專利名稱：一種能同時(shí)施加力學(xué)刺激和化學(xué)刺激的微流控裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于能同時(shí)施加力學(xué)刺激和化學(xué)刺激的微流控芯片和具有該芯片的微流控裝置，具體用于體外模擬動(dòng)脈粥樣硬化。
背景技術(shù)：
現(xiàn)有微流控技術(shù)是在微管道中控制氣體和流體的技術(shù)。這種技術(shù)操作簡(jiǎn)單并且能夠很容易地與常用的各種生物化學(xué)分析方法結(jié)合，因而被廣泛地應(yīng)用到生物化學(xué)分析中。動(dòng)脈粥樣硬化，是最常見的和最具有危害性的疾病，是動(dòng)脈硬化的一種，大、中動(dòng)脈內(nèi)膜出現(xiàn)含膽固醇、類脂肪等的黃色物質(zhì)，多由脂肪代謝紊亂、神經(jīng)血管功能失調(diào)引起。常導(dǎo)致血栓形成、供血障礙等。動(dòng)脈粥樣硬化多見于40歲以上的男性和絕經(jīng)期后的女性。本病常伴有高血壓、高膽固醇血癥或糖尿病等。這種病是發(fā)生于血管中的一種由血管內(nèi)皮細(xì)胞功能失調(diào)而引起的疾病。血管內(nèi)皮細(xì)胞在體內(nèi)所處的微環(huán)境主要包括物理刺激和化學(xué)刺激兩方面，物理刺激主要是由血液流動(dòng)引起的流體剪切力和由心臟跳動(dòng)弓I起的周期性的拉伸；化學(xué)刺激主要是血液中的葡萄糖、膽固醇等以及各種細(xì)胞因子。這些因素共同作用導(dǎo)致血管內(nèi)皮細(xì)胞產(chǎn)生各種病理變化。因此要研究動(dòng)脈粥樣硬化這種由血管內(nèi)皮細(xì)胞功能失調(diào)引起的疾病、需要建立一個(gè)簡(jiǎn)單有效的能夠結(jié)合上述所有因素的模型?，F(xiàn)有的研究模型可以概括為三類，分別專注于拉伸、流體剪切力和化學(xué)刺激條件的控制。目前并沒有簡(jiǎn)單而有效地將三種條件結(jié)合于一體的研究模型。中國(guó)專利申請(qǐng)(申請(qǐng)?zhí)枮?01110404504.6和201110404620.8)涉及一種動(dòng)脈血管模擬微流控裝置及其應(yīng)用，主要是在微流控芯片上實(shí)現(xiàn)了對(duì)細(xì)胞的長(zhǎng)期力學(xué)刺激，但沒有涉及到將化學(xué)刺激引入芯片中，從而模擬例如動(dòng)脈粥樣硬化這種化學(xué)和力學(xué)刺激共同作用在血管內(nèi)皮細(xì)胞上從而引發(fā)的疾病。另外，在芯片的設(shè)計(jì)上，上述兩項(xiàng)申請(qǐng)中芯片中薄膜的拉伸表現(xiàn)為單方向的拉伸，在拉伸的同時(shí)垂直拉伸方向的薄膜仍會(huì)有3%的輕微形變。本發(fā)明除了在芯片中同時(shí)引入化學(xué)刺激和物理刺激以外，與上述現(xiàn)有技術(shù)相比有一下三個(gè)方面的明顯不同之處:1.負(fù)壓發(fā)生模塊凹槽F部分沒有形成聯(lián)通的回路，如此設(shè)計(jì)可以確保通道中接種的細(xì)胞所承受的拉伸為單軸拉伸；2.氣動(dòng)室在與兩條窄溝槽Fl平行的中軸線上，并通過兩條通道分別與兩條窄溝槽F2聯(lián)通，如此設(shè)計(jì)可以確保細(xì)胞受到的來自管道F2兩側(cè)的拉伸力相等；3，微流通道模塊的管道更窄，如此設(shè)計(jì)可以減少管道中細(xì)胞的數(shù)量，減少管道中間的細(xì)胞與管道兩側(cè)的距離，使每個(gè)細(xì)胞承受的拉伸力更均一。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于提出本發(fā)明目的在于構(gòu)建體外模擬動(dòng)脈粥樣硬化的微流控裝置，可以模擬血管中物理刺激和化學(xué)刺激對(duì)血管內(nèi)皮細(xì)胞的影響，從而對(duì)動(dòng)脈粥樣硬化發(fā)生發(fā)展進(jìn)行研究，并可進(jìn)一步進(jìn)行藥物篩選和探索治療方法。