CN104685048A - 具有改进的使用寿命和体内平衡的多器官芯片 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种多器官芯片装置，该装置包括一个基底层；安排在该基底层上的一个器官层；安排在该器官层上的一个窦层；以及一个致动器层；其中该基底层被配置用于为其他层提供一个固体支撑；该器官层被配置成包括许多单独的器官等效物，每个器官等效物包括一个或多个器官生长区段，这些器官生长区段中的每一个被配置成包括用于容纳一个器官的至少一个类器官的一个类器官空腔并且包括用于该器官生长区段的该类器官空腔与一个独立循环系统之间的流体连通的一个微型入口和一个微型出口，其中该器官层包括被配置用于分别代表器官肺、小肠、脾、胰腺、肝、肾以及骨髓的至少一个器官等效物，并且一种独立循环系统被配置为通过这些器官生长区段的这些微型入口和微型出口与该器官层的这些器官生长区段处于直接流体连通；该窦层被配置成包括许多空腔和管，这些空腔和管被安排成与选择的器官等效物或器官生长区段处于流体连通以便允许空腔与器官生长区段之间的流体交换；并且该致动器层被配置成包括许多致动器，这些致动器被安排并配置用于调节施加于一个选择的器官等效物、该独立循环系统和/或其部分的一个压力。

Description

具有改进的使用寿命和体内平衡的多器官芯片

背景技术

小型三维(3D)器官或类器官培养系统具有逐渐增加的学术利益和经济利益。这些3D培养系统的目标在于允许研究器官在某些刺激下如何工作并作用，并且测试化学化合物或组合物对于特定器官或其群组的作用并且研究此类化合物或组合物的药代动力学行为。具体地说，关于化学化合物的安全性测试，需要替代物来替换动物实验并且产生更容易用于有效且可靠地预测人的安全性的数据。这种体外3D培养系统的质量将取决于其尽可能接近地反映对应器官或类器官的生理功能和环境的能力。如果这些器官并不被视为是分开的独立对象，但是如果尽可能接近地模拟在一个有机体中不同器官之间相互作用的复杂性，则可以实现此目标。为了能够产生有意义的数据，需要培养系统长时间保持稳定。然而，目前已知的大部分已知3D培养系统仅反映一种细胞类型或仅模拟一种类型的器官或类器官。仅在最近描述了考虑到多器官并且允许动态培养这些多器官的3D培养系统。

在WO2009/146911 A2中，提供了一种器官芯片(organ-on-a-chip)装置。此器官芯片装置被设计为独立的且传感器控制的。该装置允许以小型芯片格式建立或维持器官或类器官以及干细胞生态位。该器官芯片装置可以包括许多器官生长区段，这些器官生长区段包括一个器官或类器官、一个培养基原料储罐以及一个培养基废物储罐，它们彼此功能性地连接以使得这些器官生长区段的器官或类器官可以用来自培养基原料储罐的培养基进料并且可以通过培养基废物储罐处置降解产物和废物。尽管此模型允许在一个芯片上同时培养多于一个器官，但是此装置不允许该芯片上的不同器官之间相互作用和串扰。此外，此装置并不反映在长时间段内实现培养系统的体内平衡所需要的全部功能。

在WO 2012/016711 Al中提出一种3D细胞培养模型，该模型包括一个或多个器官生长区段、配置用于用营养物供应器官生长区段中培养的器官或类器官的一个独立循环系统、以及收集来自器官生长区段的间质液和降解产物的一个毛细管外流体或废物收集器。此系统允许同时培养多于一个器官并且模拟供应并互连不同器官的一种血管系统。因此，此系统允许该系统的器官或类器官之间的相互作用和串扰。然而，此装置不能反映在长时间段内实现培养系统的体内平衡所需要的全部功能。

发明概述

本发明涉及一种模拟器官和/或有机体体内平衡所需要的有机体基本功能的多器官芯片装置。本发明的多器官装置被设计成反映模拟一种高等有机体的血液系统的一种独立循环系统，该系统供应许多不同器官等效物。器官等效物被选择并安排来使得食物供应、废物去除和氧气供应这些基本功能得以表现并完全起作用以便在长时间段内维持器官等效物的体内平衡。

提供一种多器官芯片装置，该装置包括：

-一个基底层；

-安排在该基底层上的一个器官层；

-安排在该器官层上的一个窦层(antra layer)；以及

-一个致动器层；

其中

-该基底层被配置用于为其他层提供一个固体支撑；

-该器官层被配置成包括：

许多单独的器官等效物，每个器官等效物包括一个或多个器官生长区段，每个器官生长区段被配置成包括用于容纳一个器官的至少一个类器官的一个类器官空腔并且包括用于该器官生长区段的该类器官空腔与一个独立循环系统之间的流体连通的一个微型入口和一个微型出口，其中该器官层包括被配置用于分别代表器官肺、小肠、脾、胰腺、肝、肾以及骨髓的至少一个器官等效物，以及

一个独立循环系统，该系统被配置成通过该器官生长区段的微型入口和微型出口与器官层的器官生长区段处于直接流体连通；

-该窦层被配置成包括许多空腔和管，这些空腔和管被安排成与选择的器官等效物或器官生长区段处于流体连通以便允许空腔与器官生长区段之间的流体交换；并且

-该致动器层被配置成包括许多致动器，这些致动器被安排并配置用于调节施加于一个选择的器官等效物、该独立循环系统和/或其部分的一个压力。

本发明的其他详情和优选实施例在以下说明书和权利要求书中定义。

发明详细说明

在下文中更详细地描述本发明。除非另有指定，否则在此使用的所有技术和科学术语具有与本技术领域技术人员通常所理解的相同的意义。如果一个第一层或物体指定位于一个第二层或物体之上，则该第一层或物体可以直接位于该第二层或物体之上或者在该第一层或物体与该第二层或物体之间可以存在另一个层或物体。

本发明的多器官芯片装置由具有不同功能的多个层组成。该多器官芯片包括一个基底层、一个器官层、任选一个器官固定器层、一个窦层以及一个致动器层。

该基底层被配置用于为其他层提供一个固体支撑，以使得该多器官芯片装置可以被容易地处理并操控。优选地，所述基底层是由一种透明材料制成。这具有以下优点：该器官层是从底侧光学可接近的，并且因此允许在培养过程中通过显微镜，例如通过2光子显微镜观察器官生长区段中的类器官。由于该基底层是由透明材料制成，所以该器官层是从底部可接近的并且允许用于局部间质pH测量的荧光比率成像、间隙pO₂的磷光淬灭显微镜检查以及检测生理应激的红外光谱法。

用于基底层的优选材料包括玻璃和光学透明合成聚合物，例如聚苯乙烯(PS)、聚碳酸酯(PC)、聚硅氧烷和/或聚二甲硅氧烷(PDMS)。

为了监控该装置的状态并且允许控制培养类器官，基底层可以包括一个或多个传感器，这一个或多个传感器被配置并安排用于测量从器官等效物、器官生长区段和/或独立循环系统中的一种或多种发射的信号和/或将信号传输至器官等效物、器官生长区段和/或独立循环系统中的一种或多种。使用表现出高灵敏度的传感器以便允许甚至在小样品体积上进行准确测量。优选地，该基底层包括用于人有机体体内平衡的主要参数的传感器，这些参数如类器官或细胞活力、温度、pH、体液平衡、压力、流量、氧压或氧消耗、营养消耗、流体吸附、肠液分泌、白蛋白、胆汁合成、尿素分泌、离子平衡、重量摩尔渗透压浓度以及电耦合。可以使用的传感器包括但不限于：pH传感器、pO₂传感器、分析物捕获传感器、电导率传感器、等离子体共振传感器、温度传感器、CO₂传感器、NO传感器、趋化性传感器、细胞因子传感器、离子传感器、压力传感器、电势传感器、电流传感器、流通式传感器、填充式传感器、阻抗传感器、电磁场传感器、表面声波传感器、以及代谢传感器。优选地，基底层包括至少以下一组传感器：

-配置并且定位用于测量器官层的独立循环系统的流体中的pO₂的2个pO₂传感器，优选地一个pO₂传感器位于小动脉运输通道下在小动脉运输通道的肺等效物源点附近并且一个pO₂传感器位于小静脉运输通道下在小静脉运输通道的肺等效物源点附近；

-鉴定独立循环系统中的泄漏的4个经上皮/经内皮电阻(TEER)传感器(如果两个TEER传感器之间的电阻是0，则可能有泄漏)，优选两个TEER传感器位于独立循环系统中，例如一个TEER传感器位于小动脉运输通道的肺等效物源点附近并且一个TEER传感器位于小动脉运输通道的最远离肺等效物源点的末端处，两个TEER传感器被配置并且定位于肝等效物，任选地可以存在两个另外的TEER传感器，它们被配置并且定位在皮肤或肠等效物中，所有这些传感器一起监控细胞屏障如器官与血流之间的上皮或内皮屏障的功能；

