This work was performed under the auspices of the U.S. Department of Energy by Lawrence Livermore National Laboratory under Contract DE-AC52-07NA27344, and partially supported by LLNL&#8217;s Laboratory Directed Research and Development (LDRD) program, 14-LW-077. The authors thank Michael Wilson, Mark Stenglein and Joe DeRisi at the Univeristy of California, San Francisco for generously providing GGV and Boa cell samples. EJF acknowledges support from the LLNL Lawrence Scholar Graduate Program. MS acknowledges support from the UC Office of the President Lab Fees Research Program. LLNL-JRNL-665235

<ol>
	<li>Gossett, D. R., Weaver, W. 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=Label+free+cell+separation+and+sorting+in+microfluidic+systems.">Label free cell separation and sorting in microfluidic systems.</a> Analytical and Bioanalytical Chemistry. 397 (8), 3249-3267 (2010).</li><li>Lenshof, A., Laurell, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Continuous+separation+of+cells+and+particles+in+microfluidic+systems.">Continuous separation of cells and particles in microfluidic systems.</a> Chemical Society Reviews. 39 (3), 1203-1217 (2010).</li><li>Sajeesh, P., Sen, A. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Particle+separation+and+sorting+in+microfluidic+devices+a+review.">Particle separation and sorting in microfluidic devices a review.</a> Microfluidics and Nanofluidics. 17 (1), 1-52 (2014).</li><li>Bhagat, A. A. S., Bow, H., Hou, H. W., Tan, S. J., Han, J., Lim, C. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Microfluidics+for+cell+separation.">Microfluidics for cell separation.</a> Medical &amp; Biological Engineering &amp; Computing. 48 (10), 999-1014 (2010).</li><li>McGrath, J., Jimenez, M., Bridle, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Deterministic+lateral+displacement+for+particle+separation+a+review.">Deterministic lateral displacement for particle separation a review.</a> Lab Chip. 14 (21), 4139-4158 (2014).</li><li>Jubery, T. Z., Srivastava, S. K., Dutta, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Dielectrophoretic+separation+of+bioparticles+in+microdevices+A+review.">Dielectrophoretic separation of bioparticles in microdevices A review.</a> ELECTROPHORESIS. 35 (5), 691-713 (2014).</li><li>Jin, C., McFaul, S. 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=Technologies+for+label+free+separation+of+circulating+tumor+cells+from+historical+foundations+to+recent+developments.">Technologies for label free separation of circulating tumor cells from historical foundations to recent developments.</a> Lab on a Chip. 14 (1), 32 (2014).</li><li>Trujillo, F. J., Juliano, P., Barbosa C&#225;novas, G., Knoerzer, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Separation+of+suspensions+and+emulsions+via+ultrasonic+standing+waves+&#8211;+A+review.">Separation of suspensions and emulsions via ultrasonic standing waves &#8211; A review.</a> Ultrasonics Sonochemistry. 21 (6), 2151-2164 (2014).</li><li>Bridle, H., Miller, B., Desmulliez, M. P. Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Application+of+microfluidics+in+waterborne+pathogen+monitoring+A+review.">Application of microfluidics in waterborne pathogen monitoring A review.</a> Water Research. 55, 256-271 (2014).</li><li>Mariella Jr, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Sample+preparation+the+weak+link+in+microfluidics-based+biodetection.">Sample preparation the weak link in microfluidics-based biodetection.</a> Biomedical microdevices. 10 (6), 777-784 (2008).</li><li>Gor&#8217;kov, L. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=On+the+forces+acting+on+a+small+particle+in+an+acoustic+field+in+an+ideal+fluid.">On the forces acting on a small particle in an acoustic field in an ideal fluid.</a> Soviet Physics Doklady. 6, 773-775 (1962).</li><li>Settnes, M., Bruus, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Forces+acting+on+a+small+particle+in+an+acoustical+field+in+a+viscous+fluid.">Forces acting on a small particle in an acoustical field in a viscous fluid.</a> Physical Review E. 85 (1), 016327 (2012).</li><li>Barnkob, R., Augustsson, P., Laurell, T., Bruus, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Acoustic+radiation+and+streaming-induced+microparticle+velocities+determined+by+microparticle+image+velocimetry+in+an+ultrasound+symmetry+plane.">Acoustic radiation and streaming-induced microparticle velocities determined by microparticle image velocimetry in an ultrasound symmetry plane.</a> Physical Review E. 86 (5), (2012).</li><li>Bruus, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Acoustofluidics+7+The+acoustic+radiation+force+on+small+particles.">Acoustofluidics 7 The acoustic radiation force on small particles.</a> Lab Chip. 12 (6), 1014-1021 (2012).</li><li>Fong, E. J., Johnston, A. C., 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=Acoustic+focusing+with+engineered+node+locations+for+high+performance+microfluidic+particle+separation.">Acoustic focusing with engineered node locations for high performance microfluidic particle separation.</a> Analyst. 139 (5), 1192-1200 (2014).</li><li>Fong, E. J., Bora, 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=Continuously+Variable+Node+Position+in+a+High+Throughput+Acoustofluidic+Device.">Continuously Variable Node Position in a High Throughput Acoustofluidic Device.</a> Micro Total Analysis Systems. , 1184-1186 (2014).</li><li>Jung, S. Y., Notton, T., Fong, E., Shusteff, M., Weinberger, L. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Spatial+tuning+of+acoustofluidic+pressure+nodes+by+altering+net+sonic+velocity+enables+high-throughput+efficient+cell+sorting.">Spatial tuning of acoustofluidic pressure nodes by altering net sonic velocity enables high-throughput efficient cell sorting.</a> Lab on a Chip. 15 (4), 1000-1003 (2015).</li><li>Franssila, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Deep+Reactive+Ion+Etching.">Deep Reactive Ion Etching.</a> Introduction to Microfabrication. , 255-270 (2010).</li><li>Sharma Rao, B., Hashim, U. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Microfluidic+Photomask+Design+Using+CAD+Software+for+Application+in+Lab+On+Chip+Biomedical+Nanodiagnostics.">Microfluidic Photomask Design Using CAD Software for Application in Lab On Chip Biomedical Nanodiagnostics.</a> Advanced Materials Research. 795, 388-392 (2013).</li><li>Melin, J., Quake, S. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Microfluidic+Large+Scale+Integration+The+Evolution+of+Design+Rules+for+Biological+Automation.">Microfluidic Large Scale Integration The Evolution of Design Rules for Biological Automation.</a> Annual Review of Biophysics and Biomolecular Structure. 36 (1), 213-231 (2007).</li><li>Madou, M. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Fundamentals of microfabrication: the science of miniaturization. , (2002).</li><li>Krulevitch, P., Benett, W., Hamilton, J., Maghribi, M., Rose, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Polymer+based+packaging+platform+for+hybrid+microfluidic+systems.">Polymer based packaging platform for hybrid microfluidic systems.</a> Biomedical Microdevices. 4 (4), 301-308 (2002).</li><li>Leslie, D. C., Easley, C. 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=Frequency+specific+flow+control+in+microfluidic+circuits+with+passive+elastomeric+features.">Frequency specific flow control in microfluidic circuits with passive elastomeric features.</a> Nature Physics. 5 (3), 231-235 (2009).</li><li>Oh, K. W., Lee, K., Ahn, B., Furlani, E. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Design+of+pressure+driven+microfluidic+networks+using+electric+circuit+analogy.">Design of pressure driven microfluidic networks using electric circuit analogy.</a> Lab on a Chip. 12 (3), 515-545 (2012).</li><li>Mittelbrunn, M., Guti&#233;rrez V&#225;zquez, C., 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=Unidirectional+transfer+of+microRNA+loaded+exosomes+from+T+cells+to+antigen+presenting+cells.">Unidirectional transfer of microRNA loaded exosomes from T cells to antigen presenting cells.</a> Nature Communications. 2, 282 (2011).</li><li>Acosta, E. G., Castilla, V., Damonte, E. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Functional+entry+of+dengue+virus+into+Aedes+albopictus+mosquito+cells+is+dependent+on+clathrin+mediated+endocytosis.">Functional entry of dengue virus into Aedes albopictus mosquito cells is dependent on clathrin mediated endocytosis.</a> Journal of General Virology. 89 (2), 474-484 (2008).</li><li>Stenglein, M. D., Sanders, C., 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=Identification+Characterization+and+In+Vitro+Culture+of+Highly+Divergent+Arenaviruses+from+Boa+Constrictors+and+Annulated+Tree+Boas+Candidate+Etiological+Agents+for+Snake+Inclusion+Body+Disease.">Identification Characterization and In Vitro Culture of Highly Divergent Arenaviruses from Boa Constrictors and Annulated Tree Boas Candidate Etiological Agents for Snake Inclusion Body Disease.</a> 3 (4), e00180 12 (2012).</li><li>Packard, M., Wheeler, E., Alocilja, E., Shusteff, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Performance+Evaluation+of+Fast+Microfluidic+Thermal+Lysis+of+Bacteria+for+Diagnostic+Sample+Preparation.">Performance Evaluation of Fast Microfluidic Thermal Lysis of Bacteria for Diagnostic Sample Preparation.</a> Diagnostics. 3 (1), 105-116 (2013).</li><li>Lion, N., Reymond, F., Girault, H. H., Rossier, J. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Why+the+move+to+microfluidics+for+protein+analysis.">Why the move to microfluidics for protein analysis.</a> Current Opinion in Biotechnology. 15 (1), 31-37 (2004).</li></ol>