為達(dá)此目的，本發(fā)明采用以下技術(shù)方案:—種微流控芯 片,用于同時(shí)施加力學(xué)刺激和化學(xué)刺激,優(yōu)選用于體外模擬動(dòng)脈粥樣硬化，其特征在于:所述微流控芯片包括透明的微流通道模塊和與其相適配的透明的負(fù)壓產(chǎn)生模塊，所述微流通道模塊底部和負(fù)壓產(chǎn)生模塊頂部通過彈性膜相粘合，所述微流控芯片是所述微流通道模塊、所述彈性膜、所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊的整合體，所述微流通道模塊用于流體流動(dòng)，所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊用于產(chǎn)生使彈性膜發(fā)生形變的負(fù)壓。進(jìn)一步的，所述微流通道模塊頂部設(shè)有流體出口和流體入口以及貫通孔，所述流體出口和流體入口分別連接于所述微流通道，所述微流通道設(shè)于所述微流通道模塊底部。進(jìn)一步的，所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊頂部設(shè)有負(fù)壓凹槽和氣動(dòng)室，所述氣動(dòng)室和所述微流通道模塊上的所述貫通孔對(duì)準(zhǔn)，并且所述氣動(dòng)室與所述負(fù)壓凹槽相連。進(jìn)一步的，所述微流通道模塊、負(fù)壓產(chǎn)生模塊和彈性膜均由聚二甲基硅氧烷(PDMS)材料制成。進(jìn)一步的，所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊和所述彈性膜之間填充有液體潤(rùn)滑劑。進(jìn)一步的，所述流體出口和流體入口以及貫通孔均為圓形孔。進(jìn)一步的，所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊的氣動(dòng)室呈圓柱形空腔狀。進(jìn)一步的，所述彈性膜在與所述微流通道模塊的所述貫通孔和所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊的所述氣動(dòng)室相對(duì)的對(duì)應(yīng)位置打孔，以使所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊的所述負(fù)壓凹槽和所述氣動(dòng)室通過所 述貫通孔與外界相通。進(jìn)一步的，所述負(fù)壓凹槽包括對(duì)稱設(shè)置的兩個(gè)彎折形狀的管道和兩條平行的窄溝槽，氣動(dòng)室E在與兩條窄溝槽平行的中軸線上，其中每條所述管道一端連接所述氣動(dòng)室，另一端連接一條所述窄溝槽的中部。一種能同時(shí)施加力學(xué)刺激和化學(xué)刺激的微流控裝置，優(yōu)選用于構(gòu)建體外模擬動(dòng)脈粥樣硬化模型，具有上述微流控芯片，還包括細(xì)胞培養(yǎng)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)和負(fù)壓產(chǎn)生器，所述細(xì)胞培養(yǎng)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)包括儲(chǔ)液瓶和與其連接的蠕動(dòng)泵，所述微流控芯片、所述儲(chǔ)液瓶、所述蠕動(dòng)泵通過PE管串聯(lián)形成循環(huán)流體通路；所述儲(chǔ)液瓶與和所述微流控芯片的所述微流通道模塊的所述流體出口相連通，所述蠕動(dòng)泵進(jìn)液口與所述儲(chǔ)液瓶相連，所述蠕動(dòng)泵出液口與所述微流控芯片的所述微流通道模塊的所述流體入口相連以驅(qū)動(dòng)所述微流控芯片的所述微流通道模塊的所述微流通道內(nèi)的流體流動(dòng)；所述負(fù)壓產(chǎn)生器包括氣流分配器、氣流控制器和真空泵，所述氣流分配器出氣口通過PE管連接至所述微流控芯片的所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊的所述氣動(dòng)室以使負(fù)壓產(chǎn)生模塊產(chǎn)生負(fù)壓；所述氣流控制器包括控制單元和氣流開關(guān)，氣流分配器具有三個(gè)氣流進(jìn)出口，氣流分配器第一氣流進(jìn)出口通過管連接至氣動(dòng)室，第二氣流進(jìn)出口經(jīng)氣流開關(guān)與大氣相通，第三氣流進(jìn)出口與真空泵相連，氣流開關(guān)用于控制第二、第三氣流進(jìn)出口交替打開或關(guān)閉，氣流開關(guān)的控制端與控制單元相連接。