-与生物神经元神经节耦合的电传感器，这些传感器被配置并且定位成与器官等效物中的此类神经节接触。

本发明的多器官芯片装置包括位于基底层之上的一个器官层。该器官层被配置成包括许多单独的器官等效物，每个器官等效物包括一个或多个器官生长区段。器官层的每个器官生长区段被配置成包括用于容纳一种特定器官类型的一个类器官的一个类器官空腔。每个器官生长区段被配置成包括用于器官层的器官生长区段的类器官空腔与独立循环系统之间的流体连通的一个微型入口和一个微型出口。该器官层包括被配置用于分别代表以下器官的至少一种器官等效物：肺、小肠、脾、胰腺、肝、肾以及骨髓。该器官层可以包括另外的器官等效物，例如皮肤、睾丸、大脑和/或脂肪组织的器官等效物。此外，器官层包括被配置为通过器官等效物的器官生长区段的微型入口和微型出口与器官层的器官生长区段处于直接流体连通的一个独立循环系统。

如在此所用的，术语“器官等效物”是指包括类器官或一种特定器官类型的所有器官生长区段。一种有机体例如人有机体的所有器官和系统是通过多个相同的功能自主的结构单元(类器官单元)来构建的。这些类器官单元具有非常小的尺寸，从若干细胞层到几毫米不等。肝小叶、肾单位、皮肤真皮和表皮、肠粘膜、郎格罕氏胰岛、大脑皮层和小脑的灰质和白质以及成人促静默干细胞生态位是此类人类器官结构的实例的一个小选择，所有这些结构均具有一个功能突出且高度可变的密集体几何结构。由于在对应器官内此类微型类器官的显著的功能、高度自主性和多样性，它们与任何物质的反应模式似乎代表了整个器官。自然形成非常小但复杂的生物结构，以实现器官和系统的大部分突出功能。在一种给定器官内这些类器官结构的倍增是自然防止部分器官损害过程中总体功能损失的风险管理工具。在另一方面，此概念允许容易地调整器官大小和形状以满足一种给定物质的需要-例如在小鼠和人类中的肝-仍使用建立的总体计划构建单一功能类器官单元。用于预测人暴露的物质测试的一种独特且突出的机会在于建立体外人微型类器官的等效物。在本发明中，“类器官”意指人工的、从头合成产生的、不同类型的体外细胞的功能细胞聚集体，这些聚集体显示至少一种器官或组织功能，优选显示大部分或基本上所有的器官或组织功能。因此，在本发明的多器官芯片装置中，一个器官等效物通过一个或多个器官生长区段表示，每个器官生长区段包括用于容纳对应器官类型的一个类器官的一个类器官空腔。因此，一个器官等效物的大小可以容易通过选择适当数量的对应器官类型的器官生长区段或类器官来调整。

本领域技术人员很清楚一个给定器官的一种类器官的结果并且知道如何产生所述类器官。在下文中提供特定器官的类器官的一些实例：肺的肺泡形式类器官、胰腺的朗格罕氏岛形式类器官、脾的白髓和红髓形式类器官、小肠的绒毛形式类器官、肝的小叶形式类器官、肾的肾单位形式类器官、骨髓的骨髓、骨和软骨形式类器官的单元、皮肤的附属器形式单元、脂肪组织的簇形式类器官、睾丸的卵泡形式类器官以及大脑的小脑皮质形式类器官。

肝类器官可以是体积为1.2到2.2mm³的六角形肝小叶。

肺类器官可以是球形肺泡并且具有0.15到0.25mm²的表面。

胰腺类器官可以是由内分泌组织包围的朗格罕氏岛，所有这些都以球形组织并且体积是0.2到0.5mm³。

脾类器官可以是体积为0.3到0.6mm³的球形白髓和红髓组织。

小肠类器官可以是表面为0.2到0.4mm²的柱形绒毛。

肾类器官可以是具有一个球体被膜和一个圆柱形细管并且过滤面为6到7.5mm²的一个肾单位。

骨髓类器官可以是由骨髓、骨和软骨形成的体积为0.006到0.008mm³的大孔形状单元。

皮肤类器官可以是表面为1.2到2mm²的含附属器的六角形区段。

脂肪组织类器官可以是体积为0.0004到0.0006mm³的球形脂肪集群。

睾丸类器官可以是体积为0.006到0.008mm³的球形睾丸卵泡。大脑类器官可以是圆柱形的并且表面为0.02到0.03mm²的一个大脑皮层柱。

该器官层可以被设计为使得：

-肝等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳5个到15个肝类器官的类器官空腔，其中每个肝类器官是一个肝小叶，优选该类器官空腔被配置用于容纳10个肝类器官；

-肺等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳2000个到4000个肺类器官的类器官空腔，其中每个肺类器官是一个肺泡，优选该类器官空腔被配置用于容纳3000个肺类器官；

-胰腺等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳5个到15个胰腺类器官的类器官空腔，其中每个胰腺类器官是一个朗格罕氏岛，优选该类器官空腔被配置用于容纳10个胰腺类器官；

-脾等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳5个到15个脾类器官的类器官空腔，其中每个脾类器官是一个白髓和红髓，优选该类器官空腔被配置用于容纳10个脾类器官；

-小肠等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳40个到80个小肠类器官的类器官空腔，其中每个小肠类器官是一个绒毛，优选该类器官空腔被配置用于容纳60个小肠类器官；

-肾等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳10个到30个肾类器官的类器官空腔，其中每个肾类器官是一个肾单位，优选该类器官空腔被配置用于容纳20个肾类器官；并且

-骨髓等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳1000个到2000个骨髓类器官的类器官空腔，其中每个骨髓类器官是骨髓、骨和软骨形成的一个单元，优选该类器官空腔被配置用于容纳1400个骨髓类器官；

此外，该器官层可以被设计为使得：

-皮肤等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳10个到20个皮肤类器官的类器官空腔，其中每个皮肤类器官是一个皮肤附属器，优选该类器官空腔被配置用于容纳15个皮肤类器官；

-脂肪组织等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳200.000个到300.000个脂肪组织类器官的类器官空腔，其中每个脂肪组织类器官是一个脂肪簇，优选该类器官空腔被配置用于容纳240.000个脂肪组织类器官；

-睾丸等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳10个到20个睾丸类器官的类器官空腔，其中每个睾丸类器官是一个睾丸卵泡，优选该类器官空腔被配置用于容纳15个睾丸类器官；并且

-大脑等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳100个到300个大脑类器官的类器官空腔，其中每个大脑类器官是一个大脑皮层柱，优选该类器官空腔被配置用于容纳200个大脑类器官。

每个器官等效物可以被配置用于容纳多个类器官，这些类器官数目与存在于一种哺乳动物有机体、优选人的对应器官中的平均类器官数目成比例。为了表现一种有机体，有利地是选择本发明的多器官芯片装置的所有器官等效物的大小，以反映在有机体中在生理条件下器官大小的相对比例。优选地，多器官芯片装置的所有器官等效物的大小都以相同的预定比率系数减小。此比率系数可以根据多器官芯片装置的预期大小进行改变，一个优选的比例系数是0,00001(1/100.000)。如果要表现一个人有机体，则该多器官芯片装置优选被配置成包括：

1个肝类器官、

300个肺类器官、

1个胰腺类器官、

1个脾类器官、

6个小肠类器官、

2个肾类器官、

140个骨髓类器官，以及任选地

1个或2个皮肤类器官、

24000个脂肪类器官、

1个或2个睾丸类器官、

20个大脑类器官、

或者其倍数。

在一个特别优选的实施例中，多器官芯片装置优选被配置成包括：

10个肝类器官、

3000个肺类器官、

10个胰腺类器官、

10个脾类器官、

60个小肠类器官、

20个肾类器官、

1400个骨髓类器官，以及任选地

15个皮肤类器官、

240.000个脂肪类器官、

15个睾丸类器官、

200个大脑类器官、

或者其倍数。

优选地，一个器官生长区段还包括一个或多个干细胞生态位。为了提供可以长时间在体内平衡条件下操作的一种系统，有利地是提供可以促进一种类器官内细胞更新的一个细胞来源。每个器官具有某一更新时间，在这个时间内器官的细胞被新细胞替换。一种器官的这种细胞更新确保一种器官的这些细胞是有活力的且功能完善的。所述更新可以通过引入多器官芯片装置的一种、一些或所有器官等效物的一个干细胞生态位来模拟。所述干细胞生态位可以是一种器官等效物的一个、一些或所有器官生长区段的一部分。

包括器官空腔和干细胞生态位的此类器官生长区段的结构和制造方式已描述于WO 2012/016711 Al和WO 2009/146911 A2，这些专利的披露内容通过引用结合在此。

该器官层可以是由一种适合的材料制成。优选的材料包括SiO2、玻璃以及合成聚合物。优选的合成聚合物包括聚苯乙烯(PS)、聚碳酸酯(PC)、聚酰胺(PA)、聚酰亚胺(PI)、聚醚醚酮(PEEK)、聚亚苯基硫醚(PPSE)、环氧树脂(EP)、不饱和聚酯(UP)、5酚树脂(PF)、聚硅氧烷(例如聚二甲基硅氧烷(PDMS))、三聚氰胺树脂(MF)、氰酸酯(CA)、聚四氟乙烯(PTFE)及其混合物。特别优选的合成聚合物为光学透明的并且包括例如聚苯乙烯(PS)、聚碳酸酯(PC)和聚硅氧烷(例如，聚二甲基硅氧烷(PDMS))。一种特别优选的材料包括PDMS。