The authors have nothing to disclose.

이 프로토콜은 자동화 된 생물학적 샘플 처리를 수행하도록 거시적 장비 미세 유동 장치의 시스템 레벨의 통합을 제공한다. 이 플랫폼의 모듈성은 예를 들어, 제시된 프로토콜은 특성화 및 acoustofluidic 입자 분리 장치의 성능을 최적화에 초점을 맞추고, 그 어떤 연속 흐름 장치에 적용 할 수 있도록하고. 이 프로토콜의 세 가지 주요 장점이 강조된다 (I) 모듈 및 칩 - 투 - 세계는 장치의 성능 (II) 강력한 특성 및 입자 분리에 대한 정밀하게 측정 된 샘플 볼륨 (III) 자동 처리, 인터페이스. 나는. 모듈화 및 칩 - 투 - 세계의 인터페이스 도 2에 도시 된 바와 같이, 마이크로 유체 칩은 용이하게 직접 관찰 용 현미경의 스테이지에 맞게 맞춤형 브레드 보드에 장착된다. 브레드 보드는 5mm 피치 그리드, ENA에 # 6-40 UNF 나사 구멍이 포함되어칩을 블링은 확보하고, 유체 연결 할 수 있습니다. 유체 연결은 가공 끝으로 튜브를 PEEK되는 고무 얼굴 밀봉 가스켓 및 스테인레스 스틸 칼라와 유체 칩에있는 실. 이 인터페이스 방식은 쉽게 칩 교체 및 신속한 장치의 재 설계, 몇 가지를 요구하거나 다른 시스템 구성 요소에 대한 변경없이 제공 칩 발자국 그리드 형식을 준수있게. 예를 들어, 우리는 연속 흐름 전기 열 세포 용해, 화학 합성 시약 29 빠른 혼합 및 단일 셀 포착 및 심문 마이크로 유체 칩이 플랫폼을 사용했다. II. 장치 성능의 강력한 특성 어떤 미세 유체 분리 장치의 성능을 최적화하기 위해, 그 동작은 제 철저 특징되어야한다. 여기에 설명 된 시스템은 이렇게 빠르고 자동화 된 프로토콜의 개발을 지원한다. 특정 examp 들어탄성 포커싱 장치, 초점 품질, 동작 주파수 및 미세 유체 채널 내의 입자의 중심 위치의 제작은 각각의 디바이스에 대하여 측정되어야한다. 이러한 측정은, 압전 세라믹 구동 주파수와 전압의 유량 범위에 걸쳐 스위핑 필요 고품질 분리 최적 파라미터의 조합을 식별 할. 제시된 프로토콜은 자동적으로 이러한 튜닝 가능한 파라미터를 변화 및 데이터 - 비즈니스 정보를 캡처, 즉 후 처리 품질, 주파수, 및 위치 (도 3)을 중심으로 입자의 필요한 측정을 생성하는 채널에 흐르는 입자의 형광 이미지. 음향 장치 성능의 전체 특성은 반복 단계 4.4 다른 실험 조건에서 필요에 따라 4.5이 필요합니다. 예를 들어, 칩의 절대 위치를 초점 비교적 낮은 유속과 높은 전압에서 주파수 스캔을 실행하여 발견의 노드 위치에 완벽한 마이그레이션을 보장합니다. 또한, 이러한 주파수 스캔은 (알려진 크기의 폴리스티렌 비드 RUN) 장치 조립체의 품질을 평가하거나, (칩 비즈 특성화 된 후) 이전에 알려지지 않은 입자 형태는 시스템에서 동작하는 방법을 결정한다. 가난한 에너지 전달 가진 사람도 집중하지 반면 미세 유체 채널에 압전 세라믹에서 좋은 에너지 전달과 칩이 꽉 높은 유량 (&gt; 1 ml / 분) 및 낮은 전압 (12 ~ 15 V의 PP)에 집중 발생합니다 저 유량 (&lt;100 μL / 분)과 높은 전압 (&gt; 20 V의 PP)에서. 우리는 마이크로 유체 칩과 압전 세라믹 사이의 친밀한 접촉이 유체에 효율적인 에너지 전송을위한 중요한 것으로 나타났습니다. 고성능 장치의 안정적인 생산이 가능하게 미세 유체 칩을 접합하는 압전 세라믹의 최적 방법의 추가 조사. 마지막으로, 완료acoustophoretic 장치의 동작의 포토 미소 행할 분리 실험에서, 4 단계 (도 3)의 관련 동작 파라미터의 함수로서 SPO 및 LPO에서 수집 된 입자 계수와의 이미지 기반 주파수 스캔 측정을 조합함으로써 얻을 수있다 도 6에 도시 된 바와 같이 5 단계에서 설명 된 바와 같이, 자동화 실험 이러한 일련의 급속 입자 분리 장치에 대한 최적의 파라미터 공간을 사용자에게 알려주는, 개개의 디바이스의 성능 및 조정 기능을 특성화 할 수있다. III. 입자 분리를위한 자동화 된 작은 샘플 처리 성공적인 정확한 미세 유체 칩 기반 시료 처리의 경우, 확실하고 정확하게 미터, 하중이 전달하며 지나가는 유체의 양을 수집하는 것이 중요하다. 샘플 부피가 적은 경우 정밀성이 특히 중요임상 또는 연구 실험실 설정에서 일반적입니다 (~ 0.1 ㎖). (30) 정확한 시료 처리 때 샘플없이 피드백 장치에 주사기와 주입에 샘플을 수동으로 철수를 고용 전통적인 마이크로 유체 실험에 도전 분리 된과가 수집되어야 할 때. 제시된 프로토콜은 샘플 로딩 코일을 고용하고 자동화 된 작은 샘플 볼륨의 분리를 재현 할 수 있도록 유량 센서에서 실시간 피드백과 결합을 토출. 도 5는 전형적인 분리 실험에서 SPO LPO 측정 및 유동 프로파일을 도시한다. 먼저, 적어도 35 μL의 선행 버퍼 샘플 음향 칩에 도달하기 전에 안정적인 흐름을 보장하기 위해로드된다. 때문에 주요 버퍼에 샘플 희석이 과도되기 때문에 100 μL 미만의 샘플 볼륨이 시스템 구성하지 않는 것이 좋습니다. 공기 플러그 번째의 시작 부분에 사용되는주요 버퍼 전에 전자 주입 혼합 시료의 희석 및 유량 센서에 지표로 제공 방지, 다음과 유체에서 샘플 플러그를 분리합니다. 유체로서 초기 과도는 시스템을 통해 이동이 시작된 후, 양쪽에 예리한 스파이크 출구 신호는 제 기포의 통과를 나타낸다. 샘플 시스템을 통해 2 공기 기포가 통과하여 다른 스파이크 및 주사기 펌프 정지 된 후 제로 유량 결국 최종 감소 흐름 이러한 과도 안정된 흐름의 장기간 뒤 따른다. 유량 센서를 통해 공기의 통로 플러그 따라서 비 유체 샘플 볼륨에 의해 손실 된 시료와 희석액을 최소화 시작하고 샘플 수집을 정지 밸브를 전환 트리거 포인트로서 사용된다. 처리 된 샘플 볼륨의 폐 루프 계량 전에 실험 입력 샘플이 변경 될 때마다의 개시에이 값을 재 프로그램 할 필요가 없다. 이 기능은특히 중요한 샘플 량은 많은 임상 시료의 경우, 예를 들어 제한되는 경우. 실시간 흐름 모니터링은 또한 문제에 도움; (예를 들어, 막힘이 출구의 하나에 형성) 나쁨 실행도 5b에서와 같이, 생성 된 플로우 정보로부터 바로 알 수있다. 유연성 및 acoustofluidic 분리 효과 제시 시스템 아키텍처를 사용하여, 정제 DENV 및 GGV 바이러스 축적량을 입증 마이크로 유체 칩을 통해 세포 축적량에 아군 및 처리에 의해 분리 하였다.도 7a는는 Raji 세포가 97, 바이러스로부터 잘 분리되었다는 것을 나타낸다 칩 종료는 Raji 세포의 %함으로써 SPO에 DENV의 고농축 샘플을 떠나는 LPO 것으로 확인되었다. 이에 비해, DENV 분리 효율 DENV의 70 %에서 발견 SPO 칩을 종료하여, 낮았다. 이것은 separati의 회전에 의한 약간의 대류 혼합에 기인 할 수있다채널 있지만 LPO으로 인해 Raji 세포와 함께 마이그레이션 일부 DENV 입자에 가능성. 유선 횡 방향으로 가로 질러 마이그레이션 세포도 낮은 레이놀즈 수에서, 그들과 함께 약간의 유체를 끕니다. 이 메커니즘뿐만 아니라 표면 비특이적 흡착에 의해, 바이러스 입자는 LPO로 옮긴다. 드 노보 시퀀싱이 검출 및 바이러스를 식별하는 데 사용되는 경우 역시, SPO에 DENV의 고농축 샘플은 예를 들면, 중요한 이점이다. 도 7b는 하나의 실험 실행에서, 칩을 종료 보아 세포의 약 70 %는 Raji 세포 거의 100 %의 분리 효율에 비해, LPO에서 발견 된 것을 보여준다. 따라서 작은 탄성 힘의 결과로 인해 Raji 세포에 비해 두 세포 유형을 분리 성능의 차이가 작은 평균 크기 또는 보아 세포의 낮은 밀도에 기인 할 수있다. 이러한 추측과, 보아의 크기, 밀도와 형태를 확인하거나 반박현탁액 세포는 (일반적으로 부착 성장하는) 보아 세포의 정확하게, 추가 조사를위한 노력을 측정해야합니다. 동일한 실험에서와 마찬가지로 DENV 실험으로, 회수 GGV의 대부분은 바이러스 성 분획의 농축을 나타내는 SPO에서 종료. 제시된 데이터는 생물학적 시료를 처리하기위한 다양한 공학 광범위하게 적용 가능한 플랫폼의 고유의 과제를 강조. 중요한 것은, 생물학적 상호 작용은 물리적 및 기계적 효과만큼 큰 역할을 시작할 수 있습니다. 그러나, 이들의 예비 실험은 또한 전력 및 임상 연구 및 응용에 대한 시료 처리 시스템이 구조를 사용하는 가능성을 입증한다. 강력한, 잘 특성화 설계 시스템으로,이 플랫폼은 새로운 과학적 질문에 대한 답을 추구 할 수있는 기능을 제공합니다.