具體操作時(shí)，由電動(dòng)氣流開關(guān)控制第二氣流進(jìn)出口閉合以及使第三氣流進(jìn)出口打開，以使第一氣流進(jìn)出口和第三氣流進(jìn)出口形成通路，使得氣動(dòng)室與真空泵連通；或使得第二氣流進(jìn)出口打開以及使第三氣流進(jìn)出口閉合，以使第一氣流進(jìn)出口和第二氣流進(jìn)出口形成通路，使得氣動(dòng)室與大氣連通。所述氣流開關(guān)通過控制單元的設(shè)定周期性地通過電動(dòng)氣流開關(guān)改變氣流分配器中的氣流通路。上述任一種微流控芯片或上述微流控裝置的用途，其中，所述微流控芯片或所述微流控裝置應(yīng)用于體外模擬動(dòng)脈粥樣硬化。


圖1是微流控芯片的微流通道模塊；圖2是述微流控芯片的負(fù)壓產(chǎn)生模塊；圖3是微流控芯片的負(fù)壓產(chǎn)生模塊尺寸圖；圖4是述微流控芯片的微流通道模塊、負(fù)壓產(chǎn)生模塊、彈性膜的組合結(jié)構(gòu)；圖5是圖4的截面圖；圖6是微流控裝置整體示意圖。
具體實(shí)施例方式下面結(jié)合附圖并通過具體實(shí)施方式
來進(jìn)一步說明本發(fā)明的技術(shù)方案。本發(fā)明具體提供的一種可以同時(shí)施加力學(xué)刺激和化學(xué)刺激的微流控裝置，包括一個(gè)生物力學(xué)刺激和化學(xué)刺激的微流控芯片、細(xì)胞培養(yǎng)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)和負(fù)壓發(fā)生器，所述細(xì)胞培養(yǎng)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)與微流控芯片連接以驅(qū)動(dòng)微流控芯片的微流通道內(nèi)的液體流動(dòng)；所述負(fù)壓發(fā)生器與微流控芯片相連以使其產(chǎn)生負(fù)壓。所述微流控芯片1，包括透明的微流通道模塊1.1和與其相適配的透明的負(fù)壓產(chǎn)生模塊1.2，所述微流通道模塊底部和負(fù)壓產(chǎn)生模塊頂部通過彈性膜1.3相粘合，所述微流控芯片I是所述微流通道模塊1.1、所述彈性膜1.3、所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊1.2的整合體，所述微流通道模塊1.1用于流體流動(dòng)，所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊1.2用于產(chǎn)生使彈性膜1.3發(fā)生形變的負(fù)壓。

如圖1所示，所述微流通道模塊1.1頂部設(shè)有流體出口 B和流體入口 C以及貫通孔A，所述流體出口 B和流體入口 C分別通過與流體入口 C和流體出口 B相適配的PE管貫通連接于微流通道D，所述微流通道D設(shè)于所述微流通道模塊1.1底部。如圖2所示，所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊1.2頂部設(shè)有負(fù)壓凹槽F和氣動(dòng)室E，所述氣動(dòng)室E和微流通道模塊上的貫通孔A對(duì)準(zhǔn)，并通過與其相適配的PE管與負(fù)壓凹槽F相連。圖3是負(fù)壓產(chǎn)生模塊的具體尺寸圖。如圖4所示，彈性膜1.3位于所述微流通道模塊1.1、負(fù)壓發(fā)生模塊1.2之間，經(jīng)粘合后組合成一個(gè)整體，并將彈性膜1.3的與所述微流通道模塊的所述貫通孔A和所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊的所述氣動(dòng)室E相對(duì)的對(duì)應(yīng)的位置打孔以使負(fù)壓發(fā)生模塊的負(fù)壓凹槽F和氣動(dòng)室E通過貫通孔與外界相通，所述負(fù)壓發(fā)生模塊1.2和彈性膜1.3間填充有液體潤(rùn)滑劑。如圖5所示，微流控裝置包括一個(gè)生物力學(xué)刺激和化學(xué)刺激的微流控芯片、細(xì)胞培養(yǎng)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)和負(fù)壓發(fā)生器。