Name: a microfluidic platform for precision small-volume sample processing and its use to size separate biological particles with an acoustic microdevice
Uploaded: 2015-11-23T15:00:00
Duration: 11 min 32 s
Description: Watch this Scientific Journal Video about A Microfluidic Platform for Precision Small-volume Sample Processing and Its Use to Size Separate Biological Particles with an Acoustic Microdevice at JoVE.co

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.

Denne protokol viser integrationen system-niveau for mikrofluidenheder til makroskala udstyr til at udføre automatiseret biologisk prøve behandling. Modulopbygningen af ​​denne platform gør det muligt at kunne tilpasses enhver sammenhængende flowmeteret, og som et eksempel, de præsenterede protokol fokuserer på karakterisering og optimering af en acoustofluidic partikelseparation enhed. Tre store fordele ved denne protokol fremhæves: (i) modularitet og chip-til-verden interface, (ii) robust karakterisering af enhedens ydeevne, og (iii) automatisk behandling af præcist afmålte prøvevolumener for partikel adskillelse. jeg. Modularitet og chip-til-interfacing verden Som vist i figur 2, er den mikro chip monteret på en brugerdefineret breadboard for nemt at passe på en mikroskopbordet til direkte observation. Breadboard indeholder # 6-40 UNF gevind huller på en 5 mm-stigning nettet, enabling chippen skal fastgøres, og fluidforbindelser skal foretages. Væskeforbindelserne er PEEK rør med bearbejdede ender, som tætner mod fluide chip med en gummi face-pakning og en rustfri stål krave. Denne grænseflade ordning gør for nem chip udskiftning og hurtig enhed redesign, som kræver få eller ingen ændringer i andre systemkomponenter, forudsat chip fodspor overholder nettet format. For eksempel har vi brugt denne platform med mikrofluide chips til kontinuerlig strømning elektroforese, termisk cellelyse, 29 hurtig blanding af reagenser til kemisk syntese, og encellede opsamling og forhør. ii. Robust karakterisering af enhedens ydeevne For at optimere ydeevnen af ​​enhver mikrofluid adskillelse enhed, dens drift skal først grundigt karakteriseret. Den her beskrevne system støtter udviklingen af ​​hurtige og automatiserede protokoller til at gøre dette. For den specifikke example af akustiske fokus enheder, fokuseringen kvalitet, driftsfrekvens og placering af fokuserede partikler i mikrofluid kanal skal måles for hver enkelt enhed. Disse målinger kræver fejer gennem en række piezokeramisk drev frekvenser, spændinger og flowhastigheder, at identificere de optimale parameterkombinationer til separation af høj kvalitet. De præsenterede protokol varierer automatisk disse indstillelige parametre og fanger den relevante data- dvs. fluorescerende billeder af partikler, der strømmer i kanalen, som er efterbehandlet for at generere de nødvendige målinger af partikel fokus kvalitet, hyppighed og position (figur 3). Fuld karakterisering af akustisk anordning præstationer kræver gentage trin 4.4 og 4.5 efter behov under forskellige eksperimentelle betingelser. For eksempel er den absolutte fokusering positionen af ​​en chip fundet ved at køre frekvensgennemløbet ved relativt lave strømningshastigheder og højspændings for at sikre fuldstændig migration til knudepunktet placering. Derudover kan sådanne frekvens scanninger vurdere kvaliteten af ​​enheden samling (når systemet drives med polystyrenperler med kendt størrelse), eller til at bestemme, hvordan en tidligere ukendt partikeltype vil opføre sig i systemet (efter en chip er blevet karakteriseret med perler). En chip med god energi overførsel fra piezokeramiske til mikrofluid kanal vil resultere i stramme fokusering ved høje flowhastigheder (&gt; 1 ml / min) og lave spændinger (12-15 V PP), mens dem med dårlig energi overførslen ikke vil fokusere endnu ved lave flowhastigheder (&lt;100 ul / min) og høje spændinger (&gt; 20 V pp). Vi har fundet, at intim kontakt mellem mikrofluid chip og piezokeramiske er kritisk for effektiv energioverførsel i væsken. Yderligere undersøgelse af den optimale metode til at binde den mikrofluid chip og den piezokeramiske vil muliggøre pålidelig produktion af højtydende enheder. Endelig et kompletbillede af en acoustophoretic enhedens drift kan opnås ved at kombinere billedbaserede frekvens scan målinger af trin 4 (og figur 3) med partikel tæller indsamlet fra SPO og LPO som funktioner af de relevante driftsparametre, fra separation forsøg udført med mikrokugler som beskrevet i trin 5. Som vist i figur 6, kan en sådan række automatiserede eksperimenter hurtigt at karakterisere en enkelt enhed ydeevne og justerbarhed, informerer brugeren af den optimale parameter plads til at betjene indretningen til partikeladskillelse. iii. Automatiseret små-prøve behandling for partikelseparation For vellykkede og nøjagtig mikrofluid chip-baserede prøve behandling, er det vigtigt at pålideligt og præcist måler, belastning, levere og indsamle de mængder af væske, når de passerer igennem. Denne præcisering er især vigtigt, når prøvevolumenet er lille(~ 0,1-1 ml), som er almindelig i kliniske eller forskning laboratorium indstillinger. 