샘플 분리 및 분류는 미세 유체 기술에 대한 응용 프로그램의 가장 유망한 분야 중 하나입니다. 이러한 시료 처리 단계는 효과적인 임상 진단, 치료제 개발, biosurveillance 노력, 생명 과학 연구 및 기술 발전을위한 필수적인. 무수한 미세 분리 전략뿐만 아니라 화학적 및 생물학적 종 유체 부유 분진 및 콜로이드 대해 입증되었다; 9 - 여러 리뷰는 필드 1에서 최근의 진보와 발전의 개요를 제공합니다. (이하 &quot;핵심 장치&quot;라 함)이 미세 유동 분리 기술의 많은 특징은 광범위 하였지만, 소수의보고는 시스템 레벨에서 샘플 분리 문제를 고려 하였다. 코어 장치는 일반적 변위 또는 가압 펌프에 의해 전달되는 유체로, 불소 수지 튜브에 인터페이스 개별 cm 크기의 칩이다.샘플 볼륨을 자동화, 안정성, 및 환원을 증가 포함 - - 마이크로 유체의 약속이 경우 아직 적어도 동등한 노력 코어 소자를 내장하는 완전한 분리 시스템의 설계에 할애해야 현실이다 . 또한, 마이크로 유체 접근법 biodetection에 대한 주요 과제는 마이크로 인터페이스 매크로이다. 이 ~ 거시적 요소에 미세 유체 장치의 물리적 인 &quot;세계 - 투 - 칩&quot;연결에, 전형적인 임상 또는 분석 샘플 볼륨 (~ 0.1 ㎖) 및 미세 유체 칩의 내부 용적 사이의 불일치 (에뿐만 아니라 의미 0.01 μL),뿐만 아니라 이들의 크기 스케일을 가교로 인한 통계적 샘플링 제한. 이러한 문제는 시료 전처리 및 준비 biodetection의 &#39;약한 고리&#39;이라는 인식에 기여한다. (10)이 작품 TA에 설명 된 플랫폼을이러한 문제를 해결하는 방향으로 KES 주요 단계. 시스템 레벨 뷰 촬영,이 프로토콜은 ~ 10 분 시간 척도에 (0.15 ~ 1.5 ml의 범위) 정밀 - 계량 분석 규모의 볼륨의 안정적인 처리를 자세히 설명합니다. 이것은 &quot;원 버튼&quot;동작이다 : 분획 수집 용 시료 및 대상 튜브를 함유하는 소스 바이알 시스템에 배치되면, &quot;실행&quot;명령 절차를 개시하고, 모든 단계를 컴퓨터로 제어된다. 런의 ​​끝에서, 수집 바이알 분리 분획 하류 분석 시스템으로부터 제거 될 수있다. 본 시스템의 핵심 장치는 시료로부터 포유 동물 세포 크기 (5-20 μm의) 입자를 추출 acoustophoresis 칩이다. Acoustophoretic 분리는 높은 처리량은 주로하기 때문에 여기에서 선택되는, 라벨없는 및 비접촉 따라서 비루 분리 가능한 장점을 제공 (μL / 분 100S까지)몇 가지 다른 미세 유체 기술을 일치시킬 수 세포에서 SES. (13) 및이 프로토콜의 포커스 아니지만 기본 개념의 간단한 요약은 미세 유동 분리에 적용을 이해를 돕기 위해 다음 - 음향 입자의 물리 광범위 11 포커싱 설명되었다. 유체로 채워진 마이크로 채널에서 초음파 정상파 진동 저압의 노드를 향해 입자를 구동하는 힘을 발생시키는 압력 필드를 생성한다. 힘의 크기는 포커싱 탄성 이상적 크기 세포 (~ 7-15의 분리에 적합하고, 입자의 체적에 따라, 그리고 같은 상대 밀도 및 입자의 압축성 유래의 탄성 콘트라스트 인자 및 현탁 유체에. 14 바이러스 크기 (~ 50 ~ 200 ㎚) 입자 μm의). 큰 입자는 고압 측으로 이동 노드; 그러나, 힘의 크기부터가 매우 작보다 작은 2 ~ 3 μm의 이러한 작은 입자 또는 용해 된 종은 거의 전혀 이동하지 입자. 음향 분리 우리의 구체적인 구현은, 전술 한 바와 같이, (15)는 유체 채널을 세분화하기 위해 얇은 벽을 통합하고 조정, 초점 위치의 비대칭 배치를 할 수 있습니다. 이는 디바이스 설계에 유연성을 더하고 성능 이점을 포함한 증가 분리 품질과 속도 -은 완전히 다른 기재. 16,17 그러나,이 연구에서 기술 된 시스템 레벨 설계 방식의 가장 큰 장점은 미세 유체 소자의 코어 큰 다양성에 적응할 수 있다는 것이다. 적절한 조정이 입구 / 출구 구성의 변화를 설명하게하여 예를 들어, 관성, 유동장 분획 결정적 횡변위 (DLD), 및 동전 기적 다양한 형태의 디바이스를 포함하여 대부분의 다른 연속 유동 분리 모드는 용이하게 통합 될 수있다 , 유량,샘플 볼륨. 다양한 온 - 칩 필드의 유형 (전​​기, 자기) 또는 그라데이션 (열, 화학)와 장치는이 플랫폼이 수용 칩, 또는 추가 하드웨어의 통합에 추가 연결이 필요할 수 있습니다. 이 프로토콜은 마이크로 유체 분리 장치를 설계, 및 에칭과 패시베이션의주기를 교번하는 깊은 달성하는 데 사용되는, 많은 마이크로 제조 시설에서 (딥 반응성 이온 에칭에 의해 가능 DRIE, 플라즈마 에칭 공정을, 실리콘 - 유리 칩을 제조하는 데 필요한 단계를 제공한다 수직 측벽 18)와 기능을 제공합니다. 다음은 장치의 특성 acoustofluidic 분리 최적 작동 매개 변수를 결정하고, 최종적으로 상세히 완전 통합 분리 시스템과 생체 시료를 처리하기위한 절차를 설명한다. 전형적인 소자 특성화 결과와 시료 처리 데이터는 제시되고 논의하고,이 아프로의 주요 장점ACH는 모듈화, 견고성, 정밀도 및 자동화를 포함, 강조 표시됩니다.