所述細(xì)胞培養(yǎng)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)包括儲(chǔ)液瓶3和與其連接的蠕動(dòng)泵2，所述微流控芯片1、所述儲(chǔ)液瓶3、所述蠕動(dòng)泵2通過PE管串聯(lián)形成循環(huán)流體通路；所述儲(chǔ)液瓶3 —端與所述流體出口 B與所述微流通道D相連，所述蠕動(dòng)泵2通過PE管與所述儲(chǔ)液瓶3的另一端相連，所述蠕動(dòng)泵2通過PE管和所述流體入口 C與所述微流通道D相連，以驅(qū)動(dòng)微流通道D內(nèi)的流體流動(dòng)。所述負(fù)壓發(fā)生器包括氣流分配器4、氣流控制器和真空泵5，所述氣流分配器底部通過PE管連接至氣動(dòng)室與負(fù)壓發(fā)生模塊連接，以使負(fù)壓發(fā)生模塊產(chǎn)生負(fù)壓；所述氣流控制器包括控制單元和氣流開關(guān)，氣流分配器4具有三個(gè)氣流進(jìn)出口，氣流分配器第一氣流進(jìn)出口通過管連接至氣動(dòng)室E，第二氣流進(jìn)出口經(jīng)氣流開關(guān)與大氣相通，第三氣流進(jìn)出口與真空泵相連，氣流開關(guān)用于控制第二、第三氣流進(jìn)出口交替打開或關(guān)閉，氣流開關(guān)的控制端與控制單元6相連接。具體操作時(shí)，由電動(dòng)氣流開關(guān)控制第二氣流進(jìn)出口閉合以及使第三氣流進(jìn)出口打開，以使第一氣流進(jìn)出口和第三氣流進(jìn)出口形成通路，使得氣動(dòng)室與真空泵連通；或使得第二氣流進(jìn)出口打開以及使第三氣流進(jìn)出口閉合，以使第一氣流進(jìn)出口和第二氣流進(jìn)出口形成通路，使得氣動(dòng)室與大氣連通。所述氣流開關(guān)通過控制單元的設(shè)定周期性地通過電動(dòng)氣流開關(guān)改變氣流分配器中的氣流通路。優(yōu)選地，所述微流通道模塊、負(fù)壓產(chǎn)生模塊和彈性膜均由聚二甲基硅氧烷(PDMS)材料制成。優(yōu)選地，所述流體出口和流體入口以及貫穿孔均為圓形孔，PE管垂直連接于所述微流通道模塊底部。優(yōu)選地，所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊的氣動(dòng)室呈圓柱形空腔狀。另一方面，本發(fā)明提供一種利用可以同時(shí)施加力學(xué)刺激和化學(xué)刺激的微流控裝置在體外模擬血管內(nèi)皮細(xì)胞在體內(nèi)的微環(huán)境，以研究動(dòng)脈粥樣硬化發(fā)生和發(fā)展的各種影響因素。優(yōu)選的，通過在微流通道模塊中通入含有致病因子的培養(yǎng)基引入對(duì)微流通道內(nèi)細(xì)胞的化學(xué)刺激；優(yōu)選的，通過改變真空泵抽氣的頻率可以控制彈性膜的拉伸頻率從而對(duì)微流通道內(nèi)生長(zhǎng)在彈性膜上的細(xì)胞施加力學(xué)刺激；優(yōu)選的，通過蠕動(dòng) 泵控制其循環(huán)液流的流速，可以控制對(duì)微流通道內(nèi)細(xì)胞的流體剪切力刺激。具體實(shí)施例如下:實(shí)施例1微流控芯片的制備通過機(jī)械加工制備聚甲基丙烯酸甲酯模板，表面經(jīng)過全氟硅烷處理后，利用軟刻蝕技術(shù)制備聚二甲基硅氧烷模板以及二次翻模制備聚二甲基硅氧烷模塊，包括微流通道模塊(圖1)和負(fù)壓發(fā)生模塊(圖2)。其中，微流通道模塊的管道D長(zhǎng)20mm，寬1mm，高0.4mm;三個(gè)圓柱形孔A、B、C貫通整個(gè)模塊，高約2mm，直徑0.8mm。微流通道模塊總長(zhǎng)約30mm，寬約15mm。負(fù)壓發(fā)生模塊總長(zhǎng)約30mm,寬約15mm,厚約2mm。負(fù)壓發(fā)生模塊上的凹槽深1mm。其他具體數(shù)據(jù)如圖3所示。兩條平行窄溝槽F2間距0.5mm ;窄溝槽F2寬0.25mm,長(zhǎng)15mm。管道Fl寬0.5mm，與窄溝槽F2聯(lián)通處位于窄溝槽F2中點(diǎn)，管道Fl與窄溝槽F2垂直段長(zhǎng)3mm,與窄溝槽F2平行段長(zhǎng)15mm ;氣動(dòng)室E與管道Fl及窄溝槽相聯(lián)通，為圓柱形，直徑3mm。通過勻膠機(jī)將液態(tài)PDMS旋涂在潔凈的硅片上，固化后獲得PDMS薄膜。