集成毛细管辅助压力传感器的微流体循环系统

人类循环系统包括一个复杂的血管网络，它将生物相关器官和心脏连接起来，并驱动血液在整个系统中循环。在体外重建这个系统将成为器官芯片和“芯片上的身体”之间的桥梁，并促进体外模型的发展。本文提出了一种集成了芯片上压力传感器的微流体循环系统，以在体外紧密模拟人体系统循环。该设备中集成了一个类似心脏的芯片上泵浦系统。它由四个泵浦单元和被动止回阀组成，分别模拟四个心室和心脏瓣膜。每个泵浦单元都具有可调的压力和泵速，可独立控制，使用户能够控制设备内的模拟血压和心跳率。每个泵浦单元的下游都有一个止回阀，以防止向后泄漏。通过对四个泵浦单元进行编程，可以产生脉动和单向流，在设备内再循环。我们还报告了一种芯片上毛细管辅助压力传感器，以监测设备内的压力。将毛细管的一端置于测量区域，而另一端则被密封。通过记录毛细管中液气界面的运动并使用理想气体定律计算压力，测量了压力随时间的变化。传感器覆盖了人类生理相关的血压范围(0-142.5 mmHg)，并能够对0.2 s的驱动时间做出响应。在传感器的帮助下，设备内部的压力可以调整到所需的范围。作为概念验证，该设备内部模拟了人类正常左心室和动脉压力分布。在芯片上培养人脐静脉内皮细胞(HUVECs)，细胞能够对动脉样流动模式产生的机械力做出响应。

器官芯片技术是一种旨在构建体外生理微系统的技术。它已经显示出在生物研究中补充动物模型的巨大潜力，并极大地造福于制药行业。研究人员利用这项技术开发了模拟各种器官功能单元的体外模型，并提供了通过传统的2D或3D细胞培养无法获得的有意义的见解。器官芯片的一个主要优势是它能够产生所需的流动模式，这紧密地模拟了不同细胞类型对应的体内局部微环境。为了进一步推进体外模型，通过将不同的器官和组织纳入单个芯片中，重建了一个被称为“芯片上的身体”的微型生物系统。以仿生方式复制不同器官之间串扰的能力使模型能够更好地再现体内生理学，并具有更高的预测能力。对于“芯片上的身体”，在设计这种微系统时需要以下功能：(i)生成类似体内的流动模式；(ii)具有流体循环方案，以生理相关顺序互连多个生物功能模块；(iii)具有可调参数的片上泵浦系统；(iv)提供监测流体条件(例如压力)的通道，以协助重现生理环境。已有几种微流体循环设备被报道用于解决这些需求。然而，它们仍然不能准确地模拟以下方面的体内系统循环：(i)与能够紧密模拟人类心脏的片上泵浦系统一起建模血管网络；(ii)将正常关闭的止回阀纳入循环中，以防止逆流；(iii)在设备中模拟人体生理血压和心率。因此，有必要设计一种包括所有上述功能的微流体设备，以准确地模拟芯片上的体外循环系统，以实现“芯片上的身体”应用。

血压是人体血液循环的重要方面，由多种控制机制调节，如释放激素控制血管的扩张和收缩，以及与肾脏合作进行血液过滤。因此，在微流体循环系统内部集成压力传感器至关重要，以便用户能够监测压力动态并调整压力以模拟生理血压曲线。虽然芯片外压力传感器可以应用于芯片上，但它们难以测量局部压力，受限于微系统的小采样面积，使用它们可能会干扰流型。因此，片上压力传感器更适合微系统。在广泛使用的聚二甲基硅氧烷(PDMS)微系统现有的片上压力传感策略中，通常使用柔性膜通过测量膜的偏转来观察压力变化。然而，PDMS膜传感通常涉及多层制造与对齐，必须包括额外的传感组件(如镀铬表面、荧光颗粒、微型银粉和离子液体)来检测膜的偏转，这使得制造和测量变得复杂。此外，由于机械偏转和弹性膜恢复的时间要求，它们没有表现出检测快速压力波动的能力，而这是监测压力动态所必需的。微流体压力计可以检测压力的快速变化；然而，它需要连续流动的参考流体与样品流体接触，限制了其在现有微系统的集成。因此，一种易于制造、集成和操作的片上压力传感器将改善微流体循环系统的功能，并促进在体内环境的模拟。