<table border="0">
	<tbody>
		<tr>
			<td colspan="4">Materials required for Steps 1-3: Device Design, Fabrication and Assembly</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Double Sided Polished Silicon Wafer</td>
			<td>Silicon Quest International, Inc. San Jose, CA, USA</td>
			<td>100 mm &#60;100&#62;&#160; prime wafer</td>
			<td>1-20 ohm-cm, 495 +/- 25&#181;m Double-side polished</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Glass Wafer</td>
			<td>Bullen Ultrasonics, Eaton, OH, USA</td>
			<td>100mmx0.5mm Boro</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Photoresist, AZ 1518</td>
			<td>MicroChemicals GmbH, Ulm, Germany</td>
			<td>AZ 1518</td>
			<td>Photoresist used to adhere wafer to blank wafer for DRIE etching</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Photoresist, AZ 4620</td>
			<td>MicroChemicals GmbH, Ulm, Germany</td>
			<td>AZ 4620</td>
			<td>Photoresist to define fluidic and via mask patterns</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>DRIE plasma etcher</td>
			<td>STPS, Newport, NP, United Kingdom</td>
			<td>Multiplex Advance Oxide Etch (AOE) ICP system</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Wafer Bonder</td>
			<td>Electronic Visions Group,&#160; St.Florian am Inn, Austria</td>
			<td>EVG 501</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Dicing saw</td>
			<td>Kulicke &#38; Soffa Industries, Singapore</td>
			<td>K&#38;S 982</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Epoxy kit</td>
			<td>Epoxy Technology, Billerica, MA, USA</td>
			<td>EPO-TEK 301</td>
			<td>Epoxy used to couple piezo and microfluidic chip</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>PZT piezoceramic&#160;</td>
			<td>Piezo Systems, Woburn, MA, USA</td>
			<td>PSI-5A4E</td>
			<td>37.5 &#215; 10 &#215; 0.5 mm</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>28 AWG Kynar-insulated solid wire</td>
			<td>Squires Electronics, Cornelius, OR, USA</td>
			<td>UL1422</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>2-part silver epoxy&#160;</td>
			<td>MG Chemicals, Surrey, BC, Canada</td>
			<td>8331</td>
			<td>Conductive adhesive for attaching wire leads to PZT</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>L-edit</td>
			<td>Tanner EDA, Monrovia, CA, USA</td>
			<td>Ledit v15.1 64-bit</td>
			<td>CAD software for mask layout</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="4">Materials required for Step 4: Characterizaiton of Acoustic Focusing Performance</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Dual Pump</td>
			<td>Harvard Apparatus, Holliston, MA, USA</td>
			<td>PHD ULTRA Series, 703007</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>5ml syringes</td>
			<td>Becton-Dickinson, Franklin Lakes, NJ, USA</td>
			<td>309646</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Luer to Threaded port adapter</td>
			<td>IDEX, Oak Harbor, WA, USA</td>
			<td>P-659</td>
			<td>Connects syringe to tubing</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Union</td>
			<td>IDEX, Oak Harbor, WA, USA</td>
			<td>P-623</td>
			<td>Connects world to chip connections to fluoropolymer tubing.&#160; Can also use webbed&#160;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ferrule 1/4-28 flat bottom</td>
			<td>IDEX, Oak Harbor, WA, USA</td>
			<td>P-200</td>
			<td>Used with nut to make connections between tubing and syringe, flow sensors and world to chip hardware</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Nut&#160; 1/4-28 flat bottom</td>
			<td>IDEX, Oak Harbor, WA, USA</td>
			<td>P-202</td>
			<td>Used with ferrule to make connections between tubing and syringe, flow sesnsors and world to chip hardware</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>1/16&#34; OD Fluoropolymer tubing</td>
			<td>IDEX, Oak Harbor, WA, USA</td>
			<td>1912L</td>
			<td>Tubing to connect syringe pumps to world to chip connections.&#160; Tubing size is not critical during claibration steps (.01-.03&#34; ID typically used, other suitable part numbers: 1907L, 1902L).</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Small ID fluoropolymer tubing</td>
			<td>IDEX, Oak Harbor, WA, USA</td>
			<td>1476-20</td>
			<td>Used for Flow restrictors: 0.006&#34; ID, 1/16&#34; OD FEP&#160;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>PEEK tubing</td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>Connects from chip to fluoropolymer tubing.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Cooling fan</td>
			<td>Multicomp, Leeds, England</td>
			<td>MC19663</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Function Generator</td>
			<td>Agilent, Santa Clara, CA, USA</td>
			<td>33220A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>RF amplifier</td>
			<td>ENI, Rochester, NY</td>
			<td>325 LA</td>
			<td>Must be able to amplify signals from &#60;1V&#160; in the range of 1-2MHz to 25 Vpp to the piezo.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>CCD Camera</td>
			<td>Photometrics, Tucscon, AZ, USA</td>
			<td>CoolSnap HQ</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Inverted Microscope</td>
			<td>Zeiss, Oberkochen, Germany</td>
			<td>Axiovert S100</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>FITC filter set</td>
			<td>Chroma Tech, VT, USA</td>
			<td>SP101</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Objective, 10x</td>
			<td>Zeiss, Oberkochen, Germany</td>
			<td>ACHROPLAN</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Oscilloscope</td>
			<td>Tektronix, Beaverton, OR, USA</td>
			<td>TDS3014B</td>
			<td>To monitor voltage output by RF amplifier</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MatLab</td>
			<td>Mathworks, Natick, MA, USA</td>
			<td>R2014a</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Driver interface software to integrate Photometrics camera with LabVIEW</td>
			<td>R Cubed Software, Lawrenceville, NJ, USA</td>
			<td>SITK</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Tween 20</td>
			<td>Sigma Aldrich, St. Lousi, MO, USA</td>
			<td>P9416</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Dragon Green Fluorescent 5.76 or 7.32 &#181;m Beads</td>
			<td>Bangs Laboratory, IN, USA</td>
			<td>FS06F</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="4">Additional materials required for Step 5: Automated Separation</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Multiport valves</td>
			<td>VICI, Houston, TX, USA</td>
			<td>C25Z-3180EUHA</td>
			<td>In the current configuration 4 valves are needed</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Flow Sensors</td>
			<td>Sensirion, Westlake Village, CA, USA</td>
			<td>SLI-1000</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Fluoropolymer tubing, .01 and .03&#34; ID</td>
			<td>IDEX, Oak Harbor, WA, USA</td>
			<td>1902L and 1912L</td>
			<td>High purity PFA preferred</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Nut&#160;</td>
			<td>VICI, Houston, TX, USA</td>
			<td>ZN1PK-10</td>
			<td>Used with ferrule to make connections between tubing and valves.&#160; Alternative part numbers: MZN1PK-10, LZN1PK-10</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ferrule</td>
			<td>VICI, Houston, TX, USA</td>
			<td>ZGF1PK-10</td>
			<td>Used with nut to make connections between tubing and valves.&#160;&#160;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>LabVIEW</td>
			<td>National Instruments, Austin, TX, USA</td>
			<td>LabVIEW Professional Development system</td>
			<td>Laboratory Automation Software</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>PBS</td>
			<td>Teknova, Hollister, CA, USA</td>
			<td>P0200</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Raji Cells</td>
			<td>ATTC, Manassas, VA, USA</td>
			<td>CCL86</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Boa Cells</td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>Kindly provided by the DeRisi Laboratory at UCSF</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>GGV</td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>Kindly provided by the DeRisi Laboratory at UCSF</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>DENV</td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>Kindly provided by Jose Pena at LLNL</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Coulter Counter Z2</td>
			<td>Beckman Coulter, Brea, CA, USA</td>
			<td>Z2</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Hemacytometer</td>
			<td>Fisher Scientific, Waltman, MA, USA</td>
			<td>0267151B</td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