PDMS膜厚40nm,長(zhǎng)30mm,寬15mm,具有彈性。按照?qǐng)D4的方式將微流通道模塊、負(fù)壓發(fā)生模塊以及PDMS薄膜組合形成微流控芯片。微流通道模塊與負(fù)壓發(fā)生模塊的通道對(duì)齊，與中間夾一層PDMS彈性膜，微流通道模塊的貫通孔A和負(fù)壓發(fā)生模塊的氣動(dòng)室E相對(duì)，并將薄膜打穿以使負(fù)壓發(fā)生模塊的管道和氣動(dòng)室通過貫通孔A與外界相通。實(shí)施例2利用本發(fā)明的模型重現(xiàn)血管內(nèi)皮細(xì)胞在體內(nèi)所處的正常微環(huán)境的實(shí)施方案如下:1.按照實(shí)施例1中的方法制作微流控芯片。2.通過微流通道模塊上的流體出口 B和入口 C向微流通道中接種血管內(nèi)皮細(xì)胞，在其貼壁后培養(yǎng)12小時(shí)。3.用外徑為0.8mm的PE軟管將流體出入口 B和C連接成回路，回路中注滿培養(yǎng)基，并將回路與蠕動(dòng)泵連接，通過蠕動(dòng)泵控制其循環(huán)液流的流速，將其中細(xì)胞所承受的流體剪切力控制在1.16Pa至5.07Pa之間(體內(nèi)細(xì)胞所受的正常流體剪切力范圍)。4.用外徑為0.8mm的PE軟管將貫通孔A與真空泵及其控制系統(tǒng)相連，真空泵可將負(fù)壓發(fā)生模塊中的氣體抽出，使PDMS彈性膜拉伸，從而對(duì)膜上的血管內(nèi)皮細(xì)胞施加拉伸力。通過控制系統(tǒng)將真空泵抽氣的頻率設(shè)定為70次/分鐘(正常心跳的頻率)。5.將芯片置于37°C，5%C02的培養(yǎng)箱中。通過以上5步，即可為接種在芯片內(nèi)的細(xì)胞提供一個(gè)十分接近體內(nèi)正常微環(huán)境的培養(yǎng)條件。培養(yǎng)一段時(shí)間后對(duì)細(xì)胞進(jìn)行免疫熒光檢測(cè)，即可分析細(xì)胞狀態(tài)。實(shí)施例3利用本發(fā)明的模型重現(xiàn)血管內(nèi)皮細(xì)胞在體內(nèi)所處的微環(huán)境，單獨(dú)改變培養(yǎng)基中化學(xué)刺激條件，為血管內(nèi)皮細(xì)胞提供一種高血糖環(huán)境的實(shí)施方案其中之一如下:1.按照實(shí)施例1中的方法制作微流控芯片。2.通過微流通道模塊上的流體出B和入口 C向微流通道中接種血管內(nèi)皮細(xì)胞，在其貼壁后培養(yǎng)12小時(shí)。3.用外徑為0.8mm的PE軟管將流體出入口 B和C連接成回路，在培養(yǎng)基中加入20mmol/L的葡萄糖后注滿回路中，并將回路與蠕動(dòng)泵連接，通過蠕動(dòng)泵控制其循環(huán)液流的流速，將其中細(xì)胞所承受的流體剪切力控制在1.16Pa至5.07Pa之間(體內(nèi)細(xì)胞所受的正常流體剪切力范圍)。4.用外徑為0.8mm的PE軟管將貫通孔A與真空泵及其控制系統(tǒng)相連，真空泵可將負(fù)壓發(fā)生模塊中的氣體抽出，使PDMS彈性膜拉伸，從而對(duì)膜上的血管內(nèi)皮細(xì)胞施加拉伸力。通過控制系統(tǒng)將真空泵抽氣的頻率設(shè)定為70次/分鐘(正常心跳的頻率)。5.將芯片置于37°C，5%C02的培養(yǎng)箱中。通過以上5步，即可為接種在芯片內(nèi)的細(xì)胞提供一個(gè)十分接近體內(nèi)高血糖微環(huán)境的培養(yǎng)條件。高血糖被認(rèn)為可能是引起血管內(nèi)皮細(xì)胞功能失調(diào)，并進(jìn)而導(dǎo)致動(dòng)脈粥樣硬化的重要原因之一，通過本實(shí)施例，即可單獨(dú)研究血糖濃度對(duì)血管內(nèi)皮細(xì)胞狀態(tài)的影響。培養(yǎng)一段時(shí)間后對(duì)細(xì)胞進(jìn)行免疫熒光檢測(cè)，即可分析細(xì)胞狀態(tài)。實(shí)施例4利用本發(fā)明的模型重現(xiàn)血管內(nèi)皮細(xì)胞在體內(nèi)所處的微環(huán)境，單獨(dú)改變流體剪切力條件，為血管內(nèi)皮細(xì)胞提供一種低血液流速環(huán)境的實(shí)施方案其中之一如下:1.按照上述方法制作微流 控芯片2.通過微流通道模塊上的流體出口 B和入口 C向微流通道中接種血管內(nèi)皮細(xì)胞，在其貼壁后培養(yǎng)12小時(shí)。