30 Præcis prøvehåndtering er udfordrende i traditionelle mikrofluide eksperimenter, der beskæftiger manuel tilbagetrækning af prøven i en sprøjte og infusion i en enhed med ingen feedback på, når prøven har været adskilt, og når det skal indsamles. Den præsenterede protokol beskæftiger automatiseret prøve spole lastning og dispensering kombineret med real-time feedback fra flowmålere for at muliggøre reproducerbare separationer af små prøvevolumener. Figur 5 viser flow profiler målt ved SPO og LPO fra en typisk adskillelse eksperiment. Først fører buffer på mindst 35 pi indlæst at sikre en stabil strøm, før prøven når den akustiske chip. Prøvevolumener mindre end 100 pi anbefales ikke til dette system konfiguration, fordi prøvefortynding på grund af den førende buffer bliver for stor. En prop af luft anvendes i begyndelsen af ​​the injektion inden den førende buffer til at separere stikket fra væsken, der følger, forhindrer blanding og fortynding af prøve og tjener som en indikator til flowmålere. Efter en indledende forbigående som fluid begynder at bevæge sig gennem systemet, skarpe spike signaler i begge forretninger indikerer passage af den første luftboble. Disse transienter efterfulgt af en lang periode med stabil strømning som prøven flyder gennem systemet, så en anden spike når den anden luftboble passerer, og endelig en eventuel nedgang i strømningshastigheden til nul, efter at sprøjten pumpen stopper. Passagen af ​​luft gennem stik flowsensorerne anvendes som triggerpunkter at skifte ventilerne at starte og stoppe prøveindsamling, hvilket minimerer tabte prøve og fortynding af ikke-prøvevæsken mængder. Lukket-sløjfe måling af forarbejdede prøvevolumener eliminerer behovet for at omprogrammere disse værdier før starten af ​​forsøget, hver gang inputsample ændres. Denne funktion erisær vigtigt, når prøvevolumenet er begrænset, for eksempel i tilfælde af mange kliniske prøver. Real-time flow overvågning også hjælper med fejlfinding; en dårlig løb (fx en træsko dannelse i et af udløbene) er umiddelbart indlysende fra de resulterende flowprofiler, som i figur 5b. For at demonstrere den fleksibilitet og effektivitet i acoustofluidic adskillelse ved hjælp af den præsenterede systemarkitektur, renset DENV og GGV virusstammer blev tilsat i celle lagre og adskilt af behandling gennem mikrofluid chip. Figur 7a viser, at Raji celler blev godt adskilt fra virus, som 97 % af Raji-celler forlader chippen fandtes at være i LPO, hvorved der efterlades et højt beriget prøve af DENV i SPO. Til sammenligning effektiviteten af ​​DENV adskillelse var lavere, med 70% af DENV forlader chippen findes i SPO. Dette kan tilskrives mindre konvektive blanding induceret af vindinger separator;på kanal, men mere sandsynligt, at nogle DENV partikler migrerer sammen med Raji celler i LPO. Celler migrerer lateralt tværs strømliner trække noget væske med dem, selv ved lave Reynolds tal. Ved denne mekanisme, samt ikke-specifik overfladeadsorption, overføre virale partikler i LPO. Ikke desto mindre, højt beriget prøve af DENV i SPO er en betydelig fordel, for eksempel når de novo-sekventering anvendes til at detektere og identificere virus. Figur 7b viser, at i en forsøgskørsel, blev kun omkring 70% af Boa celler forlader chippen findes i LPO, sammenlignet med næsten 100% separationseffektivitet for Raji-celler. Forskellen i separationsydeevnen mellem de to celletyper kan skyldes en mindre gennemsnitsstørrelse eller en lavere tæthed af Boa celler sammenlignet med Raji-celler, således resulterer i mindre akustiske kræfter. For at bekræfte eller afkræfte disse formodninger, størrelse, tæthed og morfologi Boaceller i suspension (som normalt vokser vedhængende) i Boa celler skal måles nøjagtigt, en indsats for yderligere undersøgelser. I de samme forsøg, på samme måde som forsøgene med DENV, størstedelen af ​​det udvundne GGV forladt SPO, hvilket indikerer en berigelse af det virale fraktion. De præsenterede data fremhæve de iboende udfordringer i engineering bredt gældende platforme til behandling af en bred vifte af biologiske prøver. Det er vigtigt, kan de biologiske vekselvirkninger begynder at spille så stor en rolle som de fysiske og mekaniske påvirkninger. Men disse indledende forsøg også demonstrere magt og løftet om at bruge denne systemarkitektur for prøve behandling i kliniske og forskningsmæssige applikationer. Som en robust, velkarakteriseret manipuleret systemet, denne platform giver mulighed for at søge svar på nye videnskabelige spørgsmål.