该器官层包括一种独立循环系统。该独立循环系统被设计为模拟一种有机体的血管系统并且因此用营养物、O₂供应本发明的多器官芯片装置的所有器官等效物，并且允许这些器官等效物之间进行相互作用和串扰。所述独立循环系统的存在对于整个多器官芯片装置的体内平衡来说是重要的。术语“独立的(self-contained)”是指以下事实：一种流体在该循环系统中是可循环的并且不存在流体连接以用于将流体、例如培养基、血液或一种血液等效物从一个外部储罐连续提供到该循环系统中。在此背景下，“外部”意指储罐不是循环系统或多器官芯片装置的一个整合部件，例如并未通过一个管道连接到该循环系统。如果在孵育过程中必须补充物质例如营养物和/或流体，优选的是通过一个注射端口间断地供应此类营养物或流体，该注射端口优选位于循环系统的一个小动脉或小静脉运输通道中或者位于窦层中。

该独立循环系统被配置成通过所述器官生长区段的微型入口和微型出口与器官层的器官等效物的器官生长区段处于直接流体连通。这种独立循环系统的结构和制造方式已描述于WO 2012/016711 Al中，该专利的披露内容通过引用结合在此。独立循环系统的内表面可以用内皮细胞和任选平滑肌细胞形成内衬。

该独立循环系统包括：

一个小动脉运输通道，该运输通道直接连接肺等效物的器官生长区段的微型出口与器官层的器官生长区段的微型入口，以便允许将具有高pO₂的流体运输到所述器官生长区段中；以及

一个小静脉运输通道，该运输通道直接连接器官生长区段的微型出口与肺等效物的器官生长区段的微型入口，以便允许将具有低pO₂的流体从器官生长区段运输到肺等效物中。

独立循环系统可以用能够将营养物和O₂运输到器官等效物中的一种流体填充。优选地，所述流体是血液或一种血液等效物。

在独立循环系统中的流体通过多器官芯片装置的致动器层的多个致动器的协同作用以一种直接方式进行循环。如此，不仅可以模拟循环系统中与一种有机体的脉管系统压力相对应的一个适当压力，而且允许模拟心搏。因此，本发明的多器官芯片装置的独立循环系统适合于提供与生理条件下所见的情况相对应的剪切力和微环境。

独立循环系统可以被配置为使得小肠、脾和胰腺等效物的器官生长区段的微型出口连接以与彼此处于直接流体连通并且与肝等效物的器官生长区段的其他微型入口连接，以便允许脾、胰腺、小肠以及肝等效物之间流体连通，方式是从脾、胰腺和小肠朝向独立循环系统的小静脉运输通道的流体连通可以单独地通过经过肝等效物的通路来发生。此架构允许模拟一种高等有机体例如人的消化系统的基本功能。此架构的优点是可以通过用来自位于窦层的一个储罐的营养物供应小肠等效物来长时间段培养多器官芯片装置。然后可以用已经过一个消化系统的营养物供应本发明的多器官芯片装置的器官等效物。因此，营养物以与一种有机体中的生理条件更相当的一种形式和方式来提供。对于在循环系统中不断进料以供应器官等效物的一种外部培养基储罐不再存在任何需要。

独立循环系统和器官等效物优选被配置为使得源于肺等效物的小动脉运输通道在流动方向上表现出分支，在此分支处小动脉通道分叉以供应器官等效物。流过一个给定器官等效物的流体通过从对应分支的小静脉运输通道分叉的多个小静脉通道引导回到小静脉运输通道中。优选地，独立循环系统和器官等效物被配置为使得源于肺等效物的小动脉运输通道在流动方向上表现出：

-一个第一分支，在此处一个第一小动脉通道分叉以供应小肠、脾和胰腺等效物；

-一个第二分支，在此处一个第二小动脉通道分叉以供应肝等效物；

-一个第三分支，在此处一个第三小动脉通道分叉以供应肾等效物；

-一个第四分支，在此处一个第四小动脉通道分叉以供应肾等效物；

-一个第五分支，在此处一个第五小动脉通道分叉以供应骨髓；

-一个任选的第六分支，在此处一个第六小动脉通道分叉以供应一个皮肤等效物；

-一个任选的第七分支，在此处一个第七小动脉通道分叉以供应一个脂肪组织等效物；

-一个任选的第八分支，在此处一个第八小动脉通道分叉以供应一个睾丸等效物；以及

-一个任选的第九分支，在此处一个第九小动脉通道分叉以供应一个大脑等效物。

独立循环系统被配置为使得在流动方向上小动脉运输通道的直径不断减小，以使得所有小动脉运输通道(包括距离肺等效物的给定距离处的所有分支)的横截面面积总数保持恒定，并且其中在小静脉运输通道中直径的所述减小在流动方向上不断恢复，以使得所有小静脉运输通道(包括距离肺等效物的给定距离处的所有分支)的横截面面积总数保持恒定。

该器官层可以被配置为使得器官生长区段的类器官空腔在与基底层相对的一侧打开。这允许在完全组装多器官芯片装置之前将类器官或前体细胞应用于对应的类器官空腔。在此情况下，多器官芯片装置还包括一种另外任选的器官固定器层。该器官固定器层被安排在该器官层与该窦层之间。该器官固定器层被配置为以维持所选择的器官等效物与窦层的连通的这种方式密封和/或稳定该器官层。该器官固定器层可以被提供作为50到500μm厚、优选100到300μm厚、更优选200μm厚的一个层。该器官固定器层可以是由一种材料制成，该材料包括一种合成聚合物例如聚苯乙烯(PS)、聚碳酸酯(PC)、聚硅氧烷和/或聚二甲基硅氧烷(PDMS)或者由其组成。优选地，该材料包括聚碳酸酯或者由聚碳酸酯组成。确切地说，在器官固定器层覆盖具有排泄功能和/或产生大量间质液的一种器官等效物如肾、肝、脾和小肠的区域中，器官固定器层被配置为允许器官层与窦层之间的流体连通。此流体连通可以例如通过在器官固定器层内提供多个孔，优选通过提供平均直径为5到7μm的多个孔来实现。可替代地或者此外，在允许器官层与器官固定器层之间的流体连通的一个区域中器官固定器层的厚度可以减小到5到15μm、优选10μm的平均厚度。

本发明的多器官芯片装置包括安排在器官层之上的一个窦层。该窦层被配置成包括许多空腔和管，这些空腔和管被安排成与选择的器官等效物或器官生长区段处于流体连通以便允许窦层的空腔与器官层的器官生长区段之间的流体交换。许多器官具有排泄功能和/或产生大量间质液，如果设想长时间培养或孵育，则该间质液必须被消散。特别是由于独立循环系统的流体不断循环而没有交换和置换，从系统中消散降解的产物是至关重要的。具体地说，在肾等效物中形成的尿和从小肠等效物中提供的粪便必须从系统中排除，以便允许该多器官芯片装置在体内平衡条件下长时间操作。此外，由于培养基并未不断进料到系统中，所以需要用于用营养物供应小肠等效物的一种储罐。优选地，此营养物储罐并不安排在器官层本身内，而是安排在该窦层内。这允许在多器官芯片装置操作过程中间断地重装营养物储罐而不直接与器官层相互作用。

该窦层可以被配置成包括：

一个空腔，该空腔位于小肠等效物之上并且与该小肠等效物和一个营养物储罐处于流体连通，以使得可以用来自该营养物储罐的营养物供应该小肠等效物；

一个空腔，该空腔位于小肠之上并且与该小肠等效物和一个粪便储罐处于流体连通，以使得可以将从小肠等效物中排泄的物质运输到粪便储罐中；

一个空腔，该空腔位于肝等效物之上并且与该肝等效物和位于小肠等效物之上的空腔处于流体连通，以使得可以将从肝等效物中排泄的物质运输到位于小肠之上的空腔中；以及

一个空腔，该空腔位于肾等效物之上并且与该肾等效物和一个尿储罐处于流体连通，以使得尿储罐接收从肾等效物中排泄的物质。

营养物储罐、粪便储罐以及尿储罐是该窦层的整合部分。

该窦层还可以包括允许将化学化合物例如测试化合物引入到独立循环系统的流体中并且允许从独立循环系统的流体中获取样品的一个端口。

本发明的多器官芯片装置包括一个致动器层。该致动器层被配置成包括许多致动器，这些致动器被安排并配置成调节施加于一个选择的器官等效物、该独立循环系统和/或其部分的一个压力。为了在体内平衡条件下操作一种有机体，需要确保在系统内的控制移动以及力的施加。显然，脉管系统中的血液必须移动以便确保适当功能。然而，还需要肠蠕动以及肺的压缩和解压以便允许空气流动。在本发明的多器官芯片装置中，通过致动器层的这些致动器促进所述移动或者力的引入。致动器层中致动器元件的配置和安排取决于多器官芯片装置的总体构架，具体地说在器官层内器官等效物的安排的总体构架。这些致动器可以被视为基于气压的作用器，这些作用器被配置成向一个器官等效物或独立循环系统或其部分施加压力。这些致动器可以是通过一种外部装置控制的，该外部装置可以是可程序化的。