a microfluidic platform for precision small-volume sample processing and its use to size separate biological particles with an acoustic microdevice

미세 유체 장치의 주요 이점은, 따라서 시약 낭비를 줄이고 귀중한 샘플을 보존, 작은 양의 샘플을 조작 할 수있는 능력이다. 그러나, 강력한 샘플 조작을 달성하는 것이 거시적 환경과 장치의 통합을 해결하는 것이 필요하다. 미세 유체 장치와 반복, 민감한 입자 분리를 실현하기 위해,이 프로토콜은 미세 유체 장치를 사용 0.15-1.5 ml의 시료의 정확한 처리를 가능하게하는 완전한 자동화 및 통합 마이크로 유체 플랫폼을 제공한다. 이 시스템의 중요한 측면은 폐쇄 루프 샘플 수집, 시스템 청소 및 반복 작동을 보장하기위한 조치를 프라이밍을 수행 모듈 장치 레이아웃 및 연결을 칩에 안정적이고 유연한 세계의 결과로 강력한 비품 및 완전 자동화 된 유체 처리를 포함한다. 다른 미세 유동 장치는이 아키텍처와 상호 교환 적으로 사용될 수있다. 여기에 우리가 acoustofluidic 장치를 통합, 세부의 characterizATION, 성능 최적화 및 생체 시료의 크기 분리에 대한 사용을 보여줍니다. 분리 실험 중에 실시간 피드백을 사용하여, 시료 채취는 보존 시료를 농축하기 위해 최적화된다. 복수의 장비들의 통합을 필요로하지만,이 구조의 장점은 추가적인 시스템 최적화, 디바이스의 교체 용이성 및 정밀한 강력한 시료 처리하여 미지 시료를 처리하는 능력을 포함한다.