本研究设计了一种集成毛细管辅助压力传感器的微流体循环系统，以在体外模拟人体全身循环。我们在设备中集成了仿生芯片泵浦系统。它由四个独立控制的泵浦单元和被动止回阀组成，分别模拟四个心室和心脏瓣膜。通过编程控制四个泵浦单元的压力，我们产生了脉动和单向流动，在设备中循环。为了监测压力动态，我们开发了一种毛细管辅助压力传感器，可以轻松集成到设备中。这种易于制造的传感器占地面积小，测量前无需建立校准曲线即可直接检测局部压力。在这种压力传感器的帮助下，我们通过调整四个泵浦单元的应用压力水平和泵速，在设备中模拟了正常的人左心室和动脉压力分布。最后，我们用循环的细胞培养基在芯片上培养HUVECs，并研究了在仿生循环条件下对机械力的响应。

每个控制室预先填充DI水，并连接到电磁阀(图1b)。电磁阀使用定制的LabVIEW程序操作，并连接到气动压力控制器(OB1,Eveflow)，分辨率为1 Pa，这允许精确控制控制室施加的压力。泵送室内的压力由施加的压力调节，而泵速由电磁阀的开启频率控制。接下来，加载表面粘附促进剂，然后是细胞悬液，通过入口1和出口8进入细胞培养区。细胞培养基通过入口4和出口5注入设备，而入口1和出口8被密封油管封闭。流体层充满细胞培养基后，所有端口(1,4,5和8)都被封闭，形成闭环。介质更换是通过使用软件界面依次驱动抽水单元进行的。新鲜介质通过入口4从外部储存器中提取，并通过出口5将其冲洗掉，以更换设备内部的介质。

图1：(a)显示微流体循环系统概念的示意图。(b)填充两种染料的装置照片：流体层(红色)和控制室(深蓝色)。A-D分别代表四个泵浦单元。数字1-8代表进口和出口。黑色方块表示止回阀。比例尺：1 cm。插图显示止回阀的特写(比例尺：500 μm)(c)显示带下游止回阀的泵浦单元(黑色方块)和片上泵的工作原理((b)中白色虚线的横截面图)的示意图。(a)、(b)和(c)中的白色箭头表示单向回路的流向。(d)粘接顺序示意图。

图3：(a)时域响应的逐步函数与7.5毫米汞柱的步高输入(图表区域的数字代表施加的压力(毫米汞柱))。插图显示了施加压力轮廓中的一步。(b)准确性测试(虚线代表施加和测量压力之间的平衡，n=5)(c)响应测试(蓝色虚线代表施加的压力：135毫米汞柱)(d)重复检测(红色虚线代表施加的压力：120毫米汞柱；n=3)。在(c)和(d)中，“on”意味着电磁阀打开和“off”意味着阀关闭。(e)细胞培养应用的超过7天的长期性能测试(虚线代表施加和测量压力之间的平衡)。

图4：(a)模拟人类心脏循环的四个泵浦单元的连续驱动模式。泵浦单元A和C代表心室，而泵浦单元B和D代表心房。收缩期和舒张期分别意味着对泵浦腔加压和减压。(b)模拟压力分布：每分钟75次时，人类正常左心室压力(蓝色)和动脉压力(红色)。

图5：(a)显微图显示HUVECs在组织烧瓶上作为对照实验和在芯片上以细胞培养基循环培养。箭头表示流动方向。比例尺：100 μm。(b)直方图显示形状指数的分布。(c)直方图显示芯片上培养0 h和8 h之间形状指数的变化。(d)显微图显示芯片上和静态培养的免疫荧光染色(绿色：ZO-1；红色：F-actin；蓝色：细胞核)。


参考文献：
Chen Y, Chan HN, Michael SA, Shen Y, Chen Y, Tian Q, Huang L, Wu H. A microfluidic circulatory system integrated with capillary-assisted pressure sensors. Lab Chip. 2017 Feb 14;17(4):653-662. doi: 10.1039/c6lc01427e.