优选地，该致动器层包括：

作用于独立循环系统以允许直接流体移动以便模拟心搏的一个或多个致动器；

作用于窦层以允许直接移动以便模拟肠蠕动的一个或多个致动器；

作用于肺等效物以允许空气流动以便模拟呼吸的一个或多个致动器；

作用于骨髓等效物以允许调节压缩以便模拟骨压缩的一个或多个致动器；

作用于独立循环系统的小动脉运输通道以便模拟小动脉收缩的一个或多个致动器；

作用于肝等效物以允许直接流体移动以便使来自肝等效物的胆汁消散的一个或多个致动器；以及

作用于窦层以允许直接流体移动以便使来自肾等效物的尿消散的一个或多个致动器。

在本发明的多器官芯片装置的一个优选实施例中，该器官层包括聚二甲硅氧烷(PDMS)或者由聚二甲硅氧烷(PDMS)组成，器官固定器层包括聚碳酸酯或者由聚碳酸酯组成，窦层包括PDMS或者由PDMS组成和/或致动器层包括聚碳酸酯或者由聚碳酸酯组成。

本发明涉及以上和权利要求书中所定义的没有类器官、细胞和流体的多器官芯片装置。本发明还涉及以上所定义的多器官芯片装置，其中该多器官芯片装置包括对应类器官、细胞和流体。

本发明的多器官芯片的特征在于它在体内平衡条件下延长操作的可能性以及它与一种生理有机体的接近度。该多器官芯片可以根据存在于该装置上的器官等效物的含量和构架以不同设置进行应用。除全身安全性测试、免疫学、感染和/或肿瘤学模型中的应用之外，呈现本发明的多器官芯片装置的以下优选用途：

表1：本发明的多器官芯片装置的优选用途

在下文中，通过举例对本发明进行更详细的解释。

附图：

图1示出本发明的多器官芯片装置的具有其所有层结构的一个实施例的示意图。

图2示出图1的实施例的致动器层的自顶向下的示意图。

图3示出图1的实施例的窦层的自顶向下的示意图。

图4示出图1的实施例的器官固定器层的自顶向下的示意图。

图5示出图1的实施例的器官层的自顶向下的示意图。

图6示出图1的实施例的基底层的自顶向下的示意图。

图7示出一瞥之下的一种微流体多器官芯片(MOC)装置，(a)包括聚碳酸酯CP、容纳两个微血管回路的PDMS-玻璃芯片(占据面积：76mm×25mm；高度：3mm)以及可加热MOC固定器的装置的分解图。(b)通过程序化定期压缩与解压三个连续安排的PDMS膜(厚度：500μm)来操作的一个芯片上蠕动微型泵的横截面；箭头指示流动方向。(c)示出两个单独微流体回路(通道高度：100μm；宽度：500μm)的MOC布局的顶视图，每个回路容纳两个插入区域(隔室)(插入物直径：5mm)。每个回路的A点和B点指示非侵袭性流体流动和细胞分析的位置。

图8示出图7中的MOC中的流体动力学评价。(a)在两个离散流体流分析点处测量的支持流体流脉动性的贯穿完整泵送周期的四个阶段的示例性速度曲线(频率：0.476Hz)(黑圆圈＝开口阀，白圆圈＝关闭阀)，(b)相对在两个点处的泵送频率(Hz)绘图的平均速度大小(mm/s)和对应剪切应力(dyn/cm²)。

实例：

实例1：本发明的多器官芯片装置

如图1所描绘的，多器官芯片装置1包括一个基底层3、一个器官层6、一个器官固定器层5、一个窦层4以及一个致动器层2。

如图6所示的，基底层3被配置用于为其他层提供一个固体支撑。基底层3是由玻璃或一种透明合成聚合物例如聚苯乙烯(PS)、聚碳酸酯(PC)、聚硅氧烷和/或聚二甲基硅氧烷(PDMS)制成。基底层3还包括被设计并安排来监控并控制该系统的多个传感器32和33。这些传感器32中的一些被配置用于向器官层的器官等效物施加电刺激，其他传感器33被配置用于测量系统的参数以便确保适合的功能。基底层3包括可以从中提取通过这些传感器获得的数据并且可以用于其他目的例如调节该系统的端口。

器官层6在图5中示出。器官层6位于基底层3之上，是由PDMS制成并且被配置成包括许多单个器官等效物，每个器官等效物包括一个或多个器官生长区段，每个器官生长区段被配置成包括用于容纳一种给定器官的至少一个类器官的一个类器官空腔。器官层6包括一个肺等效物22、一个小肠等效物21、一个脾等效物23、一个胰腺等效物24、一个肝等效物25、一个肾等效物26、一个骨髓等效物27、一个脂肪组织等效物28、一个大脑等效物29、一个睾丸等效物30以及一个皮肤等效物31。每个器官生长区段包括用于器官生长区段的类器官空腔与一个独立循环系统34之间的流体连通的一个微型入口和一个微型出口。该独立循环系统34被配置成通过该器官生长区段的微型入口和微型出口与器官层6的器官生长区段处于直接流体连通。独立循环系统34包括直接连接肺等效物22的器官生长区段的微型出口与器官层6的所有其他器官生长区段的微型入口以便允许将具有高pO₂的流体运输到所述器官生长区段中的一个小动脉运输通道；以及直接连接器官生长区段的微型出口与肺等效物22的器官生长区段的微型入口以便允许将具有低pO₂的流体从器官生长区段运输到肺等效物22中的一个小静脉运输通道。独立循环系统34被配置为使得小肠、脾和胰腺等效物21、23、24的器官生长区段的微型出口连接以与彼此处于直接流体连通并且与肝等效物25的器官生长区段的其他微型入口连接，以便允许脾、胰腺、小肠以及肝等效物23、24、21、25之间流体连通，方式是从脾、胰腺和小肠等效物23、24、21朝向独立循环系统34的小静脉运输通道的流体连通可以单独地通过经过肝等效物25的通路来发生。器官等效物和独立循环系统34被配置为使得源于肺等效物22的小动脉运输通道在流动方向上表现出：

-一个第一分支，在此处一个第一小动脉通道分叉以供应小肠、脾和胰腺等效物21、23和24；

-一个第二分支，在此处一个第二小动脉通道分叉以供应肝等效物25；

-一个第三分支，在此处一个第三小动脉通道分叉以供应肾等效物26；

-一个第四分支，在此处一个第四小动脉通道分叉以供应骨髓等效物27；

-一个任选的第五分支，在此处一个第五小动脉通道分叉以供应皮肤等效物31；

-一个第六分支，在此处一个第六小动脉通道分叉以供应脂肪组织等效物28；

-一个第七分支，在此处一个第七小动脉通道分叉以供应睾丸等效物30；以及

-一个第八分支，在此处一个第八小动脉通道分叉以供应一个大脑等效物29。

在流动方向(从肺等效物22朝向其他器官等效物)上小动脉运输通道的直径不断减小，以使得所有小动脉运输通道(包括距离肺等效物22的给定距离处的所有分支)的横截面面积总数保持恒定，并且其中在小静脉运输通道中直径的所述减小在流动方向(从其他器官等效物朝向肺等效物22)上不断恢复，以使得所有小静脉运输通道(包括距离肺等效物的给定距离处的所有分支)的横截面面积总数保持恒定。

每种器官等效物被配置为容纳许多类器官，类器官数目与一种哺乳动物有机体、优选人的对应器官中存在的平均类器官数目成比例，其中多器官芯片装置的所有器官等效物的大小以相同的预定比例系数减小，例如以系数0,00001(1/100,000)减小。

器官层6被设计为使得：

-肝等效物25的器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳5个到15个肝类器官的类器官空腔，其中每个肝类器官是一个肝小叶，优选该类器官空腔被配置用于容纳10个肝类器官；

-肺等效物22的器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳2000个到4000个肺类器官的类器官空腔，其中每个肺类器官是一个肺泡，优选该类器官空腔被配置用于容纳3000个肺类器官；

-胰腺等效物24的器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳5个到15个胰腺类器官的类器官空腔，其中每个胰腺类器官是一个朗格罕氏岛，优选该类器官空腔被配置用于容纳10个胰腺类器官；

-脾等效物23的器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳5个到15个脾类器官的类器官空腔，其中每个脾类器官是一个白髓和红髓，优选该类器官空腔被配置用于容纳10个脾类器官；

-小肠等效物21的器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳40个到80个小肠类器官的类器官空腔，其中每个小肠类器官是一个绒毛，优选该类器官空腔被配置用于容纳60个小肠类器官；

-肾等效物26的器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳10个到30个肾类器官的类器官空腔，其中每个肾类器官是一个肾单位，优选该类器官空腔被配置用于容纳20个肾类器官；

-骨髓等效物27的器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳1000个到2000个骨髓类器官的类器官空腔，其中每个骨髓类器官是骨髓、骨和软骨形成的一个单元，优选该类器官空腔被配置用于容纳1400个骨髓类器官；

-皮肤等效物31的器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳10个到15个皮肤类器官的类器官空腔，其中每个皮肤类器官是一个皮肤附属器，优选该类器官空腔被配置用于容纳15个皮肤类器官；

-脂肪组织等效物28的器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳200.000个到300.000个脂肪组织类器官的类器官空腔，其中每个脂肪组织类器官是一个脂肪簇，优选该类器官空腔被配置用于容纳240.000个脂肪组织类器官；

