В принципе, такое малое количество энергии можно добывать непосредственно из тела человека: например, разлагая сахар в крови, или по разнице температур между внутренним и внешним контуром микросхемы. Или из различных фоновых источников: вибрация, радиоволны и проч. Но в данном случае разработчики реализовали самый простой способ получения энергии от постоянного внешнего передатчика, коим может выступать любой электронный гаджет или носимая электроника.
Дрю Холл также сотрудничает с Центром беспроводной связи и Центром носимых сенсором , которые работают при Калифорнийском университете в Сан-Диего. Наиболее распространённый сейчас способ оценки уровня алкоголя в крови — это алкотестеры, довольно неуклюжие устройства. Для их использования нужно вступить в контакт с пациентом и попросить его о содействии, что не всегда возможно и удобно сделать. К тому же алкотестеры дают не очень точный результат, и их можно обмануть. Анализ крови — наиболее точный метод, но его должен выполнять квалифицированный специалист.
В качестве альтернативного метода измерения уровня алкоголя в крови предлагалось использовать специальные татуировки на теле со встроенными сенсорами алкоголя, однако и они не лишены недостатков.
Такие татуировки легко удалить — и они предназначены для одноразового использования то есть сами татуировки временные. По мнению разработчиков нового сенсора, подкожная инъекция — самый надёжный вариант для долговременного и точного отслеживания уровня алкоголя в крови на протяжении многих месяцев и лет. Датчик покрыт алкогольоксидазой КФ 1. Этот энзим выборочно взаимодействует с спиртом и производит субпродукт, который можно электрохимически обнаружить. Электрические сигналы передаются по беспроводной сети на соседнее носимое устройство, вроде умных часов, которое одновременно выступает источником беспроводного электропитания для чипа.
Два дополнительных датчика на чипе измеряют фоновые сигналы и уровни pH, чтобы уточнить показатели по концентрации алкоголя. Микросхему уже протестировали в лаборатории на смеси этанола в разбавленной человеческой сыворотке под слоями кожи свиньи. Теперь учёные планируют провести опыты на живых свиньях. Изобретатели подали патентную заявку на эту технологию.
Laboratories-on-a-chip: current state of the art
Укажите причину минуса, чтобы автор поработал над ошибками. Реклама Ой, у вас баннер убежал! И что? Читают сейчас. Судьба предателя, угнавшего новейший МиГ в Японию k Редакторский дайджест Присылаем лучшие статьи раз в месяц Скоро на этот адрес придет письмо. Платежная система.
Клеточная «мембрана на чипе» поможет быстрее найти лекарство от COVID
YooMoney Webmoney. Похожие публикации. Программист отдела технической поддержки. PHP-разработчик Bitrix24 Битрикс FullStack Developer. Больше вакансий на Хабр Карьере. Минуточку внимания. Заголовок спойлера. Скорее это будет так: Костюм для вечеринок будущего. Вот предстоит эксперимент в котором "пьяная свинья" будет констатацией а не оскорблением Может быть использовано для слежением за злостными алко-водителями, по решению суда в добровольно принудительном порядке.
Если человек против — то скорее всего электрошокер решит проблему…. С одной стороны, конечно, логично — есть профессии, где алкоголь неуместен. Но в стиле киберпанка можно предположить, что это зайдет и на другие профессии, и, возможно, станет необходимым там, где это не так необходимо, и вообще фиг знает что именно там этот чип собирает… Да и не забываем про то, что даже самые приватные данные имеют свойство иногда утекать… Вобщем, будем надеяться, что большого смысла в этом устройстве не будет, так как все специальности, где критично наличие алкоголя заменят роботы.
А злые корпорации не смогут пролоббировать поголовное чипирование непонятно чем и непонятно зачем.
Фактически, если мы предположим, что клеточная мембрана является эквивалентом конденсаторного изолятора, изменения площади клеточной мембраны будут влиять на величину накопленного электрического заряда. Чем больше клеточная мембрана, тем выше емкость клеточного слоя. На рисунке 3а внизу показана временная эволюция емкости ячейки для ячеек ФСС. Поскольку FSS способствует реорганизации и экспрессии F-актина в цитоскелете, а также поляризации клеток, измеренное увеличение емкости может быть следствием увеличения поверхности клеточной мембраны, то есть размера клеток и микроворсинок на апикальная поверхность эпителия.
