffforschung 17 , 18 .

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="789">
	<tbody>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:207px;">Nikon Plan Fluorite Physiology Objectives 40X</td>
			<td style="width:71px;">Nikon</td>
			<td style="width:119px;">MRF07420</td>
			<td style="width:393px;">Objective lens (Obj2)</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Olympus Plan Fluorite Objective, 0.75 NA, 0.51 mm WD, 40X</td>
			<td style="width:71px;">Olympus</td>
			<td>RMS40X-PF</td>
			<td>Objective lens (Obj1)</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:207px;">N-BK7 Plano-Convex Lenses</td>
			<td style="width:71px;">Thorlabs</td>
			<td>LA1145-C</td>
			<td>For relaying spectral shower</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:207px;">FC/APC Fiber Collimation Package</td>
			<td style="width:71px;">Thorlabs</td>
			<td style="width:119px;">F220APC-1064</td>
			<td>For outputing and collecting laser pulses</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:207px;">Pellicle beamsplitter</td>
			<td style="width:71px;">Thorlabs</td>
			<td style="width:119px;">BP145B3</td>
			<td>For making beam replica</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:207px;">Protected silver mirror</td>
			<td style="width:71px;">Thorlabs</td>
			<td style="width:119px;">PF10-03-P01</td>
			<td>For reflecting light</td>
		</tr>
		<tr height="63">
			<td height="63" style="height:63px;width:207px;">800-1650nm 12GHz single mode DC-coupled NIR Photoreceiver</td>
			<td style="width:71px;">Newport</td>
			<td style="width:119px;">1544-B</td>
			<td>For converting light into electrical signal</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:207px;">Infiniium High-Performance Oscilloscope</td>
			<td style="width:71px;">Agilent</td>
			<td style="width:119px;">DSOX91604A</td>
			<td>To save the light-converted electrical signals</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:207px;">HI1060 optical fiber</td>
			<td style="width:71px;">Corning</td>
			<td style="width:119px;">HI1060</td>
			<td>Optical fiber for time-stretch</td>
		</tr>
		<tr height="63">
			<td height="63" style="height:63px;width:207px;">YTTERBIUM DOPED FIBER AMPLIFIER</td>
			<td style="width:71px;">Keopsys</td>
			<td style="width:119px;">KPS-STD-BT-YFA-37-BO-SM-111-FA-FA</td>
			<td>Optical in-line amplifier</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:207px;">Holographic grating</td>
			<td style="width:71px;">Wasatch Photonics</td>
			<td style="width:119px;">020305-6</td>
			<td>Grating</td>
		</tr>
		<tr height="63">
			<td height="63" style="height:63px;width:207px;">Infuse/Withdraw Syringe Pumps</td>
			<td style="width:71px;">Harvard Apparatus</td>
			<td style="width:119px;">PHD 2000</td>
			<td>Syringe pump for sample loading in micro-fluidic channels</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

microfluidic imaging flow cytometry by asymmetric-detection time-stretch optical microscopy (atom)