-睾丸等效物30的器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳10个到20个睾丸类器官的类器官空腔，其中每个睾丸类器官是一个睾丸卵泡，优选该类器官空腔被配置用于容纳15个睾丸类器官；并且

-大脑等效物29的器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳150个到250个大脑类器官的类器官空腔，其中每个大脑类器官是一个大脑皮层柱，优选该类器官空腔被配置用于容纳200个大脑类器官。

在下表2中，给出了由一个PDMS层制成的高度为3mm的一个器官层6的参数。

表2：

器官固定器层5被安排在器官层6与窦层4之间，参见图4。器官固定器层5被配置为以维持所选择的器官等效物与窦层4的流体连通的这种方式密封和/或稳定器官层6。器官固定器层5被提供作为厚度为200μm的一个层。器官固定器层5是由一种材料制成的，该材料包括聚碳酸酯(PC)或者由聚碳酸酯(PC)组成。在其中器官固定器层5覆盖器官等效物21、22、23、24、25、26、27、28、29、30、31中之一的区域中，器官固定器层5被配置为允许器官层6与窦层4之间的流体连通。具体地说，在器官固定器层5覆盖具有排泄功能和/或产生大量间质液的一种器官等效物如肾26、肝25、脾23以及小肠21的区域中，可以例如通过在器官固定器层5内提供多个孔，优选通过提供平均直径为5到7μm的多个孔来实现此流体连通。可替代地或者此外，在允许器官层6与窦层4之间的流体连通的一个区域中，器官固定器层5的厚度可以减小到平均厚度5到15μm，优选10μm。

窦层4在图3中描绘并且被配置成包括许多空腔和管，这些空腔和管被安排成与器官层6的选择的器官等效物或器官生长区段处于流体连通以便允许空腔与器官生长区段之间的流体交换。窦层4包括PDMS或者由PDMS组成。窦层4被配置成包括：

一个空腔，该空腔位于小肠等效物21之上并且与该小肠等效物21和一个营养物储罐18处于流体连通，以使得可以用来自该营养物储罐18的营养物供应该小肠等效物21；

一个空腔，该空腔位于小肠等效物21之上并且与该小肠等效物21和一个粪便储罐19处于流体连通，以使得可以将从小肠等效物21中排泄的物质运输到粪便储罐19中；

一个空腔，该空腔位于肝等效物25之上并且与该肝等效物25和位于小肠等效物21之上的该空腔处于流体连通，以使得可以将从肝等效物25中排泄的物质运输到位于小肠等效物21之上的空腔中；以及

一个空腔，该空腔位于肾等效物26之上并且与该肾等效物26和一个尿储罐20处于流体连通，以使得尿储罐20接收从肾等效物26中排泄的物质。营养物储罐18、粪便储罐19、以及尿储罐20是窦层4的整合部分并且优选被配置成是外部可接近的。

致动器层2被配置成包括许多致动器，这些致动器被安排并配置用于调节可施加于选择的器官等效物、该独立循环系统和/或其部分的一个压力，参见图2。该致动器层是由聚碳酸酯制成。

致动器层2包括：

作用于独立循环系统34以允许直接流体移动以便模拟心搏的3个基于压力的致动器10；

以允许直接移动的方式作用于窦层4以便模拟肠蠕动的3个基于蠕动的致动器11；

作用于肺等效物22以允许空气流动以便模拟空气呼吸的一个致动器12；

作用于骨髓等效物27以允许调节压缩以便模拟骨压缩的一个致动器17；

作用于独立循环系统34的小动脉运输通道以便模拟小动脉收缩的8个致动器14；

作用于肝等效物25以允许直接流体移动以便使来自肝等效物25的胆汁消散的1个致动器13；

作用于肾等效物26以允许直接流体移动以便使来自肾等效物26的尿分散到肾储罐20的1个致动器13；以及

作用于脾等效物23的1个致动器13。

此外，致动器层包括接近营养物储罐18的一个端口16、接近粪便储罐的一个端口16、接近尿储罐20的一个端口16以及接近独立循环系统34的小静脉运输通道的一个端口16。

实例2：将生物脉管系统整合到本发明的多器官芯片装置中

我们的目标在于在一个芯片上模仿人脉管系统(心脏和血管)，以便证明在本发明的一种多器官芯片或者人芯片装置上建立一种功能性脉管系统等效物的可行性。建立一种芯片上微型泵，以支持流体长期稳定流过由原代人真皮微血管内皮细胞(HDMEC)完全覆盖的微通道系统。与研究剪切应力对EC的作用，施加范围为10-40dyn/cm²的稳定剪切应力的大部分现存微系统相比，我们的目标是早期已在不同实验设置中使用的具有反向模式的脉动剪切应力。在此项工作中呈现的微血管运输系统使两个单独的隔室相互连接，这两个隔室被设计用于使单个器官等效物与各自多至100mg的生物质能力整合。制造特定插入物以支持血管分支以及个别器官培养隔室的区域中直径的减小，从而支持随后的器官血管化。PDMS的快速原型应用软刻蚀和复制模压允许弹性调整设计的器官数目以及其特定安排，从而一直粘附到相同的标准芯片基座格式。此外，实施两个重要特征以克服大部分现有微流体系统的技术处理限制：i)通过回火芯片支持确保微系统的孵化器独立操作；并且ii)保证微观接近回路通道的每一个区域，使得能够进行实时视频显微镜检查。

材料和方法

装置设计和制造

我们设计并且制造了容纳两个单独微血管回路的一种微流体多器官芯片(MOC)装置，每个回路通过一种单独的蠕动的芯片上微型泵进行操作。图7示出了一瞥之下的系统。盖板容纳六个气压配件和四个插入物，从而形成多个300μl的隔室，每个隔室用于培养基交换和随后的器官等效物整合。MOC-固定器支撑件在37℃下控制MOC的不断回火(图7a)。安装芯片上蠕动微型泵(图7b)。微型泵软件控制有助于顺时针和逆时针流体流动。流速(Q)可以是通过调整泵的频率来改变。每个微通道回路(图7c)包括10μl的总体积，而用于其他器官等效物培养的两个单独的基于插入物的隔室各自具有多至300μl的容量。PDMS的标准软刻蚀和复制模压(Sylgard 184，美国密歇根州米德兰道康宁公司(Dow Corning,Midland,MI,USA))已应用于MOC制造。简而言之，通过将一个硅片与一个玻璃片结合来制造的一个原模。将光刻胶应用于硅片并且通过使用一种光掩模和UV光来形成图案。随后，蚀刻不受保护的硅区域并且剥去光刻胶。为了制造微系统，将盖板(CP)在80℃下用一种硅橡胶添加剂(PRIMER G 790；瓦克化学公司(Wacker Chemie)，慕尼黑(Munich)，德国)处理20min。将制备的盖板插入到原模(通道高度100μm，宽度500μm)中并且将PDMS(PDMS与固化剂的比率为10:1v/v)注入到此铸造部中。将该设置在80℃下孵育至少60min。使用特氟隆螺丝形成四个无PDMS的培养隔室和六个500μm厚的PDMS膜，从而构成两个芯片上微型泵(每个微型泵三个膜)。铸型PDMS薄片流体密封地结合CP。之后，附接到CP的PDMS薄片通过低压等离子体氧化处理(Femto；迪内(Diener)，埃布豪森(Ebhausen)，德国)而不可逆地结合至一个显微镜载片。立即将无菌培养基注入到两个微血管回路中以避免表面中和。

流体动力学表征

我们应用非侵袭性微粒子图像测速法(μΡIV)表征微流体回路的A点和B点(参考图7c)的流体流动。简而言之，使用具有一个标准卤素灯作为连续光源的、与CMOS-照相机(Baumer Optronic HXC40，分辨率：2048×2048像素，界面：CameraLink；德国拉德贝格鲍默光导发光公司(CameraLink；Baumer Optronic,Radeberg,Germany))结合的ZeissPrimovert倒置显微镜(蔡司(Zeiss)，耶拿(Jena)，德国)追踪15μm聚苯乙烯珠粒(4*10⁴g/ml；生命技术公司(Life Technologies)，达姆施塔特(Darmstadt)，德国)在每单张图像4μs暴露时间下的移动。选择一个低放大率(4x)来将两帧之间的偏移限制为大约50像素(1像素＝3.2μm)。将z-焦点设置为对应点的流体通道的中心(在载玻片上方50μm)，以检测峰值速度。观察在流体通道中心处的探询窗口(1024像素×100像素，3.28mm×0.32mm)，从而实现多至3200fps的帧速率。最后，用分析15,000帧图像栈的软件程序(夫琅和费(Fraunhofer)IWS，德累斯顿(Dresden)，德国)进行关联，从而计算在一个指定区域中位移的x-分量的关联最大值。对五个后续帧的计算值取平均值以使伪影最小化。将以下泵配置用于所有实验：压力-500mbar；真空-520mbar；以及空气流量-在350mbar下的1.5l/min。在芯片上的两个不同位置(A+B)测量时间依赖性，如图7c所示的。