3.用外徑為0.8mm的PE軟管將流體出口 B和入口 C連接成回路，回路中注滿培養(yǎng)基，并將回路與蠕動(dòng)泵連接，通過蠕動(dòng)泵控制其循環(huán)液流的流速，將其中細(xì)胞所承受的流體剪切力控制在小于1.07Pa (顯著低流體剪切力的條件)。4.用外徑為0.8mm的PE軟管將貫通孔A與真空泵及其控制系統(tǒng)相連，真空泵可將負(fù)壓發(fā)生模塊中的氣體抽出，使PDMS彈性膜拉伸，從而對(duì)膜上的血管內(nèi)皮細(xì)胞施加拉伸力。通過控制系統(tǒng)將真空泵抽氣的頻率設(shè)定為70次/分鐘(正常心跳的頻率)。5.將芯片置于37°C，5%C02的培養(yǎng)箱中。通過以上5步，即可為接種在芯片內(nèi)的細(xì)胞提供一個(gè)十分接近體內(nèi)低流體剪切力微環(huán)境的培養(yǎng)條件。低流體剪切力環(huán)境出現(xiàn)于動(dòng)脈粥樣硬化形成后，血管內(nèi)徑變小，血液流速降低的情況下，被認(rèn)為可能促使動(dòng)脈粥樣硬化的進(jìn)一步發(fā)展。通過本實(shí)施例即可對(duì)低流體剪切力對(duì)血管內(nèi)皮細(xì)胞的影響進(jìn)行研究。培養(yǎng)一段時(shí)間后對(duì)細(xì)胞進(jìn)行免疫熒光檢測(cè)，即可分析細(xì)胞狀態(tài)。實(shí)施例5利用本發(fā)明的模型重現(xiàn)血管內(nèi)皮細(xì)胞在體內(nèi)所處的微環(huán)境，單獨(dú)改變拉伸頻率條件，為血管內(nèi)皮細(xì)胞提供一種心動(dòng)過速環(huán)境的實(shí)施方案其中之一如下:1.按照實(shí)施例1中的方法制作微流控芯片。2.通過微流通道模塊上的流體出入口 B和C向微流通道中接種血管內(nèi)皮細(xì)胞，在其貼壁后培養(yǎng)12小時(shí)。3.用外徑為0.8mm的PE軟管將流體出入口 B和C連接成回路，回路中注滿培養(yǎng)基，并將回路與蠕動(dòng)泵連接，通過蠕動(dòng)泵控制其循環(huán)液流的流速，將其中細(xì)胞所承受的流體剪切力控制在1.16Pa至5.07Pa之間(體內(nèi)細(xì)胞所受的正常流體剪切力范圍)。

4.用外徑為0.8mm的PE軟管將貫通孔A與真空泵及其控制系統(tǒng)相連，真空泵可將負(fù)壓發(fā)生模塊中的氣體抽出，使PDMS彈性膜拉伸，從而對(duì)膜上的血管內(nèi)皮細(xì)胞施加拉伸力。通過控制系統(tǒng)將真空泵抽氣的頻率設(shè)定為120次/分鐘(心動(dòng)過速)。5.將芯片置于37°C，5%C02的培養(yǎng)箱中。通過以上5步，即可為接種在芯片內(nèi)的細(xì)胞提供一個(gè)十分接近體內(nèi)心動(dòng)過速微環(huán)境的培養(yǎng)條件。一個(gè)心動(dòng)周期包括收縮期和舒張期，心動(dòng)過速會(huì)同時(shí)縮短收縮期和舒張期，但會(huì)增大收縮期與舒張期之比，收縮期與舒張期之比的增大被認(rèn)為可能會(huì)引起血管內(nèi)皮細(xì)胞功能失調(diào)，是動(dòng)脈粥樣硬化發(fā)生的誘因之一。通過本實(shí)施例即可對(duì)心動(dòng)過速對(duì)于血管內(nèi)皮細(xì)胞的影響進(jìn)行研究。培養(yǎng)一段時(shí)間后對(duì)細(xì)胞進(jìn)行免疫熒光檢測(cè)，即可分析細(xì)胞狀態(tài)。實(shí)施例6利用本發(fā)明的模型重現(xiàn)血管內(nèi)皮細(xì)胞在體內(nèi)所處的微環(huán)境，同時(shí)改變化學(xué)刺激條件和物理刺激條件，為血管內(nèi)皮細(xì)胞提供一種心動(dòng)過速且高糖低流速微環(huán)境的實(shí)施方案其中之一如下:1.按照實(shí)施例1中的方法制作微流控芯片。2.通過微流通道模塊上的流體出入口 B和C向管道中接種血管內(nèi)皮細(xì)胞，在其貼壁后培養(yǎng)12小時(shí)。3.用外徑為0.8mm的PE軟管將流體出入口 B和C連接成回路，在培養(yǎng)基中加入20mmol/L的葡萄糖后注滿回路中，并將回路與蠕動(dòng)泵連接，通過蠕動(dòng)泵控制其循環(huán)液流的流速，將其中細(xì)胞所承受的流體剪切力控制在小于1.07Pa (顯著低流體剪切力的條件)。