탄성 미세 유체 소자 설계의 주요 기능은도 1에서 강조하고, 완전히 다른 곳에 기재되어있다. (15)를 간략하게, 두 개의 유체 스트림 흐름 나란히 분리 채널에서 얇은 실리콘 벽에 의해 병렬로 바이 패스 통로로부터 분리. 주 사력 크기는 입자 부피 스케일링 때문에 작은 입자는 원래의 스트림 (도 1B, C)에 남아있는 반면, 큰 입자는, 인접한 회수 액체 스트림에있는 음압 노드 향해 혼합 샘플 입력 스트림 밖으로 이동한다. 분할 된 2 채널 구조는 입자 분리 (17)를 개선하고 다른 바이 패스 통로의 유체를 사용하여 노드 위치의 조정을 허용한다. 세계 연결 칩 16 유체 브레드와 조명기는 강력한 플랫폼을 제공하며, 모듈 식 설계는 유체 칩 사이의 빠른 변화를 가능하게 (그림 2). 이 Configuration 마찬가지로하는 실 1,000 PSI까지, 빠르고 안정적으로 (그림 2B, E)를 만들 수, 가역 유체 연결을 할 수 있습니다. 칩의 공진 주파수 f res를, 간단한 1D 분석 계산을 이용하여 추정 될 수있다 (1.1.1 단계를 참조). 우리의 디바이스 단면 (16)의보다 완전한 2 차원 유한 요소 모델에서 2 노드에 대한 예상 공진 초점 위치는 벽으로부터 225 μm의하며 예상 주파수는 1.68 메가 헤르츠이다. 그러나, 실제 장치의 F 입술은 작동 온도와 종 방향 및 횡 방향 공진의 결합에 따라 ± 100 kHz의에 따라 다를 수 있습니다. 프로토콜의 단계 4에 기재된 바와 같이, 따라서, 장치 조립 후, F 입술 경험적 관련 유속 및 압전 구동 전압에서 검증되어야한다.도 3은 200 μL / 분에서 찍은 대표 주파수 스캔을 도시<html> 주 바이 패스 채널의 물, 20 V의 PP와 피에조에 공급된다. 압전 및 미세 유체 소자 사이에 결합하면 좋은 경우에는, 입자가 예상 초점 위치 (도 3a)에 대한 형광 강도와 이주에 명확한 피크 결과, 공진 주파수에 밀접하게 초점을 맞출 것이다. 열악한 커플 링이있을 때 대조적으로, 입자는 잘 집중되지 않고 주파수 스캔 결과는도 3b와 유사 할 것이다. 이러한 장치에서, 압전 변환기는 가역 접착제가 사용 된 경우, 재 장착 될 필요가있다; 초점을 고품질 또는 빠른 흐름이 필요한 응용 프로그램에 중요한 경우 그렇지 않으면,이 장치는 적합하지 않다. 도 3의 데이터는 후속 실험에서 동작 주파수의 선택, 및 전압을 통보하고 효율적인 입자 분리 가능한 유량 범위. 파일 / ftp_upload / 53051 / 53051fig5.jpg &quot;/&gt; 도 5는 시료 처리를 자동화. 샘플 코일에 넣은 시료 (A) 회로도. (B)를 성공적으로 분리 실험의 대표적인 흐름 프로필. (C) SPO 콘센트가 약 220 초에 막혀있는 동안 실행의 분리에서 프로필을 흐른다. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/53051/53051fig5large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a> 효과적인 구분자이다 칩을 식별 한 후, 이들은도 4에 도시 된 시스템에 통합된다. 전체 시스템 배기량이 주 유동 경로를 따라 0.01 &quot;내경 튜빙을 사용하여 최소화된다 (블루 라인).도 5a는 화장을 도시 시스템을 통해 주입 전형적인 샘플 플러그. &quot;선행 버퍼&quot;(~ 35 μL)의 소량 prece 데 필요한드 샘플 분리 칩을 통해 이동하는 동안 흐름의 변동을 제거하기 위해 흐름의 샘플.도 5b는 성공적 자동화 탄성 분리 실험에 의한 데이터 플로우를 도시한다. 성공적인 실행의 주요 기능은 다음과 같습니다 LPO와 SPO 모두 유량 (1) 과도 상승 압력을 구축하고 유체 시스템을 통해 흐르기 시작으로, (2) 기포의 흐름을 나타내는 날카로운 스파이크 ( 인셋 인해 두 콘센트에서 불균등 흐름 LPO 전에 SPO 도달해야 단일 기포)의 확장 된 프로파일을 나타내고, 시스템을 통해 샘플을 이동함에 따라 두 기포 사이 모두 출구 내지 (3) 안정 흐름 및 (4) 전체 샘플 부피 전후 출구에서의 유량의 점진적인 감소는 시스템에 전달된다. 문제가 실행은 SPO 약 2백20초 후 막힌되었다 것으로 보인다 5C를 그림과 유사한 흐름 프로필에서 바로 알 수 있습니다. 생에서<html> (S)의 경우, 단계 5.3에 기재된 것과 유사한 세정 절차는 채널을 방해를 없애기 위해 실행되어야한다. <img alt="그림 6" src="/files/ftp_upload/53051/53051fig6.jpg" /> 그림 6. 장치 조정 기능 : 입자 크기 및 전압 효과. LPO 추출 폴리스티렌 미소 구의 %가 압전 - 세라믹에 공급 입경 및 전압에 의존한다. 각 라인은 장치를 통해 단계 4. 총 유량에 기재된 바와 같이 결정된 공진 주파수에서 다른 동작 전압에 대응하는 200 μL / 분, 1.62 및 1.64 MHz의 사이에인가 된 구동 주파수와. 오차 막대는 적어도 세 개의 별도 실험의 표준 편차를 나타낸다. 재현과 http://pubs.rsc.org / EN / 내용 / ArticleLanding / 2014 / / c4an00034j에서 화학의 왕립 학회의 허가에 의해 수정.대상 = &quot;_ 빈&quot;&gt;이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오. 도 6에 도시 한 다양한 폴리스티렌 입자 크기 및 효율적인 분리를 위해 필요한 동작 파라미터를 보여 압전 구동 전압을 사용하여 분리 결과를 컴파일. 예상대로 일반적으로 높은 전압 (즉, 더 큰 음향 힘은), 작은 입자를 추출해야합니다. 구동 전압은 무한정으로 인해 큰 방열 및 음향 흐름의 증가 효과, 그러나, 증가 될 수 없다. 13 플롯은 특정 구동 전압에서 상당히 다른 복구 (예를 들어, 10 - 표시 입자 분리 입자 크기에 대한 일반적인 가이드 역할 8.8 V PP에서 2 μm의 입자)가 잘 분리됩니다. 일반적으로, 바이러스 (~ 100 ㎚)와 셀 (~ 10 μm의)은 DIFF의 셀 수있는 바와 같이, 신속하고 효율적으로 분리 할 수​​있는 바와 같이 큰 사이즈의 차이 입자 개체군erent 크기 (예를 들어, 6-8 ㎛의 원반형 8-15 μm의 적혈구 및 백혈구). 다른 유형의 세포와 함께 작동하기 위해 필요한 조건은 특정 세포 형태, 밀도 및 압축성으로 셀 크기에 추가하여, 그 탄성에 영향을 미치는 반면, 경험적으로 결정되어야한다. 이를 위해, 단계 4의 절차는 임의의 새로운 셀 또는 입자 형 분리에 사용 가능한 상태를 결정하는데 유용하고,뿐만 아니라, 특정 acoustophoresis 장치의 품질을 평가하기위한 것이다. <img alt="그림 7" src="/files/ftp_upload/53051/53051fig7.jpg" /> 세포 바이러스 스파이크 된 시료도 7 분리 효율. 골든 게이트 바이러스 (GGV)으로 스파이크 뎅기 바이러스 (DENV) 및 (B)는 Raji 세포와 보아 신장 세포 타서 (A)는 Raji 세포로부터 분리 결과. 회수 백분율은 특정 바이러스에서 종료 또는 세포의 비율로서 정의된다칩 배출되는 총량에 비해 출구. (B)에서 샘플 의해서만 가능한 낮은 양으로 한 번 처리 된 반면에 대한 오차 막대 (A)는, (3) 시험의 표준 편차이다. 1X PBS는 모든 실험에 대한 바이 패스 통로에 물, 샘플 버퍼 및 복구 유체로서 사용 하였다. 칩의 동작 주파수는 16, 20 V의 PP 사이의 구동 전압과, 1.60 및 1.64 MHz의 사이였다. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/53051/53051fig7large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a> 인간은 Raji 세포 (105 세포 / ㎖, 평균 직경 80-10 μm의 25) 뎅기 바이러스 (DENV 10으로 스파이크 : 생물학적 입자 분리 본 플랫폼의 유용성을 입증하기 위해, 우리는 첫 번째 잘 특성화 생물학적 시료를 처리하는 데 사용 5 PFU / ㎖, 대략 직경 50 nm의 26). 그림 7는 (칩으로부터 수집 된 각 입자의 총량과 비교하여 각각의 출구로부터 수집 된 각 입자 형의 분율로 정의)와 SPO LPO 모두 수집은 Raji 세포 DENV의 비율을 나타낸다. 실험을 3 중으로 반복하고, DENV가 정량 역전사 중합 효소 연쇄 반응 (RT-qPCR에)를 사용하여 정량 하였다 동안은 Raji 세포는 코 울터 계수기를 사용하여 정량화 하였다. 다음으로, 시스템의 성능은 입자의 정확한 물리적 특성을 알 수있을 수있는 임상 시료를 처리하기위한 더 현실적인 시나리오에서 시험하고, 샘플 가능한 수량은 낮다. 여기, 우리는 아직 측정되지 않은 최근에 확인 된 골든 게이트 바이러스 (GGV), 뱀 병원체 감염 보아 신장 세포. 27 GGV 바이러스 입자의 크기의 분리를 평가하지만, GGV는 Arenaviridae 제품군에 속하는 때문에, 의 가능성이있다비슷한 크기, 내지 100 nm 사이에 150. 28 우리는 GGV와 샘플 처리는 라지 인간 세포 (안 바이러스 감염 대상)와 보아 신장 세포 (GGV에 대한 감염 대상, 대략적인 크기 (10) (104 PFU / ㎖)를 아군 104 세포 / ㎖에서 두 세포 유형과 27 μm의). 이러한 샘플은 낮은 수량에 사용할 수 있었던 것처럼, 하나의 실험 실행에서 분리 결과는 그림 7B는 라지 세포, 보아 세포의 비율을 보여줍니다.이 연구에서보고하고, GGV는 SPO와 LPO에서 수집됩니다. 세포는 hemacytometer에 계산하여이 실험에서 정량화 된 바이러스는 RT-qPCR에 의해 정량화 하였다.

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A Microfluidic Platform for Precision Small-volume Sample Processing and Its Use to Size Separate Biological Particles with an Acoustic Microdevice

This protocol describes a system architecture for performing automated small volume (0.15&#8211;1.5 ml) particle separations using a microfluidic device, and discusses methods to optimize acoustofluidic device performance and operation.

미세 유체 정밀 작은 볼륨 샘플 처리를위한 플랫폼 및 음향 마이크로 디바이스로 구분 생물 입자 크기의 사용

A major advantage of microfluidic devices is the ability to manipulate small sample volumes, thus reducing reagent waste and preserving precious sample. ...

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Research

JoVE Journal

Bioengineering

13.6K 조회수.  Lawrence Livermore National Laboratory. This protocol describes a system architecture for performing automated small volume (0.15–1.5 ml) particle separations using a microfluidic device, and discusses methods to optimize acoustofluidic device performance and operation.