当层流在微通道的中心处具有速度最大值(v_max)时，可以使用以下等式计算平均剪切应力(τ)：

$\mathrm{\τ}=\frac{-4\mathrm{\μ}\·v_{\max }}{h}---\left(1\right)$

其中v_max是在通道中心处平均速度的大小，μ是动力粘度(计算为1mPa/s)并且h是通道高度(100μm)。

细胞分离和培养

从在幼年供体的常规包皮环割术之后在知情同意和伦理批准的情况下从在小儿外科中获得的人包皮中分离HDMEC。将用于细胞分离的所有皮肤样品在其去除之后一天内进行处理。在分离之前，将包皮以80％乙醇清洁30s并且用磷酸盐缓冲盐水(PBS；PAA，克尔伯(Coelbe)，德国)冲洗。打开皮肤环并且去除皮下组织。为了从真皮中分离薄表皮层，在4℃下在5mg/ml分散酶II溶液(西格玛-奥尔德里奇公司(Sigma-Aldrich)，施内尔多尔夫(Schnelldorf)，德国)中孵育制备的包皮。将真皮切成小片并且然后在37℃下用4mg/ml胶原酶NB 4溶液(赛瓦公司(Serva)，海德尔堡(Heidelberg)，德国)孵育75min。使混合物经过70μm尼龙过滤器并且在300g下离心5min。将所得细胞沉淀重悬于补充有Supplement-Pack MV2(PromoCell，海德尔堡，德国)、1％P-S和0.05％两性霉素B的内皮细胞生长培养基MV2中(ECGM-MV2；PromoCell，海德尔堡，德国)。将这些细胞接种到一个T-75烧瓶中并且在5％CO₂中在37℃下生长。在接种之后一天置换培养基。在初始接种之后两天到五天，通过磁性相关细胞分选(MACS)纯化HDMEC。使用0.05％(0.5mg/ml)胰蛋白酶/EDTA(PAA，克尔伯，德国)收获细胞并且根据制造商说明使用CD31微珠试剂盒(MicroBead Kit)(美天旎公司(Miltenyi Biotec)，格拉德巴赫(Bergisch Gladbach)，德国)进行对EC的阳性选择。使用补充有Supplement-Pack MV2和1％P-S的ECGM-MV2(完全ECGM-MV2)从柱中洗脱这些细胞。在每次MACS之后，通过FACS分析对分离的细胞直接进行纯度对照。在需要时，重复分离循环直到>90％细胞对于CD31呈阳性时为止。将纯化的HDMEC冷冻以供随后使用或者在扩展之后立即使用。在具有完全ECGM-MV2的T-75烧瓶中扩展HDMEC，直到在一个三天进料方案下70％-90％汇合为止。使用第3代与第8代之间的细胞用于所有研究，以确保这些细胞保留其主要内皮特征。

在不同处理的PDMS表面上对HDMEC的培养

以10⁴个细胞/cm²的密度将HDMEC接种在三种类型的PDMS表面上：未处理的、用100μg/ml纤连蛋白(西格玛奥德里奇公司，施内尔多尔夫，德国)涂覆的、以及用空气等离子体处理的。在低压等离子体系统(50W)中以13.56MHz的频率进行空气等离子体处理，持续30s。在培养48h之后，通过光学显微镜比较细胞的生长行为和形态。

在MOC中的EC接种和培养

在接种之前，用培养基冲洗每个MOC并且在5％CO2中在37℃下静态孵育3天。使用0.05％胰蛋白酶/EDTA(PAA，克尔伯，德国)从扩展培养物中收获HDMEC。通过离心来浓缩细胞悬浮液并且使用ViCell活力计数器(美国加州富勒顿贝克曼库尔特公司(Beckman Coulter,Fullerton,CA,USA))进行细胞计数。对于所有实验，细胞活力>90％。将离心的细胞用完全ECGM-MV2重悬至2×107个细胞/ml的浓度。然后，将细胞悬浮液转移到一个1ml注射器中。通过每个回路的两个隔室之一注射这些细胞。将该注射器连接至一个阴鲁尔(Luer)×1/4-28阳适配器(IDEX健康与科学公司(IDEX Health&Science)，韦特海姆-蒙特非德(Wertheim-Mondfeld)，德国)。将空气从此配件推出，然后将该配件螺旋到一个特定螺纹(MOC)适配器(MicCell MOC-I 1/4”-28UNF x M10配件(PEEK)；Gesim，德累斯顿，德国)以相同的方式将一个空的注射器连接到该第二隔室。甚至在将细胞注入两个回路之后，将该装置在5％CO2中在37℃在静态条件下孵育3h，以允许这些细胞附接到通道壁。将300μl的量的新鲜培养基添加到每个隔室中并且然后使用每个回路的芯片上微型泵使之冲洗通过PDMS通道。将频率0.476Hz应用于MOC的每个微血管回路，以进行连续的动态操作。对于静态条件下的MOC培养，利用在入口隔室与出口隔室之间的静水压力差，将这些通道用新鲜培养基冲洗5min。

在动态MOC系统和静态MOC系统中每1-2天对每隔室置换150μl的量的培养基，并且通过在每个循环的A点和B点处通过光学显微镜检查监控细胞生长和生存力(图7c)。此外，使用一种钙黄绿素AM测定来测定细胞活力。将5μg/ml CellTrace钙黄绿素红橙色AM(生命科技公司，达姆施塔特，德国)溶液以100μl体积添加到MOC的每个回路的两个隔室中。将MOC泵送2min并且然后在静态条件下在5％CO2中在37℃下孵育30min。之后，通过用新鲜培养基置换在隔室插入物中的培养基来用培养基洗涤微通道两次。使用荧光显微镜(BZ9000；基恩士公司(Keyence)，新伊森堡(Neu-Isenburg)，德国)获得图像。在4天之后完成常规MOC实验(10个动态MOC和12个静态MOC)。将个别MOC以相同模式操作7天、14天和32天，以增加对微血管回路的长期性能的第一指示。为了评价通过图7a所示的MOC固定器置换CO2-孵化器用于MOC操作的可能性，专门使用固定器进行9次MOC实验(7次动态MOC和2次静态MOC)，持续多至7天的操作时间。

在MOC中EC代谢的表征

根据制造商说明，使用Stanbio Glucose(氧化酶)程序号1070(Stanbio Laboratory，伯尔内(Boerne)，德克萨斯州，美国)测量培养基的葡萄糖浓度。简而言之，将99μl试剂添加到一个96微滴定板(葛莱纳公司(Greiner Bio-One)，弗里肯豪森(Frickenhausen)，德国)上，预升温到37℃并且添加1μl培养基样品。在37℃下孵育另外5min之后，在一个微型板读取器(FLUOstar Omega；BMG Labtech，Ortenberg，德国)中在500nm下定量葡萄糖浓度，使用水作为参考。

根据制造商说明、使用LOD-PAP方法(Diaglobal，柏林(Berlin)，德国)测量培养基的乳酸盐浓度。简而言之，在一个96孔格式多孔板中将99μl试剂与1μl培养基样品混合，并且在520nm下在一个微型板读取器中来测量吸光度，使用水作为参考。

在MOC内部的EC的免疫荧光染色

在培养4天之后，将EC在微血管回路内部用-20℃的冷丙酮固定10min，用PBS冲洗两次，持续5min，用PBS中的10％山羊血清孵育另外20min，并且然后在室温(RT)下用第一抗体小鼠抗人CD31(1:500；7.1mg/ml；DRFZ，柏林，德国)孵育2h。然后，将回路用PBS洗涤两次，然后在黑暗中在RT下用第二抗体Alexa Fluor 594山羊抗小鼠(1:200，2mg/ml；生命科技公司，达姆施塔特，德国)孵育40min。在洗涤之后，添加抗体山羊抗人vWF-FITC(1:50，10mg/ml；德硕(Abeam)，剑桥(Cambridge)，英国)并且在RT下孵育2h。用Hoechst 33342(1:1000，10mg/ml；生命科技公司，达姆施塔特，德国)复染核。使用第一抗体小鼠抗人VE-钙粘蛋白(1:100，0.2mg/ml；圣克鲁斯生物技术公司(SantaCruz Biotechnology)，海德尔堡(Heidelberg)，德国)进行另一个免疫荧光染色：将EC用4％PFA固定10min，用PBS冲洗两次，持续5min并且用0.2％Triton X-100透化处理5min。在用PBS洗涤两次之后，如以上所述进行第一抗体和第二抗体的染色。根据制造商说明，结合VE-钙粘蛋白使用Oregon488毒伞素(生命科技公司，达姆施塔特，德国)对MOC培养物的丝状肌动蛋白进行染色。

将每种溶剂添加到MOC的隔室插入物中并且泵送1-2min，以便均匀分布。通过标准荧光显微镜或两光子显微镜(TriMScope II；LaVision生物技术公司，比勒费尔德(Bielefeld)，德国)获取图像。所有微血管通道通过其显微镜载玻片壁来成像。使用Imaris软件(Bitplane，苏黎世(Zurich)，瑞士(Switzerland))由所收集的图像栈重构3D图像。

剪切应力作用的表征

在每个微血管回路(图7c)的A点和B点处获取免疫荧光染色的HDMEC的图像，以使用一个标准荧光显微镜监控流动诱导的形态改变。手动回缩图像上的HDMEC膜，以进行自动EC识别。使用一种连接的区域识别算法鉴别EC并且计算每个EC的相应周长、细胞大小、重心以及取向(空间未加权二阶矩的主轴)。使用一个非二维形状指数(SI)参数来定量细胞延长，其被定义为：