4.用外徑為0.8mm的PE軟管將貫通孔A與真空泵及其控制系統(tǒng)相連，真空泵可將負(fù)壓發(fā)生模塊中的氣體抽出，使PDMS彈性膜拉伸，從而對(duì)膜上的血管內(nèi)皮細(xì)胞施加拉伸力。通過控制系統(tǒng)將真空泵抽氣的頻率設(shè)定為120次/分鐘(心動(dòng)過速)。5.將芯片置于37°C，5%C02的培養(yǎng)箱中。通過以上5步，即可為接種在芯片內(nèi)的細(xì)胞提供一個(gè)十分接近體內(nèi)心動(dòng)過速且高糖低流速微環(huán)境的培養(yǎng)條件。本實(shí)施例為血管內(nèi)皮細(xì)胞提供的環(huán)境條件綜合了上述實(shí)施例3，實(shí)施例4及實(shí)施例5所分別提供的異常條件，包含了可能引起血管內(nèi)皮細(xì)胞功能失調(diào)進(jìn)而導(dǎo)致動(dòng)脈粥樣硬化的三類主要 影響因素，可對(duì)這些異常條件對(duì)血管內(nèi)皮細(xì)胞狀態(tài)的共同作用效果進(jìn)行研究。培養(yǎng)一段時(shí)間后對(duì)細(xì)胞進(jìn)行免疫熒光檢測(cè)，即可分析細(xì)胞狀態(tài)。通過以上設(shè)計(jì)，該模型能有效地將對(duì)血管內(nèi)皮細(xì)胞的物理刺激和化學(xué)刺激條件相結(jié)合，采用光學(xué)透明材料制備，易于肉眼或光學(xué)顯微鏡下實(shí)時(shí)觀察細(xì)胞的狀態(tài)，條件控制簡(jiǎn)單。在芯片的設(shè)計(jì)上，與現(xiàn)有技術(shù)相比，可以實(shí)現(xiàn)芯片中薄膜的雙向?qū)ΨQ拉伸，減少其余方向不必要的形變。
權(quán)利要求
1.一種微流控芯片，其特征在于:所述微流控芯片(I)包括透明的微流通道模塊(1.1)和與其相適配的透明的負(fù)壓產(chǎn)生模塊(1.2)，所述微流通道模塊底部和負(fù)壓產(chǎn)生模塊頂部通過彈性膜(1.3)相粘合，所述微流控芯片(I)是所述微流通道模塊(1.1)、所述彈性膜(1.3)、所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊(1.2)的整合體，所述微流通道模塊(1.1)用于流體流動(dòng)，所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊(1.2)用于產(chǎn)生使彈性膜(1.3)發(fā)生形變的負(fù)壓。
2.如權(quán)利要求1所述的微流控芯片，其特征在于:所述微流通道模塊(1.1)頂部設(shè)有流體出口(B)和流體入口(C)以及貫通孔(A)，所述流體出口(B)和流體入口(C)分別貫通連接于所述微流通道(D)，所述微流通道(D)設(shè)于所述微流通道模塊(1.1)底部。
3.如權(quán)利要求2所述的微流控芯片，其特征在于:所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊(1.2)頂部設(shè)有負(fù)壓凹槽(F)和氣動(dòng)室(E)，所述氣動(dòng)室(E)和所述微流通道模塊(1.1)上的所述貫通孔(A)對(duì)準(zhǔn)，并且所述氣動(dòng)室(E)與所述負(fù)壓凹槽(F)相連。
4.如權(quán)利要求1-3中任一項(xiàng)所述的微流控芯片，其特征在于:所述微流通道模塊(1.1)、負(fù)壓產(chǎn)生模 塊(1.2 )和彈性膜(1.3 )均由聚二甲基硅氧烷(PDMS )材料制成。
5.如權(quán)利要求1-3中任一項(xiàng)所述的微流控芯片，其特征在于:所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊(1.2)和所述彈性膜(1.3)之間填充有液體潤(rùn)滑劑。
6.如權(quán)利要求3所述的微流控芯片，其特征在于:所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊的氣動(dòng)室(E)呈圓柱形空腔狀。