Prøve separation og fraktionering er en af ​​de mest lovende områder for anvendelsen af ​​mikrofluide teknologier. Sådanne prøve håndtering trin er integreret for effektive klinisk diagnostik, terapi udvikling, biosurveillance indsats og fremskridt inden for life science forskning og teknologi. Et utal mikrofluide adskillelse strategier er blevet påvist for fluid-suspenderede partikler og kolloider, samt til kemiske og biologiske arter; flere anmeldelser giver oversigter over de seneste fremskridt og udviklingen på disse områder 1 - 9. Selv om mange af disse mikrofluide separationsteknologier (i det følgende benævnt &quot;Core Devices&quot;) er blevet grundigt karakteriseret, har få rapporter betragtes prøven adskillelse problem på et systemniveau. Core-enheder er typisk individuelle centimeter skala chips, grænseflader til fluoropolymer slanger, med væske leveret af en fortrængning eller tryk pumpe.Men hvis løftet om mikrofluidik - herunder øget automatisering, pålidelighed og reduktion i prøvevolumener - er at blive til virkelighed, i hvert fald en tilsvarende indsats skal afsættes til design af en fuldstændig adskillelse system, som Core Device er integreret . Desuden er en stor udfordring for mikrofluide tilgange til Biodetection er makro til mikro-interface. Det vedrører ikke kun til de fysiske &quot;verden-til-chip&quot; forbindelser af en mikrofluid enhed til makroskala komponenter, og misforholdet mellem typiske kliniske eller analytisk prøvevolumener (~ 0,1-10 ml) og den interne volumen af ​​mikrofluide chips (~ 0,01-10 pi), men også til de statistiske begrænsninger prøveudtagning følge af at bygge bro disse størrelse skalaer. Disse spørgsmål bidrager til opfattelsen af, at prøven forbehandling og forberedelse er &quot;svage led&quot; af Biodetection. 10. beskrevet i dette arbejde ta platformKES store skridt i retning af at tage disse udfordringer. Tage et system-niveau visning, denne protokol detaljer pålidelig behandling af præcist afmålte analytisk skala mængder (der spænder fra 0,15 til 1,5 ml) på ~ 10 min tidsplaner. Dette er en &quot;one-knappen&quot; operation: når kilden hætteglas indeholdende prøven og destination hætteglas for fraktion indsamlingen er placeret i systemet, kommandoen &quot;run&quot; indleder proceduren, og alle trin er computerstyret. Ved afslutningen af ​​en kørsel, kan hætteglassene indsamling fjernes fra systemet til nedstrøms analyse af de separerede fraktioner. Core Device i dette system er en akustoforese chip, som udtrækker pattedyrscellelinier størrelse (5-20 um) partikler fra prøven. Acoustophoretic adskillelse Her vælges først og fremmest fordi det er high-throughput (op til 100s ul / min), label-fri og ikke-kontakt, hvilket giver fordele i at adskille levedygtig ViruSES fra celler, som kun få andre mikrofluide teknikker kan matche. Fysik akustisk partikel fokusering er blevet grundigt beskrevet, 11-13 og er ikke i fokus i denne protokol, men et kort resumé af de underliggende begreber følger at hjælpe med at forstå ansøgningen til mikrofluid adskillelse. Ultralyd stående bølger resonating i væskefyldte mikrokanaler producerer tryk felter, som giver anledning til kræfter, der driver partikler mod knudepunkter i lavt tryk. Kraften størrelse afhænger af partiklens volumen, og på et akustisk kontrast faktor afledt af de relative tætheder og compressibilities af partiklen og suspenderingsfluidet. 14 Som sådan akustisk fokus er velegnet til separation af celle-størrelse (~ 7-15 um) fra virus-størrelse (~ 50-200 nm) partikler. De større partikler migrerer mod et tryk node; Men da kraften størrelse er meget lille forpartikler mindre end 2-3 um, disse små partikler eller opløste arter næsten ikke bevæge sig overhovedet. Vores specifik gennemførelse af akustisk separation, som tidligere beskrevet, 15 inkorporerer en tynd væg at opdele væskekanalen og tillader justerbar, asymmetrisk placering af fokuseringsposition. Dette tilføjer fleksibilitet i enheden design, og de ​​fordele, inklusive øget adskillelse kvalitet og ydeevne speed-er fuldt beskrevet andetsteds. 16,17 , En stor fordel af det system-niveau design tilgang beskrevet i dette arbejde er, at det kan tilpasses til et stort udvalg af mikrofluide Core Enheder. For eksempel kan de fleste andre kontinuerlig flow separation modes, herunder inerti, flow-felt fraktionering, deterministisk sideforskydning (DLD), og forskellige typer af elektrokinetiske enheder let integreres med passende justeringer for at tage højde for ændringer i indløb / udløb konfiguration , strømningshastigheder,og prøvevolumener. Enheder med forskellige former for on-chip felter (elektriske, magnetiske) eller gradienter (termisk, kemiske) kan kræve yderligere forbindelser til chippen, eller integration af ekstra hardware, som denne platform kan rumme. Denne protokol giver de nødvendige skridt til at designe en mikrofluid adskillelse enhed, og at fremstille silicium-glas chips ved dyb reaktiv ion ætsning (DRIE, plasma-etch proces fås i mange microfabrication faciliteter, som bruger skiftevis cykler af ætsning og passivering at opnå dyb funktioner med lodrette sidevægge 18). Dernæst beskriver vi karakterisering af acoustofluidic enhed at bestemme den optimale driftsparametre for separation, og endelig detaljeret fuldt integreret separationssystem og proceduren for behandling af biologiske prøver. Typiske enhed karakterisering resultater og prøve databehandling derefter præsenteret og diskuteret, og de vigtigste fordele ved denne releach er fremhævet, herunder modularitet, robusthed, præcision og automatisering.