Die Skalierung der Anzahl der messbaren Parameter, die eine multidimensionale Datenanalyse und damit höhere statistische Konsequenzen ermöglicht, war der Haupttrend in der fortgeschrittenen Entwicklung der Durchflusszytometrie. Besonders das Hinzufügen hochauflösender Imaging-Fähigkeiten ermöglicht die komplexe morphologische Analyse von zellulären / subzellulären Strukturen. Dies ist bei Standard-Durchflusszytometern nicht möglich. Allerdings ist es wertvoll, unser Wissen über zelluläre Funktionen voranzubringen und kann der Life Science Forschung, der klinischen Diagnostik und der Umweltüberwachung zugute kommen. Die Einbindung von bildgebenden Fähigkeiten in die Durchflusszytometrie beeinträchtigt den Assay-Durchsatz, vor allem aufgrund der Einschränkungen der Geschwindigkeit und der Empfindlichkeit in den Kameratechnologien. Um diese Geschwindigkeits- oder Durchsatz-Herausforderung zu überwinden, die der bildgebenden Durchflusszytometrie unter Beibehaltung der Bildqualität entgegensteht, wurde die asymmetrische Erkennungszeit-Streck-Optikmikroskopie (ATOM) gezeigt, um ein kontrastreiches, einzelliges Individuum zu ermöglichenMit subzellulärer Auflösung, bei einem Bilddurchsatz bis zu 100.000 Zellen / s. Basierend auf dem bildgebenden Konzept der konventionellen Zeitstreck-Bildgebung, das durch die Verwendung von ultraschnellen Breitband-Laserpulsen auf die gesamte optische Bildcodierung und -abfrage beruht, führt ATOM die Bildgebungsleistung weiter, indem der Bildkontrast von unmarkierten / ungefärbten Zellen verbessert wird. Dies geschieht durch den Zugriff auf die Phasengradienteninformation der Zellen, die spektral in Einzelschuss-Breitbandimpulse codiert wird. Daher ist ATOM besonders vorteilhaft bei Hochdurchsatzmessungen von Einzelzellmorphologie und Textur - Information, die auf Zelltypen, Zustände und sogar Funktionen hindeutet. Letztendlich könnte dies zu einer leistungsfähigen bildgebenden Durchflusszytometrieplattform für die biophysikalische Phänotypisierung von Zellen werden, die den derzeitigen, auf dem Stand der Technik basierenden zellulären Test auf biochemischem Marker ergänzt. Diese Arbeit beschreibt ein Protokoll zur Erstellung der Schlüsselmodule eines ATOM-Systems (vom optischen Frontend bis hin zu Daten pRüstungs- und Visualisierungs-Backend) sowie der Workflow der bildgebenden Durchflusszytometrie auf Basis von ATOM unter Verwendung menschlicher Zellen und Mikroalgen als Beispiele.

<html> Diese Arbeit veranschaulicht zwei Einzelzell-Imaging-Demonstrationen von ATOM: eine mit Säugetierzellen (menschliche periphere Blutmononukleäre Zellen s (PBMC) und Brustkrebszellen (MCF-7)) und eine andere mit Phytoplankton s (Scenedesmus und Chlamydomonas). Das erste Experiment wurde durch das wachsende Interesse an der Flüssigbiopsie für die Detektion, Aufzählung und Charakterisierung von zirkulierenden Tumorzellen (CTCs) im Blut motiviert. ...

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Microfluidic Imaging Flow Cytometry by Asymmetric-detection Time-stretch Optical Microscopy ATOM

Dieses Protokoll beschreibt die Implementierung eines asymmetrischen Detektions-Zeitstreck-Optikmikroskopiesystems für die Einzelzell-Bildgebung in ultraschnellen mikrofluidischen Strömung und seine Anwendungen bei der Bildgebungsdurchflusszytometrie.

Mikrofluidische Imaging-Durchflusszytometrie durch asymmetrische Detektion Zeitstreck-Optische Mikroskopie (ATOM)

Scaling the number of measurable parameters, which allows for multidimensional data analysis and thus higher-confidence statistical results, has been the ...

microfluidic-imaging-flow-cytometry-asymmetric-detection-time-stretch

Research

Education

JoVE Core

JoVE Journal

Electrical Engineering

Engineering

Unit 1

Microfluidic Imaging Flow Cytometry by Asymmetric-detection Time-stretch Optical Microscopy (ATOM)

Operational Amplifiers

SCIENTISTS IN ACTION

10.2K Aufrufe.  The University of Hong Kong.  Dieses Protokoll beschreibt die Implementierung eines asymmetrischen Detektions-Zeitstreck-Optikmikroskopiesystems für die Einzelzell-Bildgebung in ultraschnellen mikrofluidischen Strömung und seine Anwendungen bei der Bildgebungsdurchflusszytometrie. 

Serie: Microfluidic Imaging Flow Cytometry by Asymmetric-detection Time-stretch Optical Microscopy ATOM