Электронное измерение емкости ячейки полностью соответствует формированию микроворсинок и увеличению высоты ячейки в случае стимуляции FSS, как ранее показано на рисунке 2c.
Микрофлюидных Чип для Универсальный химического анализа отдельных клеток
В настоящей работе мы использовали эквивалентную схему на рис. Примечательно, что наличие высоты щели обеспечивает дополнительное ионное сопротивление R щель , которое в нашей модели учитывается в последовательном сопротивлении электролита R s. Принимая во внимание эти моменты, мы полагаем, что наблюдаемое колебание R cl на рис.
Вышеупомянутые изменения в R cl показаны на дополнительной фигуре S6 вместе с аппроксимирующими кривыми, используемыми для экстраполяции R cl и C cl, представленными на фигуре 3a. Также важно отметить, что мы убедились, что поток жидкости в микрофлюидиках не оказывает отрицательного влияния на производительность OECT, как показано на дополнительном рисунке S7.
Затем мы исследовали, влияют ли наблюдаемые изменения в экспрессии актина, устойчивости и емкости также на транспорт глюкозы в клетках.
Чтобы определить изменения в поглощении глюкозы клетками, мы сначала выполнили обычное флуоресцентное иммуноокрашивание, используя антитело-переносчик глюкозной мембраны GLUT1. Различия см. Дополнительную фигуру S8 в плотности или локализации GLUT1 на клеточной мембране при сравнении FSS-стимулированных и нестимулированных клеток не были очевидны. Тем не менее, мы взяли пробы оставшейся концентрации глюкозы в среде DMEM, собранной из микрожидкостного стока. Этот анализ может предоставить прямые доказательства любых изменений, происходящих в клеточном метаболизме и поглощении глюкозы, вызванных FSS.
На рисунке 3в показано поглощение глюкозы клетками с течением времени для образцов, собранных до и после часовой стимуляции ФСС при 0, 3 дин см- 2. Поглощение глюкозы рассчитывается как процент от отношения между конечным и начальным содержанием глюкозы в среде DMEM уравнение 2 , поддерживающее S2. В предыдущем разделе мы показали простой метод достижения интеграции OECT с микрофлюидикой. Одним из ключевых преимуществ использования технологии OECT для тестирования ячеек является возможность компактной интеграции электродов микронного размера с микрофлюидной структурой.
В качестве еще одного доказательства наших возможностей использования OECT для проведения стандартных биологических анализов мы разработали электрический анализ заживления ран для клеточного слоя, культивируемого в микрофлюидике. После образования раны клетки в непосредственной близости от раны контролируют с течением времени с помощью микроскопа, чтобы изучить их способность к заживлению и миграции по поврежденной области.
Тем не менее, анализ царапин не дает точного контроля за размером и формой раневой области. Более того, ему не хватает воспроизводимости, так как анализ царапин обычно выполняется вручную. Чтобы преодолеть некоторые из этих ограничений, Keese et al. Вдохновленные этими результатами, мы разработали электрический анализ заживления ран, основанный на использовании OECT для генерации раны в слое клеток, покрывающем канал транзистора. Как упоминалось ранее, в классическом царапинном анализе заживление клеток контролируется оптически.
Однако одним из основных ограничений при проведении анализа заживления ран электрическими средствами является несовместимость с микроскопией, поскольку присутствие золотого электрода в месте раны не позволяет использовать инвертированный микроскоп. В этом сценарии использование OECT для проведения электрического анализа заживления ран может предоставить уникальный инструмент для преодоления текущих ограничений на использование золотых электродов микронного размера, что делает этот метод полностью совместимым со стандартными инструментами микроскопии.