<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

En stor fordel ved mikrofluidapparater er evnen til at manipulere små prøvevolumener, hvorved reagens affald og konservering ædle prøve. Men for at opnå robust prøve manipulation er det nødvendigt at tage fat enhed integration med Makroskalaplacering miljø. For at realisere gentagelig, følsomme partikelseparation med mikrofluidapparater, denne protokol viser en komplet automatiseret og integreret mikrofluid platform, der muliggør nøjagtig behandling af 0.15-1.5 ml prøver ved anvendelse mikrofluidenheder. Vigtige aspekter af dette system omfatter modulære enhed layout og robuste armaturer resulterer i pålidelig og fleksibel verden til chip-forbindelser, og fuldt automatiseret håndtering væske, der udretter lukkede kredsløb prøvetagning, systemet rengøring og priming skridt til at sikre gentagelig drift. Forskellige mikrofluidenheder kan bruges i flæng med denne arkitektur. Her har vi indarbejde en acoustofluidic enhed, detalje sin characterization, performance optimering, og demonstrere dets anvendelse til størrelsen-adskillelse af biologiske prøver. Ved at bruge real-time feedback under adskillelse eksperimenter, er prøveindsamling optimeret til at bevare og koncentrere prøve. Selvom kræver integration af flere stykker udstyr, fordelene ved denne arkitektur indbefatter evnen til at behandle ukendte prøver uden yderligere optimering, nem udskiftning af enheden, og præcis, robust prøve behandling.