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A Microfluidic-based Hydrodynamic Trap for Single Particles

The ability to confine and manipulate single particles in free solution is a key enabling technology for fundamental and applied science. Methods for particle trapping based on optical, magnetic, electrokinetic, and acoustic techniques have led to major advancements in physics and biology ranging from the molecular to cellular level. In this article, we introduce a new microfluidic-based technique for particle trapping and manipulation based solely on hydrodynamic fluid flow. Using this method, we demonstrate trapping of micro- and nano-scale particles in aqueous solutions for long time scales. The hydrodynamic trap consists of an integrated microfluidic device with a cross-slot channel geometry where two opposing laminar streams converge, thereby generating a planar extensional flow with a fluid stagnation point (zero-velocity point). In this device, particles are confined at the trap center by active control of the flow field to maintain particle position at the fluid stagnation point. In this manner, particles are effectively trapped in free solution using a feedback control algorithm implemented with a custom-built LabVIEW code. The control algorithm consists of image acquisition for a particle in the microfluidic device, followed by particle tracking, determination of particle centroid position, and active adjustment of fluid flow by regulating the pressure applied to an on-chip pneumatic valve using a pressure regulator. In this way, the on-chip dynamic metering valve functions to regulate the relative flow rates in the outlet channels, thereby enabling fine-scale control of stagnation point position and particle trapping. The microfluidic-based hydrodynamic trap exhibits several advantages as a method for particle trapping. Hydrodynamic trapping is possible for any arbitrary particle without specific requirements on the physical or chemical properties of the trapped object. In addition, hydrodynamic trapping enables confinement of a "single" target object in concentrated or crowded particle suspensions, which is difficult using alternative force field-based trapping methods. The hydrodynamic trap is user-friendly, straightforward to implement and may be added to existing microfluidic devices to facilitate trapping and long-time analysis of particles. Overall, the hydrodynamic trap is a new platform for confinement, micromanipulation, and observation of particles without surface immobilization and eliminates the need for potentially perturbative optical, magnetic, and electric fields in the free-solution trapping of small particles.

In this article, we present a microfluidic-based method for particle confinement based on hydrodynamic flow. We demonstrate stable particle trapping at a fluid stagnation point using a feedback control mechanism, thereby enabling confinement and micromanipulation of arbitrary particles in an integrated microdevice.

단일 입자 Microfluidic 기반 유체 트랩

The ability to confine and manipulate single particles in free solution is a key enabling technology for fundamental and applied science.  Methods for ...

연구

생체공학

Microfluidic Fabrication of Polymeric and Biohybrid Fibers with Predesigned Size and Shape

A &#8220;sheath&#8221; fluid passing through a microfluidic channel at low Reynolds number can be directed around another &#8220;core&#8221; stream and used to dictate the shape as well as the diameter of a core stream.&#160;Grooves in the top and bottom of a microfluidic channel were designed to direct the sheath fluid and shape the core fluid.&#160;By matching the viscosity and hydrophilicity of the sheath and core fluids, the interfacial effects are minimized and complex fluid shapes can be formed.&#160;Controlling the relative flow rates of the sheath and core fluids determines the cross-sectional area of the core fluid.&#160;Fibers have been produced with sizes ranging from 300 nm to ~1 mm, and fiber cross-sections can be round, flat, square, or complex as in the case with double anchor fibers. Polymerization of the core fluid downstream from the shaping region solidifies the fibers.&#160;Photoinitiated click chemistries are well suited for rapid polymerization of the core fluid by irradiation with ultraviolet light.&#160;Fibers with a wide variety of shapes have been produced from a list of polymers including liquid crystals, poly(methylmethacrylate), thiol-ene and thiol-yne resins, polyethylene glycol, and hydrogel derivatives. Minimal shear during the shaping process and mild polymerization conditions also makes the fabrication process well suited for encapsulation of cells and other biological components.

Two adjacent fluids passing through a grooved microfluidic channel can be directed to form a sheath around a prepolymer core; thereby&#160;determining both shape and cross-section. Photoinitiated polymerization, such as thiol click chemistry, is well suited for rapidly solidifying the core fluid into a microfiber with predetermined size and shape.

미리 설계된 크기와 모양의 중합체 및 바이오 하이브리드 섬유의 미세 유체 제조

A &#8220;sheath&#8221; fluid passing through a microfluidic channel at low Reynolds number can be directed around another &#8220;core&#8221; stream and ...

Cell Squeezing as a Robust, Microfluidic Intracellular Delivery Platform

Rapid mechanical deformation of cells has emerged as a promising, vector-free method for intracellular delivery of macromolecules and nanomaterials. This technology has shown potential in addressing previously challenging applications; including, delivery to primary immune cells, cell reprogramming, carbon nanotube, and quantum dot delivery. This vector-free microfluidic platform relies on mechanical disruption of the cell membrane to facilitate cytosolic delivery of the target material. Herein, we describe the detailed method of use for these microfluidic devices including, device assembly, cell preparation, and system operation. This delivery approach requires a brief optimization of device type and operating conditions for previously unreported applications. The provided instructions are generalizable to most cell types and delivery materials as this system does not require specialized buffers or chemical modification/conjugation steps. This work also provides recommendations on how to improve device performance and trouble-shoot potential issues related to clogging, low delivery efficiencies, and cell viability.

Rapid mechanical deformation of cells has emerged as a promising, vector-free method for intracellular delivery of macromolecules and nanomaterials. This protocol provides detailed steps on how to use the system for a broad range of applications.

강력한, 미세 유체 세포 내 전달 플랫폼으로 휴대 뒤쪽에서

Rapid mechanical deformation of cells has emerged as a promising, vector-free method for intracellular delivery of macromolecules and nanomaterials. This ...

A Microfluidic Chip for ICPMS Sample Introduction

This protocol discusses the fabrication and usage of a disposable low cost microfluidic chip as sample introduction system for inductively coupled plasma mass spectrometry (ICPMS). The chip produces monodisperse aqueous sample droplets in perfluorohexane (PFH). Size and frequency of the aqueous droplets can be varied in the range of 40 to 60 &#181;m and from 90 to 7,000&#160;Hz, respectively. The droplets are ejected from the chip with a second flow of PFH and remain intact during the ejection. A custom-built desolvation system removes the PFH and transports the droplets into the ICPMS. Here, very stable signals with a narrow intensity distribution can be measured, showing the monodispersity of the droplets. We show that the introduction system can be used to quantitatively determine iron in single bovine red blood cells. In the future, the capabilities of the introduction device can easily be extended by the integration of additional microfluidic modules.

We present a discrete droplet sample introduction system for inductively coupled plasma mass spectrometry (ICPMS). It is based on a cheap and disposable microfluidic chip that generates highly monodisperse droplets in a size range of 40&#8722;60 &#181;m at frequencies from 90 to 7,000 Hz.

ICPMS 샘플 소개를위한 미세 유체 칩

This protocol discusses the fabrication and usage of a disposable low cost microfluidic chip as sample introduction system for inductively coupled plasma ...

Fast Enzymatic Processing of Proteins for MS Detection with a Flow-through Microreactor

The vast majority of mass spectrometry (MS)-based protein analysis methods involve an enzymatic digestion step prior to detection, typically with trypsin. This step is necessary for the generation of small molecular weight peptides, generally with MW &#60; 3,000-4,000 Da, that fall within the effective scan range of mass spectrometry instrumentation. Conventional protocols involve O/N enzymatic digestion at 37 &#186;C. Recent advances have led to the development of a variety of strategies, typically involving the use of a microreactor with immobilized enzymes or of a range of complementary physical processes that reduce the time necessary for proteolytic digestion to a few minutes (e.g., microwave or high-pressure). In this work, we describe a simple and cost-effective approach that can be implemented in any laboratory for achieving fast enzymatic digestion of a protein. The protein (or protein mixture) is adsorbed on C18-bonded reversed-phase high performance liquid chromatography (HPLC) silica particles preloaded in a capillary column, and trypsin in aqueous buffer is infused over the particles for a short period of time. To enable on-line MS detection, the tryptic peptides are eluted with a solvent system with increased organic content directly in the MS ion source. This approach avoids the use of high-priced immobilized enzyme particles and does not necessitate any aid for completing the process. Protein digestion and complete sample analysis can be accomplished in less than ~3 min and ~30 min, respectively.