Fabricating Metamaterials Using the Fiber Drawing Method

Metamaterials are man-made composite materials, fabricated by assembling components much smaller than the wavelength at which they operate 1. They owe their electromagnetic properties to the structure of their constituents, instead of the atoms that compose them. For example, sub-wavelength metal wires can be arranged to possess an effective electric permittivity that is either positive or negative at a given frequency, in contrast to the metals themselves 2. This unprecedented control over the behaviour of light can potentially lead to a number of novel devices, such as invisibility cloaks 3, negative refractive index materials 4, and lenses that resolve objects below the diffraction limit 5. However, metamaterials operating at optical, mid-infrared and terahertz frequencies are conventionally made using nano- and micro-fabrication techniques that are expensive and produce samples that are at most a few centimetres in size 6-7. Here we present a fabrication method to produce hundreds of meters of metal wire metamaterials in fiber form, which exhibit a terahertz plasmonic response 8. We combine the stack-and-draw technique used to produce microstructured polymer optical fiber 9 with the Taylor-wire process 10, using indium wires inside polymethylmethacrylate (PMMA) tubes. PMMA is chosen because it is an easy to handle, drawable dielectric with suitable optical properties in the terahertz region; indium because it has a melting temperature of 156.6 &deg;C which is appropriate for codrawing with PMMA. We include an indium wire of 1 mm diameter and 99.99% purity in a PMMA tube with 1 mm inner diameter (ID) and 12 mm outside diameter (OD) which is sealed at one end. The tube is evacuated and drawn down to an outer diameter of 1.2 mm. The resulting fiber is then cut into smaller pieces, and stacked into a larger PMMA tube. This stack is sealed at one end and fed into a furnace while being rapidly drawn, reducing the diameter of the structure by a factor of 10, and increasing the length by a factor of 100. Such fibers possess features on the micro- and nano- scale, are inherently flexible, mass-producible, and can be woven to exhibit electromagnetic properties that are not found in nature. They represent a promising platform for a number of novel devices from terahertz to optical frequencies, such as invisible fibers, woven negative refractive index cloths, and super-resolving lenses.

Metamaterials at terahertz frequencies offer unique opportunities, but are challenging to fabricate in bulk. We adapt the fabrication procedure for microstructured polymer optical fibers to inexpensively fabricate metamaterials potentially on an industrial scale. We produce polymethylmethacrylate fibers containing ~10 &mu;m diameter indium wires separated by ~100 &mu;m, which exhibit a terahertz plasmonic response.

Herstellung Metamaterialien Mit dem Fiber Drawing Methode

Metamaterials are man-made composite materials, fabricated by assembling components much smaller than the wavelength at which they operate 1. They owe ...

Forschung

Ingenieurwesen

Determining 3D Flow Fields via Multi-camera Light Field Imaging

In the field of fluid mechanics, the resolution of computational schemes has outpaced experimental methods and widened the gap between predicted and observed phenomena in fluid flows. Thus, a need exists for an accessible method capable of resolving three-dimensional (3D) data sets for a range of problems. We present a novel technique for performing quantitative 3D imaging of many types of flow fields. The 3D technique enables investigation of complicated velocity fields and bubbly flows. Measurements of these types present a variety of challenges to the instrument. For instance, optically dense bubbly multiphase flows cannot be readily imaged by traditional, non-invasive flow measurement techniques due to the bubbles occluding optical access to the interior regions of the volume of interest. By using Light Field Imaging we are able to reparameterize images captured by an array of cameras to reconstruct a 3D volumetric map for every time instance, despite partial occlusions in the volume. The technique makes use of an algorithm known as synthetic aperture (SA) refocusing, whereby a 3D focal stack is generated by combining images from several cameras post-capture 1. Light Field Imaging allows for the capture of angular as well as spatial information about the light rays, and hence enables 3D scene reconstruction. Quantitative information can then be extracted from the 3D reconstructions using a variety of processing algorithms. In particular, we have developed measurement methods based on Light Field Imaging for performing 3D particle image velocimetry (PIV), extracting bubbles in a 3D field and tracking the boundary of a flickering flame. We present the fundamentals of the Light Field Imaging methodology in the context of our setup for performing 3DPIV of the airflow passing over a set of synthetic vocal folds, and show representative results from application of the technique to a bubble-entraining plunging jet.

A technique for performing quantitative three-dimensional (3D) imaging for a range of fluid flows is presented. Using concepts from the area of Light Field Imaging, we reconstruct 3D volumes from arrays of images. Our 3D results span a broad range including velocity fields and multi-phase bubble size distributions.

Ermittlung 3D Flow Felder via Multi-Kamera-Light Field Imaging

In the field of fluid mechanics, the resolution of computational schemes has outpaced experimental methods and widened the gap between predicted and ...