Hovedelementerne i akustisk mikrofluidapparatet design er fremhævet i figur 1, og beskrevet fuldstændigt andetsteds. 15 I korte træk to fluidstrømme flow side-by-side i en separationskanal, adskilt fra en parallel omløbskanal af en tynd silicium væg. Da den primære stråling force størrelsesorden skalaer med partikel volumen, store partikler migrerer ud af det blandede prøven input stream mod det akustiske tryk node placeret i den tilstødende opsving fluidstrømmen, mens små partikler forbliver i den oprindelige strøm (figur 1B, C). Den opdelt to-kanals arkitektur forbedrer partikelseparation 17 og tillader justering af noden position ved hjælp af forskellige bypass kanal væsker. 16 fluidisk breadboard og inventar giver en solid platform for verden til chip-forbindelser, og det modulære design muliggør hurtig udskiftning mellem fluide chips (figur 2). Denne configuration ligeledes tillader vendbare væske tilslutninger, som sæl op til 1.000 psi, der skal gøres hurtigt og pålideligt (figur 2B, E). Resonansfrekvensen f res af en chip kan estimeres ved hjælp af simple 1D analytiske beregninger (se trin 1.1.1). Fra en mere komplet 2D finite-element model i vores enhed tværsnit, 16 den forventede fokuseringsposition for 2-node resonans er 225 um fra væggen og den forventede frekvens er 1,68 MHz. F res af rigtige udstyr, kan imidlertid variere med ± 100 kHz, afhængigt af driftstemperaturen og kobling af langsgående og laterale resonanser. Derfor, efter enheden samling, f res skal empirisk verificeres ved relevante strømningshastigheder og piezo drev spændinger, som beskrevet i trin 4 i protokollen. Figur 3 viser repræsentative frekvens scanninger taget ved 200 ul / min,<html> med vand i hoved- og bypass-kanaler, og 20 V pp leveres til piezo. Når kobling mellem piezo og mikrofluidapparatet er god, vil partikler fokusere tæt ved resonansfrekvensen, hvilket resulterer i en klar top i fluorescensintensiteten og migration til den forventede fokuseringsposition (figur 3A). I modsætning hertil, når der er dårlig kobling, partikler vil ikke fokusere godt og frekvens scanningsresultater vil svare til figur 3B. I sådanne anordninger, kan piezo transducer skal re-monteret, hvis der er brugt en reversibel klæbemiddel; ellers dette apparat er uegnet, når der fokuseres høj kvalitet eller hurtigt flow er afgørende for den ønskede applikation. Dataene i figur 3 informere valget af driftsfrekvensen for efterfølgende eksperimenter, og spændingen og flowhastigheden sortiment til effektiv adskillelse partikler. filer / ftp_upload / 53051 / 53051fig5.jpg &quot;/&gt; Figur 5. Automatiseret prøve behandling. (A) Skematisk af prøve indlæst i prøven spolen. (B) repræsentant strømprofil af en vellykket adskillelse eksperiment. (C) Flow profil fra en adskillelse køre hvorunder SPO stikkontakt tilstoppet ved ca. 220 sek. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/53051/53051fig5large.jpg" target="_blank">Klik her for at se en større version af dette tal.</a> Efter at have identificeret chips, der er effektive separatorer, bliver de indarbejdet i afbildet i figur 4-systemet. Samlet system, slagvolumen minimeres ved hjælp af slanger med 0,01 &quot;indvendig diameter langs de vigtigste strømningsbane (blå linjer). Figur 5A illustrerer make-up af en typisk prøve plug infunderes gennem systemet. En lille mængde af &quot;førende buffer&quot; (~ 35 pi) er forpligtet til at precede prøven i strømmen for at fjerne strømningsfluktuationer medens prøven bevæger sig gennem adskillelse chip. Figur 5B viser flow data fra en vellykket automatiseret akustisk adskillelse eksperiment. Centrale elementer i en vellykket spil omfatter: (1) en forbigående stigning i strømningshastighed i både LPO og SPO som trykket opbygges og væske begynder at strømme gennem systemet, (2) en skarp spids angiver passagen af ​​en luftboble (den indsatte viser en udvidet profil af en enkelt boble), som bør nå SPO før LPO grund af den ulige flow fra de to udløb, (3) stabilt flow gennem begge udløb mellem de to luftbobler Når prøven bevæger sig gennem systemet, og (4) et gradvist fald i strømningshastigheden i begge forretninger efter den fulde prøvevolumen leveres til systemet. Problematiske kørsler er umiddelbart fremgår af flow profiler svarende til figur 5C, hvor det fremgår, at SPO blev tilstoppet efter ca. 220 sekunder. I thi<html> s tilfælde en rengøring fremgangsmåde svarende til den, der er beskrevet i trin 5.3 skal køres til rense kanalen. <img alt="Figur 6" src="/files/ftp_upload/53051/53051fig6.jpg" /> Figur 6. Enhed justerbarhed: partikelstørrelse og Spænding Effekter. Procent af polystyrenmikrosfærer ekstraheret i LPO afhænger af partikelstørrelsen og