A quick protocol for proteolytic digestion with an in-house built flow-through tryptic microreactor coupled to an electrospray ionization (ESI) mass spectrometer is presented. The fabrication of the microreactor, the experimental setup and the data acquisition process are described.

플로우를 통해 마이크로 반응기와 MS 검출을위한 단백질의 빠른 효소 처리

The vast majority of mass spectrometry (MS)-based protein analysis methods involve an enzymatic digestion step prior to detection, typically with trypsin. ...

A Microfluidic Platform for High-throughput Single-cell Isolation and Culture

Studying the heterogeneity of single cells is crucial for many biological questions, but is technically difficult. Thus, there is a need for a simple, yet high-throughput, method to perform single-cell culture experiments. Here, we report a microfluidic chip-based strategy for high-efficiency single-cell isolation (~77%) and demonstrate its capability of performing long-term single-cell culture (up to 7 d) and cellular heterogeneity analysis using clonogenic assay. These applications were demonstrated with KT98 mouse neural stem cells, and A549 and MDA-MB-435 human cancer cells. High single-cell isolation efficiency and long-term culture capability are achieved by using different sizes of microwells on the top and bottom of the microfluidic channel. The small microwell array is designed for precisely isolating single-cells, and the large microwell array is used for single-cell clonal culture in the microfluidic chip. This microfluidic platform constitutes an attractive approach for single-cell culture applications, due to its flexibility of adjustable cell culture spaces for different culture strategies, without decreasing isolation efficiency.

Here, we present a protocol for isolating and culturing single cells with a microfluidic platform, which utilizes a new microwell design concept to allow for high-efficiency single cell isolation and long-term clonal culture.

높은 처리량 단일 세포의 분리 및 문화를위한 미세 유체 플랫폼

Studying the heterogeneity of single cells is crucial for many biological questions, but is technically difficult. Thus, there is a need for a simple, yet ...

Microfluidic Platform with Multiplexed Electronic Detection for Spatial Tracking of Particles

Microfluidic processing of biological samples typically involves differential manipulations of suspended particles under various force fields in order to spatially fractionate the sample based on a biological property of interest. For the resultant spatial distribution to be used as the assay readout, microfluidic devices are often subjected to microscopic analysis requiring complex instrumentation with higher cost and reduced portability. To address this limitation, we have developed an integrated electronic sensing technology for multiplexed detection of particles at different locations on a microfluidic chip. Our technology, called Microfluidic CODES, combines Resistive Pulse Sensing with Code Division Multiple Access to compress 2D spatial information into a 1D electrical signal. In this paper, we present a practical demonstration of the Microfluidic CODES technology to detect and size cultured cancer cells distributed over multiple microfluidic channels. As validated by the high-speed microscopy, our technology can accurately analyze dense cell populations all electronically without the need for an external instrument. As such, the Microfluidic CODES can potentially enable low-cost integrated lab-on-a-chip devices that are well suited for the point-of-care testing of biological samples.

We demonstrate a microfluidic platform with an integrated surface electrode network that combines resistive pulse sensing (RPS) with code division multiple access (CDMA), to multiplex detection and sizing of particles in multiple microfluidic channels.

입자의 공간 추적을위한 멀티 플렉스 전자 감지와 미세 유체 플랫폼

Microfluidic processing of biological samples typically involves differential manipulations of suspended particles under various force fields in order to ...

Imaging the Root Hair Morphology of Arabidopsis Seedlings in a Two-layer Microfluidic Platform

Root hairs increase root surface area for better water uptake and nutrient absorption by the plant. Because they are small in size and often obscured by their natural environment, root hair morphology and function are difficult to study and often excluded from plant research. In recent years, microfluidic platforms have offered a way to visualize root systems at high resolution without disturbing the roots during transfer to an imaging system. The microfluidic platform presented here builds on previous plant-on-a-chip research by incorporating a two-layer device to confine the Arabidopsis thaliana main root to the same optical plane as the root hairs. This design enables the quantification of root hairs on a cellular and organelle level and also prevents z-axis drifting during the addition of experimental treatments. We describe how to store the devices in a contained and hydrated environment, without the need for fluidic pumps, while maintaining a gnotobiotic environment for the seedling. After the optical imaging experiment, the device may be disassembled and used as a substrate for atomic force or scanning electron microscopy while keeping fine root structures intact.

Imaging the Root Hair Morphology of Arabidopsis Seedlings in a Two-layer Microfluidic Platform

This article demonstrates how to culture Arabidopsis thaliana seedlings in a two-layer microfluidic platform that confines the main root and root hairs to a single optical plane. This platform can be used for real-time optical imaging of fine root morphology as well as for high-resolution imaging by other means.

2 층 미세 플랫폼에서 애기 모종의 루트 머리 형태를 이미징

Root hairs increase root surface area for better water uptake and nutrient absorption by the plant. Because they are small in size and often obscured by ...

A Microfluidic Platform for Longitudinal Imaging in Caenorhabditis elegans

In the last decade, microfluidic techniques have been applied to study small animals, including the nematode Caenorhabditis elegans, and have proved useful as a convenient live imaging platform providing capabilities for precise control of experimental conditions in real time. In this article, we demonstrate live imaging of individual worms employing WormSpa, a previously-published custom microfluidic device. In the device, multiple worms are individually confined to separate chambers, allowing multiplexed longitudinal surveillance of various biological processes. To illustrate the capability, we performed proof-of-principle experiments in which worms were infected in the device with pathogenic bacteria, and the dynamics of expression of immune response genes and egg laying were monitored continuously in individual animals. The simple design and operation of this device make it suitable for users with no previous experience with microfluidic-based experiments. We propose that this approach will be useful for many researchers interested in longitudinal observations of biological processes under well-defined conditions.

A Microfluidic Platform for Longitudinal Imaging in Caenorhabditis elegans

In this article, we demonstrate live imaging of individual worms employing a custom microfluidic device. In the device, multiple worms are individually confined to separate chambers, allowing multiplexed longitudinal surveillance of various biological processes.

꼬마 선 충 에 경도 이미징을 위한 미세 플랫폼

In the last decade, microfluidic techniques have been applied to study small animals, including the nematode Caenorhabditis elegans, and have proved ...

An Ultrahigh-throughput Microfluidic Platform for Single-cell Genome Sequencing

Sequencing technologies have undergone a paradigm shift from bulk to single-cell resolution in response to an evolving understanding of the role of cellular heterogeneity in biological systems. However, single-cell sequencing of large populations has been hampered by limitations in processing genomes for sequencing. In this paper, we describe a method for single-cell genome sequencing (SiC-seq) which uses droplet microfluidics to isolate, amplify, and barcode the genomes of single cells. Cell encapsulation in microgels allows the compartmentalized purification and tagmentation of DNA, while a microfluidic merger efficiently pairs each genome with a unique single-cell oligonucleotide barcode, allowing &gt;50,000 single cells to be sequenced per run. The sequencing data is demultiplexed by barcode, generating groups of reads originating from single cells. As a high-throughput and low-bias method of single-cell sequencing, SiC-seq will enable a broader range of genomic studies targeted at diverse cell populations.

Single-cell sequencing reveals genotypic heterogeneity in biological systems, but current technologies lack the throughput necessary for the deep profiling of community composition and function. Here, we describe a microfluidic workflow for sequencing &gt;50,000 single-cell genomes from diverse cell populations.

단일 셀 게놈 시퀀싱 초고 처리량 미세 플랫폼

Sequencing technologies have undergone a paradigm shift from bulk to single-cell resolution in response to an evolving understanding of the role of ...