Optical Trapping of Nanoparticles

Optical trapping is a technique for immobilizing and manipulating small objects in a gentle way using light, and it has been widely applied in trapping and manipulating small biological particles. Ashkin and co-workers first demonstrated optical tweezers using a single focused beam1. The single beam trap can be described accurately using the perturbative gradient force formulation in the case of small Rayleigh regime particles1. In the perturbative regime, the optical power required for trapping a particle scales as the inverse fourth power of the particle size. High optical powers can damage dielectric particles and cause heating. For instance, trapped latex spheres of 109 nm in diameter were destroyed by a 15 mW beam in 25 sec1, which has serious implications for biological matter2,3.
A self-induced back-action (SIBA) optical trapping was proposed to trap 50 nm polystyrene spheres in the non-perturbative regime4. In a non-perturbative regime, even a small particle with little permittivity contrast to the background can influence significantly the ambient electromagnetic field and induce a large optical force. As a particle enters an illuminated aperture, light transmission increases dramatically because of dielectric loading. If the particle attempts to leave the aperture, decreased transmission causes a change in momentum outwards from the hole and, by Newton's Third Law, results in a force on the particle inwards into the hole, trapping the particle. The light transmission can be monitored; hence, the trap can become a sensor. The SIBA trapping technique can be further improved by using a double-nanohole structure.
The double-nanohole structure has been shown to give a strong local field enhancement5,6. Between the two sharp tips of the double-nanohole, a small particle can cause a large change in optical transmission, thereby inducing a large optical force. As a result, smaller nanoparticles can be trapped, such as 12 nm silicate spheres7 and 3.4 nm hydrodynamic radius bovine serum albumin proteins8. In this work, the experimental configuration used for nanoparticle trapping is outlined. First, we detail the assembly of the trapping setup which is based on a Thorlabs Optical Tweezer Kit. Next, we explain the nanofabrication procedure of the double-nanohole in a metal film, the fabrication of the microfluidic chamber and the sample preparation. Finally, we detail the data acquisition procedure and provide typical results for trapping 20 nm polystyrene nanospheres.

The following setup approach details low power optical trapping of dielectric nanoparticles using a double-nanohole in metal film.

Optical Trapping von Nanopartikeln

Optical trapping is a technique for immobilizing and manipulating small objects in a gentle way using light, and it has been widely applied in trapping ...

Atom Probe Tomography Studies on the Cu(In,Ga)Se2 Grain Boundaries

Compared with the existent techniques, atom probe tomography is a unique technique able to chemically characterize the internal interfaces at the nanoscale and in three dimensions. Indeed, APT possesses high sensitivity (in the order of ppm) and high spatial resolution (sub nm).
Considerable efforts were done here to prepare an APT tip which contains the desired grain boundary with a known structure. Indeed, site-specific sample preparation using combined focused-ion-beam, electron backscatter diffraction, and transmission electron microscopy is presented in this work. This method allows selected grain boundaries with a known structure and location in Cu(In,Ga)Se2 thin-films to be studied by atom probe tomography.
Finally, we discuss the advantages and drawbacks of using the atom probe tomography technique to study the grain boundaries in Cu(In,Ga)Se2 thin-film solar cells.

Atom Probe Tomography Studies on the CuIn,GaSe2 Grain Boundaries

In this work, we describe the use of the atom-probe tomography technique for studying the grain boundaries of the absorber layer in a CIGS solar cell. A novel approach to prepare the atom probe tips containing the desired grain boundary with a known structure is also presented here.

Atomsondentomographie Studien über die Cu (In, Ga) Se<sub&gt; 2</sub&gt; Grain Boundaries

Compared with the existent techniques, atom probe tomography is a unique technique able to chemically characterize the internal interfaces at the ...

Analyzing the Movement of the Nauplius 'Artemia salina' by Optical Tracking of Plasmonic Nanoparticles

We demonstrate how optical tweezers may provide a sensitive tool to analyze the fluidic vibrations generated by the movement of small aquatic organisms. A single gold nanoparticle held by an optical tweezer is used as a sensor to quantify the rhythmic motion of a Nauplius larva (Artemia salina) in a water sample. This is achieved by monitoring the time dependent displacement of the trapped nanoparticle as a consequence of the Nauplius activity. A Fourier analysis of the nanoparticle&#39;s position then yields a frequency spectrum that is characteristic to the motion of the observed species. This experiment demonstrates the capability of this method to measure and characterize the activity of small aquatic larvae without the requirement to observe them directly and to gain information about the position of the larvae with respect to the trapped particle. Overall, this approach could give an insight on the vitality of certain species found in an aquatic ecosystem and could expand the range of conventional methods for analyzing water samples.