$\mathrm{SI}=\frac{4\mathrm{\ΠA}}{p^2}---\left(2\right)$

其中A是细胞面积并且P是细胞周长。该SI的范围是从0到1，其中0是直线并且1是一个完整的圆圈。另外，测量取向的角度以定量HDMEC在流动方向上的对准，其中0°是与流动方向完全对准的一个细胞主轴并且90°是与流动方向正交对准的一个细胞。在矩阵实验室(Matlab)(MathWorks，伊斯马宁格(Ismaning)，德国)中实施源代码。使用每个图像至少200个细胞的SI和细胞取向角度用于分析。

通过飞秒激光烧蚀构建的微通道的产生

Rowiak使用具有1030nm(脉冲能量＝120nJ)的一个波长、400fs的一个脉冲持续时间以及10MHz的一个重复率的一种CAM-引导飞秒激光器(TissueSurgeon；Rowiak，汉诺威(Hannover)，德国)，以在PDMS材料中产生低至40×40μm²的微通道。选择通道设计，以揭示最小可实现的直径并且允许培养基连续流过每个分叉的通道。将HDMEC接种到PDMS模具内一个预先构建的微通道中并且在培养1天之后用钙黄绿素AM测定(生命技术公司，达姆施塔特，德国)进行染色。之后，将PDMS模具置于MOC的组织隔室中。通过标准荧光显微镜获取图像。

结果与讨论

流体动力学评价

我们成功地应用μΡIV来示例性表征在MOC回路的不同点处的流体流动曲线(图8a)。彻底显微接近MOC的每一个区域有助于深入分析MOC的不同其他区域以及未来的可变MOC设计。可以从仰视图证明通过显微镜检查进行最佳分析的可能性和装有人红血细胞的一种微流体MOC回路的蠕动微型泵膜的操作模式。已将一个强烈蠕动的芯片上微型泵整合到能够在无菌条件下持续数周和数月以范围为7μl/min(最低频率)到70μl/min(最高频率)的流速完美循环培养基的一个微血管回路中。脉动运行的频率可以增加到2.4Hz，这与人体中虽然高但仍为生理性的心脏活力(每分钟144次心跳)相对应。在此频率下，在微血管回路的A点和B点处测量的剪切应力达到约25dyn/cm²(图8b)，这是在微脉管系统中的处于范围较高端值的一个生理剪切应力。平均速度几乎随泵送频率呈线性地增加。在我们的实验中使用的泵送频率(0.476Hz)与小于每分钟30次“心搏”(成人静息时生理值的大约一半)相对应，以避免表面覆盖早期阶段的EC损失。此阶段从某种角度与体内伤口愈合元件相似。如图8a所示的，振动剪切应力-另一种希望的生理特征-可以通过微型泵设计实施到MOC操作中。在微脉管系统中的某一局部位置处的此类振动的波形取决于泵送频率和MOC的特定设计。在人中的某些波形与某些疾病易感性有关。这暗示对MOC平台的进一步评价，以用于研究人心血管系统的此类病理过程。

EC来源、分离和培养

到今天为止，由于易于接近的大细胞数目以及其高表型柔顺性(pliability)，在微流体系统中的人EC剪切应力研究的大部分是对人脐静脉内皮细胞(HUVEC)进行的。我们假设HDMEC具有至少相同的表型柔顺性，但是具有针对改变局部环境的快速体外适应性的更高可能性。康姆(Kamm)和合作者例如成功地在微通道的一个垂直面中培养HDMEC并且监控侧向面中至胶原凝胶的毛细管形态发生。与身体的所有其他器官相比，在脊椎动物中的皮肤需要通过直接血管收缩或舒张来快速适应最终改变的外部温度。此外，由于食肉动物的攻击性生活方式，它们的皮肤是最明显暴露于重复损伤的器官。这两个因素连同人寿命使得，由于其无与伦比的表型柔顺性和独特的血管生成可能性，而选择HDMEC。两个因素对于建立等效于人脉管系统的一个体外功能是最重要的。具体地说，血管生成的能力对于在MOC中建立人血管系统的第二部分(器官等效物的毛细管网)是重要的。关于血管生成的分子机制的最新发现支持局部环境包括剪切应力的主要作用。已经描述从不同组织中分离人EC的不同技术。在用CD31(PECAM-1)微珠消化组织之后应用EC磁珠分离，因为它在几乎所有类型的EC的表面上结构型表达并且不存在于除白血细胞群之外的任何其他细胞类型上。具体地说，它在真皮成纤维细胞和平滑肌细胞上不表达。评估形态和若干内皮特异性标志物，以证实内皮来源。分离的HDMEC在相衬中显示鹅卵石样形态并且对于内皮特异性标志物CD31、VE-钙粘蛋白以及血管假性血友病因子(vWF)是阳性的。5B5的染色、成纤维细胞特异性标志物以及α-平滑肌-肌动蛋白、平滑肌细胞特异性标志物显示没有其他细胞类型生长出。此外，HDMEC显示在暴露4h之后摄取Alexa594-标记的ac-LDL。将真皮成纤维细胞和平滑肌细胞的混合物用作所有染色的对照(数据未示出)。可以将HDMEC培养多至八代，而在形态和标志物表达方面没有显著改变。我们的数据指示这种方法是从人包皮中分离CD-31阳性HDMEC的一种强烈且可再生的方式。完全覆盖MOC的两个微血管回路的HDMEC的平均数目被计算为在2*105个细胞的范围内。通常，在分选之后1*107个原代HDMEC可以是由单个人包皮制备的。约3000的细胞扩增系数在初始接种与HDMEC培养物的第7代-第8代之间有效，因此能够从单个包皮供应3*1010个细胞。理论上，这等效于负载5000个细胞的MOC(每个MOC两个回路)。可以设想制备和繁殖的优化，以进一步提高HDMEC产率。

在MOC中建立稳定的微血管回路

在EC附接到的纤连蛋白涂覆的PDMS表面与空气等离子体处理的PDMS表面之间的一种试验比较性研究揭示了在静态培养中HDMEC到PDMS的至少等效的粘附。此外，长期以来等离子体处理被视为增加PDMS微通道的亲水性的一种可行技术。因此，最终选择空气等离子体处理用于在MOC制造过程中进行表面活化。纤连蛋白广泛用作在基于PDMS的微流体装置中用于EC附接和培养的一种涂覆材料。尽管容易在实验室研究规模下处理，但是一种纤连蛋白涂覆程序可能在高吞吐量下在后期大工业规模下妨碍加工速度和无菌性。用空气等离子体手动处理PDMS是制备用于有效EC附接的基于PDMS的微型装置的一种可再生的、快速且可扩展的方法。

之后，在4天培养内在脉动培养基流中建立包括一个蠕动微型泵、用于稍后器官等效物培养的两个隔室以及多个连接的微通道的、完全用一个功能性HDMEC单层覆盖的一个微血管回路。我们早期在别处证明使用人EC细胞系的完全回路覆盖。在此，我们专注于快速建立基于原代HDMEC的这种小型化人心血管运输系统。此外，进行EC代谢活性的每日追踪。在表面附接和覆盖的第一天内增加的代谢活性可以通过细胞增加的运动性和增殖来解释。在实验的早期阶段主要通过污染物引起的50％系统损耗率在我们实验室的常规MOC使用过程中有效减小至约20％。在每一个工业体外测试实验室中安装的总质量管理系统可以完全消除此“研究实验室”损耗率。

EC保持粘附到通道壁并且保持活力，如通过钙黄绿素AM红橙色染色所见的。此外，测试细胞的Alexa594-ac-LDL摄取。由于在培养4天之后没有观察到另外的内皮形态改变，停止实验以进行分析。在第4天对紧密EC层进行的深入免疫荧光分析揭示了显著的活力和血管功能。形成微血管回路的HDMEC对于CD31、vWF和VE-钙粘蛋白是呈阳性的。此外，HDMEC能够覆盖形成一个流体密封层的通道的所有壁。另一方面，这种稳定微血管回路可以用作防止分子转移到最近描述的周围PDMS片的生物膜。在另一方面，它们可以用作全血循环的血容性血管网络，从而防止凝血。

剪切应力的影响

当暴露于层流剪切应力时，EC将与它们的微丝在流动方向上对准。将不同位置中的体内EC暴露于不同类型的流，例如层流、脉动流和湍流；后者例如被描述为增加更新。在MOC培养物中生理剪切应力诱导的伸长和流对准得到证实，将在脉动流(Q＝40.56μl/min，τ＝5.17dyn/cm²)处产生的微血管回路中的HDMEC的SI和取向角度针对静态培养条件下产生的那些进行绘图。在静态培养与动态培养之间观察到丝状肌动蛋白(F-肌动蛋白)分布的改变。在静态条件下EC是多边形的并且F-肌动蛋白被组建成在细胞周围的一个致密带；同时在约5dyn/cm²的剪切应力下，F-肌动蛋白形成应力纤维束。SI和取向角度在MOC中的EC静态培养和动态培养之间显著不同，并且处于对微流体装置中HDMEC的先前发现的范围内。

最后，我们在使用微血管MOC的持续14天培养(n＝4)的一个有线数目的指示性长期实验中和在持续32天的一个第一单一微血管MOC(数据未示出)中的多个分析点处观察到同样突出的细胞活力。