Аналогично электрическому анализу заживления ран, разработанному Keese et al. Исток и сток транзистора закорочены вместе, чтобы получить распределение эквипотенциала приложенного переменного напряжения в канале транзистора, в то время как второй, больший, электрод используется для замыкания электрической цепи и выступает в качестве противоэлектрода для обмотки. Следует отметить, что за счет короткого замыкания истока и стока канала OECT фактически создается электрод, который вместе с большим вторым электродом электродом затвора использовался для генерации электрического витка в слое ячейки.
Переменный потенциал, приложенный к системе, схематически представлен на нижней диаграмме рисунка 4а. Для генерации электрического тока подается прямоугольный импульс от нуля до желаемого напряжения обычно ниже 3 В с частотой 40 кГц период 25 мкс.
Illumina Nextera Flex for Enrichment on the Biomek i7 Hybrid Genomics Workstation
Схема рисунка 4а вверху показывает направление электрического поля между двумя электродами в электролите. Микрожидкостный электрический анализ заживления ран с помощью OECT. Слой сливной ячейки, покрывающий область канала транзистора, электропорируется с окислительным квадратным напряжением, обычно ниже 3 В нижняя схема , что приводит к электрическому обмотке того же размера, что и канал транзистора. После генерации электрической обмотки 2, 7 В при 40 кГц, рабочий цикл 0, 3, время цикла 30 с частота среза увеличивается оранжевая линия из-за потери ячеек в активной области устройства.
По мере того, как происходит заживление клеток, непрерывное снижение частоты среза контролируется до завершения синяя линия.
На вставном графике показана сигмоидальная эволюция частоты среза в процессе заживления. Точка данных в нулевое время для ясности опущена. Ниже показаны изображения светлого поля и флуоресценции для слоя клеток с предварительно намотанным черная рамка , раненым оранжевая рамка и излеченным синяя рамка масштабная линейка, 50 мкм. Вверху показана временная эволюция R cl в процессе заживления.
Нижняя панель содержит изображения флуоресценции светлого поля и F-актина в разное время в процессе заживления. Для анализа заживления ран OECT одним из важнейших параметров является стабильность органического проводящего слоя PEDOT: PSS при приложении высокого окислительного потенциала, необходимого для индукции электропорации клеток. Тем не менее, хорошо известно, что необратимое электрохимическое окисление полимера, связанного с PEDOT: PSS, приводит к структурным изменениям основной цепи полимера и потере его проводимости For a duty cycle of 0.
To improve the device stability in this wide potential window, a possible solution is to change the duty cycle of the squared pulse signal. A shorter duty cycle reduces the total supplied energy for undesired oxidative reactions in the conjugated polymer and, at the same time, allows a longer relaxation of the system.
For instance, a duty cycle of 0. These findings are particularly important as they provide evidence that under these conditions, that is, 40 kHz, duty cycle 0. Initial optimization experiments were performed in a classic, static configuration using a glass well to contain the cell culture media. Figure 4c shows a typical frequency-dependent transistor response in the absence dashed gray curve and in the presence of a fully confluent MDCK II-pLifeAct cell layer black solid line.
In the images below black frame , the brightfield and the F-actin fluorescence pictures of a confluent cell layer are shown. The electrical wound to the cells was then generated by pulsing the electrode with 2. An identical pulsing protocol was repeated four times until a complete absence of fluorescence covering the transistor channel was observed.
Following the formation of the wound, we then started to monitor the healing process optically and electronically, by using the same OECT employed for the generation of the wounding. Moreover, the electronic monitoring of the healing process was performed by using the OECT as a three-terminal device. Figure 4c shows the time evolution of the frequency-dependent response of the OECT measured every 16 min while cells were healing, shown by the gradual color change of the curves from orange wounded cell layer to blue healed cell layer.
As the healing begins, we measured slight variations in the cutoff frequency arising from the initial rearrangement of the cells in the proximity of the electrical wound, and formation of two moving healing fronts see Supplementary Video 2 ESI. The initial stage of the healing process corresponds to the closely packed orange curves of Figure 4c. Subsequently, with the advancing of the healing fronts toward the middle of the wound a continuous decrease in the cutoff frequency is observed until completion of the healing, as revealed by the proximity of the blue curves.