Analyzing the Movement of the Nauplius 'Artemia salina' by Optical Tracking of Plasmonic Nanoparticles

We use optical tracking of plasmonic nanoparticles to probe and characterize the frequency movements of aquatic organisms.

Die Analyse der Bewegung des Nauplios &#39;<em&gt; Artemia salina</em&gt; &#39;Von Optical-Tracking von Plasmonische Nanopartikel

We demonstrate how optical tweezers may provide a sensitive tool to analyze the fluidic vibrations generated by the movement of small aquatic organisms. A ...

Coherent anti-Stokes Raman Scattering (CARS) Microscopy Visualizes Pharmaceutical Tablets During Dissolution

Traditional pharmaceutical dissolution tests determine the amount of drug dissolved over time by measuring drug content in the dissolution medium. This method provides little direct information about what is happening on the surface of the dissolving tablet. As the tablet surface composition and structure can change during dissolution, it is essential to monitor it during dissolution testing. In this work coherent anti-Stokes Raman scattering microscopy is used to image the surface of tablets during dissolution while UV absorption spectroscopy is simultaneously providing inline analysis of dissolved drug concentration for tablets containing a 50% mixture of theophylline anhydrate and ethyl cellulose. The measurements showed that in situ CARS microscopy is capable of imaging selectively theophylline in the presence of ethyl cellulose. Additionally, the theophylline anhydrate converted to theophylline monohydrate during dissolution, with needle-shaped crystals growing on the tablet surface during dissolution. The conversion of theophylline anhydrate to monohydrate, combined with reduced exposure of the drug to the flowing dissolution medium resulted in decreased dissolution rates. Our results show that in situ CARS microscopy combined with inline UV absorption spectroscopy is capable of monitoring pharmaceutical tablet dissolution and correlating surface changes with changes in dissolution rate.

Coherent anti-Stokes Raman Scattering CARS Microscopy Visualizes Pharmaceutical Tablets During Dissolution

Coherent anti-Stokes Raman scattering (CARS) microscopy is combined with an intrinsic flow-through dissolution setup to allow in situ and real-time visualization of the surface of pharmaceutical tablets undergoing dissolution. Using this custom-built setup, it is possible to correlate CARS videos with drug dissolution profiles recorded using inline UV absorption spectroscopy.

Coherent Anti-Stokes-Raman-Streuung (CARS) Mikroskopie visualisiert Pharmazeutische Tabletten während der Auflösung

Traditional pharmaceutical dissolution tests determine the amount of drug dissolved over time by measuring drug content in the dissolution medium. This ...

Writing Bragg Gratings in Multicore Fibers

Fiber Bragg gratings in multicore fibers can be used as compact and robust filters in astronomical and other research and commercial applications. Strong suppression at a single wavelength requires that all cores have matching transmission profiles. These gratings cannot be inscribed using the same method as for single-core fibers because the curved surface of the cladding acts as a lens, focusing the incoming UV laser beam and causing variations in exposure between cores. Therefore we use an additional optical element to ensure that the beam shape does not change while passing through the cross-section of the multicore fiber. This consists of a glass capillary tube which has been polished flat on one side, which is then placed over the section of the fiber to be inscribed. The laser beam enters the fiber through the flat surface of the capillary tube and hence maintains its original dimensions. This paper demonstrates the improvements in core-to-core uniformity for a 7-core fiber using this method. The technique can be generalized to larger multicore fibers.

We describe a technique for inscribing identical fiber Bragg gratings into each core of a multicore fiber. This is achieved by introducing an additional surface into the optical path to mitigate lensing by the curved surface of the fiber cladding.

Schreiben-Bragg-Gitter in Multicore- Fibers

Fiber Bragg gratings in multicore fibers can be used as compact and robust filters in astronomical and other research and commercial applications. Strong ...

Dynamic Pore-scale Reservoir-condition Imaging of Reaction in Carbonates Using Synchrotron Fast Tomography

Underground storage permanence is a major concern for carbon capture and storage. Pumping CO2 into carbonate reservoirs has the potential to dissolve geologic seals and allow CO2 to escape. However, the dissolution processes at reservoir conditions are poorly understood. Thus, time-resolved experiments are needed to observe and predict the nature and rate of dissolution at the pore scale. Synchrotron fast tomography is a method of taking high-resolution time-resolved images of complex pore structures much more quickly than traditional &#181;-CT. The Diamond Lightsource Pink Beam was used to dynamically image dissolution of limestone in the presence of CO2-saturated brine at reservoir conditions. 100 scans were taken at a 6.1 &#181;m resolution over a period of 2 hours. The images were segmented and the porosity and permeability were measured using image analysis and network extraction. Porosity increased uniformly along the length of the sample; however, the rate of increase of both porosity and permeability slowed at later times.