7.如權(quán)利要求3所述的微流控芯片，其特征在于:所述彈性膜(1.3)在與所述微流通道模塊(1.0的所述貫通孔(A)和所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊(1.2)的所述氣動(dòng)室(E)相對(duì)的對(duì)應(yīng)位置打孔，以使所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊(1.2)的所述負(fù)壓凹槽(F)和所述氣動(dòng)室(E)通過所述貫通孔(A)與外界相通。
8.如權(quán)利要求3所述的微流控芯片，其特征在于:所述負(fù)壓凹槽(F)包括對(duì)稱設(shè)置的兩個(gè)彎折形狀的管道(F2)和兩條平行的窄溝槽(F1)，氣動(dòng)室E位于與兩條窄溝槽(Fl)平行的中軸線上，其中每條所述管道(F2)—端連接所述氣動(dòng)室(E)，另一端連接一條所述窄溝槽(Fl)的中部。
9.一種能同時(shí)施加力學(xué)刺激和化學(xué)刺激的微流控裝置，具有如權(quán)利要求1-9中任一項(xiàng)所述的微流控芯片，還包括細(xì)胞培養(yǎng)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)和負(fù)壓產(chǎn)生器，其特征在于: 所述細(xì)胞培養(yǎng)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)包括儲(chǔ)液瓶(3)和與其連接的蠕動(dòng)泵(2)，所述微流控芯片(I)、所述儲(chǔ)液瓶(3 )、所述蠕動(dòng)泵(2 )通過PE管串聯(lián)形成循環(huán)流體通路；所述儲(chǔ)液瓶(3 )與和所述微流控芯片(I)的所述微流通道模塊(1.1)的所述流體出口(B)相連通，所述蠕動(dòng)泵(2 )進(jìn)液口與所述儲(chǔ)液瓶(3 )相連，所述蠕動(dòng)泵(2 )出液口與所述微流控芯片(I)的所述微流通道模塊(1.0的所述流體入口(C)相連以驅(qū)動(dòng)所述微流控芯片(I)的所述微流通道模塊(1.1)的所述微流通道(D)內(nèi)的流體流動(dòng)； 所述負(fù)壓產(chǎn)生器包括氣流分配器(4)、氣流控制器和真空泵(5)，所述氣流分配器出氣口通過PE管連接至所述微流控芯片(I)的所述負(fù)壓產(chǎn)生模塊(1.2)的所述氣動(dòng)室(E)，以使負(fù)壓產(chǎn)生模塊(1.2)產(chǎn)生負(fù)壓；所述氣流控制器包括控制單元(6)和氣流開關(guān)，氣流分配器具有三個(gè)氣流進(jìn)出口，第一氣流進(jìn)出口通過管連接至氣動(dòng)室(E)，第二氣流進(jìn)出口與大氣相通，第三氣流進(jìn)出口與真空泵相連，氣流開關(guān)用于控制第二、第三氣流進(jìn)出口交替打開或關(guān)閉，氣流開關(guān)的控制端與控制單元(6 )相連接。
10.如權(quán)利要求1-8中任一項(xiàng)所述的微流控芯片或權(quán)利要求9所述的微流控裝置的用途，其特征在于:所述微流控芯片或所述微流控裝置應(yīng)用于體外模擬動(dòng)脈粥樣硬化。
全文摘要
一種能同時(shí)施加力學(xué)刺激和化學(xué)刺激的微流控裝置，用于體外模擬動(dòng)脈粥樣硬化，其包括一個(gè)微流控芯片、細(xì)胞培養(yǎng)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)和負(fù)壓產(chǎn)生器，所述細(xì)胞培養(yǎng)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)與微流控芯片連接以驅(qū)動(dòng)微流控芯片的微流通道內(nèi)的液體流動(dòng)；所述負(fù)壓產(chǎn)生器與微流控芯片相連以產(chǎn)生負(fù)壓，該裝置可以模擬血管中物理刺激和化學(xué)刺激對(duì)血管內(nèi)皮細(xì)胞的影響，從而對(duì)動(dòng)脈粥樣硬化發(fā)生發(fā)展進(jìn)行研究，并可進(jìn)一步進(jìn)行藥物篩選和探索治療方法。
文檔編號(hào)C12M3/00GK103215185SQ20131010962
公開日2013年7月24日 申請(qǐng)日期2013年3月29日 優(yōu)先權(quán)日2013年3月29日
發(fā)明者蔣興宇, 姜博, 鄭文富, 張偉 申請(qǐng)人:國(guó)家納米科學(xué)中心