spænding, der leveres til piezokeramiske. Hver linje svarer til en anden driftsspænding ved resonansfrekvensen, bestemt som beskrevet i trin 4. totale strømningshastighed gennem indretningen 200 pl / min, med påsat drev frekvenser mellem 1,62 og 1,64 MHz. Fejlsøjler repræsenterer standardafvigelsen for mindst tre separate forsøg. Gengivet og modificeret med tilladelse fra Royal Society of Chemistry fra http://pubs.rsc.org / da / Indhold / ArticleLanding / 2014 / AN / c4an00034j.target = &quot;_ blank&quot;&gt; Klik her for at se en større version af dette tal. Figur 6 viser kompileret adskillelse resultater ved hjælp af forskellige polystyren partikelstørrelser og piezo kørsel spændinger, der viser de driftsparametre, der er nødvendige for en effektiv adskillelse. Generelt er højere spænding (dvs. større akustiske kræfter), der kræves for at udtrække mindre partikler, som forventet. Drivspændinger kan ikke i det uendelige øges, men på grund af større varmespredning og stigende virkningerne af akustisk streaming. 13 Handlingen tjener som en generel vejledning for partikeladskillelse-partikelstørrelser, der viser signifikant forskellige helbredelse på et bestemt drev spænding (f.eks 10- og 2-um partikler ved 8,8 V pp) vil adskille godt. Generelt partikelpopulationer med en stor størrelsesforskel, såsom vira (~ 100 nm) og celler (~ 10 um) kan adskilles hurtigt og effektivt, så kan celler af different størrelser (fx 6-8 um discoidale erythrocytter og leukocytter 8-15 um). De specifikke betingelser, der kræves for at arbejde med andre celletyper skal bestemmes empirisk, som celleform, tæthed og kompressibilitet påvirke dens akustiske kontrast, foruden cellestørrelse. Til dette formål procedurerne i trin 4 er nyttige til bestemmelse af brugbare adskillelse betingelser for enhver ny celle eller partikel type, og ikke kun for at vurdere kvaliteten af ​​en bestemt akustoforese enhed. <img alt="Figur 7" src="/files/ftp_upload/53051/53051fig7.jpg" /> Figur 7. Adskillelse Effektivitet af Cell-Virus prøver med tilsætning. Separation resultater fra (A) Raji celler tilsat Dengue-virus (DENV) og (B) Raji celler og Boa nyreceller tilsat Golden Gate virus (GGV). Procentdele indsamlede defineres som den del af vira eller celler som forlader en specifikudløb i forhold til den samlede mængde forlader chippen. Fejlsøjlerne for (A) er standardafvigelsen af 3 forsøg, mens prøverne i (B) kun blev behandlet én gang på grund af de lave disponible mængder. 1x PBS blev anvendt som prøven buffer og fluidisoleringsudstyret, med vand i bypass-kanalen for alle forsøg. Chip driftsfrekvenser varierede mellem 1,60 og 1,64 MHz, med drev spændinger mellem 16 og 20 V pp. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/53051/53051fig7large.jpg" target="_blank">Klik her for at se en større version af dette tal.</a> For at demonstrere anvendeligheden af denne platform for biologisk partikel separation, vi først brugt det til at behandle velkarakteriserede biologiske prøver: humane Raji-celler (10 5 celler / ml, gennemsnitlig diameter 8-10 um 25) tilsat dengue virus (DENV, 10 5 pfu / ml, omtrentlige diameter 50 nm 26). Figur 7A viser procentdelen af Raji-celler og DENV indsamlet i både SPO LPO (defineret som den del af hver partikel type, indsamlet fra hvert udløb i forhold til den samlede mængde af hver partikel indsamlet fra chippen). Forsøget blev gentaget tre gange, og Raji-celler blev kvantificeret ved anvendelse af en Coulter-tæller, mens DENV blev kvantificeret under anvendelse af en revers transkription-kvantitativ polymerasekædereaktion (RT-qPCR). Dernæst blev systemets ydeevne testet i en situation, der er mere realistisk til behandling af kliniske prøver, hvor de nøjagtige fysiske egenskaber af partiklerne kan være ukendte, og de foreliggende prøvemængder er lavere. Her har vi vurderet adskillelse af den nyligt identificerede golden gate virus (GGV), en slange patogen inficerer kvælerslange nyreceller. 27 Størrelsen af GGV viruspartikel er endnu ikke blevet målt, men da GGV hører til Arenaviridae familien, sandsynligvis ensamme størrelse, mellem 100 og 150 nm. 28 Vi behandlede prøver med GGV tilsat (10 4 pfu / ml) i Raji humane celler (ikke en infektion mål for virus) og boa nyre celler (infektion mål for GGV, omtrentlige størrelse 10 um 27), med begge celletyper ved 10 4 celler / ml. Da disse prøver var tilgængelige i små mængder, er adskillelse resultater fra kun én eksperimentel løb rapporteret i dette arbejde. Figur 7B viser procentdelen af Raji celler, Boa celler, og GGV indsamlet fra SPO og LPO. Celler blev kvantificeret i disse forsøg ved tælling på et hæmacytometer og virus blev kvantificeret ved hjælp af RT-qPCR.