Synchrotron fast tomography was used to dynamically image dissolution of limestone in the presence of CO2-saturated brine at reservoir conditions. 100 scans were taken at a 6.1 &#181;m resolution over a period of 2 h.

Dynamische Pore-Skala Reservoir-Zustand Abbildung von Reaktions in Karbonate mit Synchrotronstrahlung Schnelle Tomography

Underground storage permanence is a major concern for carbon capture and storage. Pumping CO2 into carbonate reservoirs has the potential to dissolve ...

Novel Photoacoustic Microscopy and Optical Coherence Tomography Dual-modality Chorioretinal Imaging in Living Rabbit Eyes

Photoacoustic ocular imaging is an emerging ophthalmic imaging technology that can noninvasively visualize ocular tissue by converting light energy into sound waves and is currently under intensive investigation. However, most reported work to date is focused on the imaging of the posterior segment of the eyes of small animals, such as rats and mice, which poses challenges for clinical human translation due to small eyeball sizes. This manuscript describes a novel photoacoustic microscopy (PAM) and optical coherence tomography (OCT) dual-modality system for posterior segment imaging of the eyes of larger animals, such as rabbits. The system configuration, system alignment, animal preparation, and dual-modality experimental protocols for in vivo, noninvasive, label-free chorioretinal imaging in rabbits are detailed. The effectiveness of the method is demonstrated through representative experimental results, including retinal and choroidal vasculature obtained by the PAM and OCT. This manuscript provides a practical guide to reproducing the imaging results in rabbits and advancing photoacoustic ocular imaging in larger animals.

This manuscript describes the novel setup and operating procedure of a photoacoustic microscopy and optical coherence tomography dual-modality system for noninvasive, label-free chorioretinal imaging of larger animals, such as rabbits.

Neuartige photoakustische Mikroskopie und optische Kohärenztomographie Dual-Modalität chorioretinalen Bildgebung in lebenden Kaninchen Augen

Photoacoustic ocular imaging is an emerging ophthalmic imaging technology that can noninvasively visualize ocular tissue by converting light energy into ...

Generation of Size-controlled Poly (ethylene Glycol) Diacrylate Droplets via Semi-3-Dimensional Flow Focusing Microfluidic Devices

Uniform and size-controllable poly (ethylene glycol) diacrylate (PEGDA) droplets could be produced via the flow focusing process in a microfluidic device. This paper proposes a semi-three-dimensional (semi-3D) flow-focusing microfluidic chip for droplet formation. The polydimethylsiloxane (PDMS) chip was fabricated using the multi-layer soft lithography method. Hexadecane containing surfactant was used as the continuous phase, and PEGDA with the ultraviolet (UV) photo-initiator was the dispersed phase. Surfactants allowed the local surface tension to drop and formed a more cusped tip which promoted breaking into tiny micro-droplets. As the pressure of dispersed phase was constant, the size of droplets became smaller with increasing continuous phase pressure before dispersed phase flow was broken off. As a result, droplets with size variation from 1 &#181;m to 80 &#181;m in diameter could be selectively achieved by changing the pressure ratio in two inlet channels, and the average coefficient of variation was estimated to be below 7%. Furthermore, droplets could turn into micro-beads by UV exposure for photo-polymerization. Conjugating biomolecules on such micro-beads surface have many potential applications in the fields of biology and chemistry.

Generation of Size-controlled Poly ethylene Glycol Diacrylate Droplets via Semi-3-Dimensional Flow Focusing Microfluidic Devices

Here, we present a protocol to illustrate the fabrication processes and verifying experiments of a semi-three-dimensional (semi-3D) flow-focusing microfluidic chip for droplet formation.

Größe-gesteuerte Poly (Ethylenglycol) Diacrylate Tröpfchen über Semi-3-dimensionale fließen mit Schwerpunkt mikrofluidischen Geräte-Generation

Uniform and size-controllable poly (ethylene glycol) diacrylate (PEGDA) droplets could be produced via the flow focusing process in a microfluidic device. ...