Watch this Scientific Journal Video about A Microfluidic Platform for Precision Small-volume Sample Processing and Its Use to Size Separate Biological Particles with an Acoustic Microdevice at JoVE.co

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.

Mikrofluidapparat platform for Precision Small-volumen prøve behandling og dens anvendelse til Størrelse Separate biologiske partikler med en akustisk Microdevice

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

Research

JoVE Journal

Bioengineering

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 ...

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

Mikrofluidisk fremstilling af polymere og biohybridfibre med foruddefineret størrelse og form

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

Cell Klemme som en robust, Mikrofluid Intracellulær Delivery Platform

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

En Mikrofluid Chip for ICPMS Sample Introduktion

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

Hurtig Enzymatisk behandling af proteiner til MS Detection med en Flow-through Mikroreaktor

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

En Mikrofluid platform for High-throughput Single-celle Isolering og Kultur

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

Mikrofluid Platform med Multiplexed Elektronisk Detection for fysisk sporing af partikler

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

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

Imaging rod hår morfologi af Arabidopsis stiklinger i en to-lags mikrofluid 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 ...

A Microfluidic Platform for Longitudinal Imaging in Caenorhabditis elegans

A Microfluidic Platform for Longitudinal Imaging in Caenorhabditis elegans

En mikrofluid Platform for langsgående Imaging i Caenorhabditis elegans

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

En Ultrahigh-overførselshastighed mikrofluid Platform for encellede 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 ...