结论

我们假设通过将器官等效物以一个生理顺序彼此连接的EC内衬微回路的血液循环是以微比例完全模仿人有机体体内平衡的第一和主要的基本要求。因此，我们在此成功地应用了软刻蚀、复制模压和两光子激光烧蚀技术来建立一个孵化器独立的微血管循环系统，从而以微比例模拟人心血管系统的运输功能。该系统被安排在一个两层玻璃-PDMS芯片上，即一个标准显微镜载玻片的区域，其中通道高度是100μm并且总高度是3mm。将两个单独圆柱形组织培养插入物置于微血管回路中，每个插入物是一个96孔板的一个标准空腔的区域。已经建立应用脉动剪切应力的一个剧烈4天程序，以用一个功能性、紧闭的HDMEC层覆盖系统的所有流体接触表面。与垂直面相比，文献中描述的HDMEC生长、人EC对我们的微血管系统的完全覆盖使得这种微血管系统在第一时间可能是生物血溶性的。芯片布局将微血管运输系统中的循环流体体积减小至10μl，低于使用外部泵和储罐运行的任何系统中应用的循环体积至少两个数量级。一旦在下一个发展步骤中建立单个器官等效物，更重要的组织培养插入物(每个具有300μl的最大体积)将允许精确调整生理上的流体与组织比率。制造技术是方便且通用的，并且在仅2到3个月的设计到装置的周围时间内可以实施设计改变。完全体外验证的在流动方向上EC的对准和伸长已经通过延时视频显微镜以完美的细节得到监控。其他微流体通道设计已在实验室中通过所述技术用HDMEC同样有效地覆盖。我们已产生第一指示：一旦建立一个微血管循环系统，则它最终具有至少32天的工作寿命。

参考符号列表：

1   多器官芯片装置

2   制动器层

3   基底层

4   窦层

5   器官固定器层

6   器官层

10  基于压力的制动器(心脏)

11  基于蠕动的制动器

12  空气流动制动器

13  制动器

14  小动脉收缩制动器

16  端口

17  骨压缩制动器

18  营养物储罐

19  粪便储罐

20  尿储罐

21  小肠等效物

22  肺等效物

23  脾等效物

24  胰腺等效物

25  肝等效物

26  肾等效物

27  骨髓等效物

28  脂肪组织等效物

29  大脑等效物

30  睾丸等效物

31  皮肤等效物

32  电传感器

33  传感器

34  独立循环系统

Claims (15)

1.多器官芯片装置，包括：

-一个基底层；

-安排在该基底层上的一个器官层；

-安排在该器官层上的一个窦层；以及

-一个致动器层；

其中：

-该基底层被配置用于为其他层提供一个固体支撑；

-该器官层被配置成包括：

许多单独的器官等效物，每个器官等效物包括一个或多个器官生长区段，这些器官生长区段中的每一个被配置成包括用于容纳一个器官的至少一个类器官的一个类器官空腔并且包括用于该器官生长区段的该类器官空腔与一个独立循环系统之间的流体连通的一个微型入口和一个微型出口，其中该器官层包括被配置用于分别代表器官肺、小肠、脾、胰腺、肝、肾以及骨髓的至少一个器官等效物，以及

一个独立循环系统，该独立循环系统被配置成通过这些器官生长区段的这些微型入口和这些微型出口与该器官层的这些器官生长区段处于直接流体连通；

-该窦层被配置成包括许多空腔和管，这些空腔和管被安排成与选择的器官等效物或器官生长区段处于流体连通以便允许空腔与器官生长区段之间的流体交换；并且

-该致动器层被配置成包括许多致动器，这些致动器被安排并配置用于调节可施加于一个选择的器官等效物、该独立循环系统和/或其部分的一个压力。

2.如权利要求1所述的多器官芯片装置，其中该基底层是由一种透明材料制成的，优选地该基底层是一种包括玻璃或一种透明合成聚合物或者由玻璃或一种透明合成聚合物组成的材料制成的。

3.如权利要求1或2所述的多器官芯片装置，其中该基底层包括一个或多个传感器，这一个或多个传感器被配置用于测量从这些器官等效物、器官生长区段和/或该独立循环系统中的一种或多种发射的信号和/或将信号传输至这些器官等效物、器官生长区段和/或该独立循环系统中的一种或多种。

4.如以上权利要求中一项所述的多器官芯片装置，其中该独立循环系统包括：

一个小动脉运输通道，该小动脉运输通道直接连接该肺等效物的这些器官生长区段的这些微型出口与该器官层的所有器官生长区段的这些微型入口，以便允许将具有高pO₂的流体运输到器官生长区段中；以及

一个小静脉运输通道，该小静脉运输通道直接连接这些器官生长区段的这些微型出口与该肺等效物的这些器官生长区段的这些微型入口，以便允许将具有低pO₂的流体从这些器官生长区段运输到该肺等效物中。

5.如权利要求4所述的多器官芯片装置，其中该独立循环系统被配置为使得小肠、脾和胰腺等效物的这些器官生长区段的这些微型出口连接以与彼此处于直接流体连通并且与该肝等效物的这些器官生长区段的其他微型入口连接，以便允许脾、胰腺、小肠以及肝等效物之间流体连通，方式是从脾、胰腺和小肠朝向该独立循环系统的该小静脉运输通道的流体连通可以单独地通过经过该肝等效物的通路来发生。

6.如以上权利要求中一项所述的多器官芯片装置，其中该器官层包括其他器官等效物，优选地该器官层包括皮肤、睾丸、大脑和/或脂肪组织的器官等效物。

7.如以上权利要求中一项所述的多器官芯片装置，进一步包括安排在该器官层与该窦层之间的一个器官固定器层，其中该器官固定器层被配置用于以维持所选择的器官等效物与该窦层的流体连通的方式密封和/或稳定该器官层。

8.如以上权利要求中一项所述的多器官芯片装置，其中该窦层被配置成包括：

一个空腔，该空腔位于该小肠等效物之上并且与该小肠等效物和一个营养物储罐处于流体连通，以使得可以用来自该营养物储罐的营养物供应该小肠等效物；

一个空腔，该空腔位于该小肠等效物之上并且与该小肠等效物和一个粪便储罐处于流体连通，以使得可以将从该小肠等效物中排泄的物质运输到该粪便储罐中；

一个空腔，该空腔位于该肝等效物之上并且与该肝等效物和位于该小肠等效物之上的该空腔处于流体连通，以使得可将从该肝等效物中排泄的物质运输到位于该小肠等效物之上的该空腔中；以及

一个空腔，该空腔位于该肾等效物之上并且与该肾等效物和一个尿储罐处于流体连通，以使得该尿储罐接收从该肾等效物中排泄的物质。

9.如以上权利要求中一项所述的多器官芯片装置，其中该致动器层包括：

作用于该独立循环系统以允许直接流体移动以便模拟心搏的一个或多个致动器；

作用于该窦层以允许直接移动以便模拟肠蠕动的一个或多个致动器；

作用于该肺等效物以允许空气流动以便模拟呼吸的一个或多个致动器；

作用于该骨髓等效物以允许调节压缩以便模拟骨压缩的一个或多个致动器；

作用于该独立循环系统的该小动脉运输通道以便模拟小动脉收缩的一个或多个致动器；

作用于该肝等效物以允许直接流体移动以便使来自该肝等效物的胆汁消散的一个或多个致动器；以及

作用于该窦层以允许直接流体移动以便使来自该肾等效物的尿消散的一个或多个致动器。

10.如以上权利要求中一项所述的多器官芯片装置，其中该器官层被设计为使得：

-该肝等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳5个到15个肝类器官的类器官空腔，其中每个肝类器官是一个肝小叶，优选该类器官空腔被配置用于容纳10个肝类器官；

-该肺等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳2000个到4000个肺类器官的类器官空腔，其中每个肺类器官是一个肺泡，优选该类器官空腔被配置用于容纳3000个肺类器官；

-该胰腺等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳5个到15个胰腺类器官的类器官空腔，其中每个胰腺类器官是一个朗格罕氏岛，优选该类器官空腔被配置用于容纳10个胰腺类器官；

-该脾等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳5个到15个脾类器官的类器官空腔，其中每个脾类器官是一个白髓和红髓，优选该类器官空腔被配置用于容纳10个脾类器官；

-该小肠等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳40个到80个小肠类器官的类器官空腔，其中每个小肠类器官是一个绒毛，优选该类器官空腔被配置用于容纳60个小肠类器官；

-该肾等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳10个到30个肾类器官的类器官空腔，其中每个肾类器官是一个肾单位，优选该类器官空腔被配置用于容纳20个肾类器官；并且

-该骨髓等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳1000个到2000个骨髓类器官的类器官空腔，其中每个骨髓类器官是骨髓、骨和软骨形成的一个单元，优选该类器官空腔被配置用于容纳1400个骨髓类器官。

11.如以上权利要求中一项所述的多器官芯片装置，其中该器官层被设计为使得：

-该皮肤等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳10个到15个皮肤类器官的类器官空腔，其中每个皮肤类器官是一个皮肤附属器，优选该类器官空腔被配置用于容纳15个皮肤类器官；

-该脂肪组织等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳200.000个到300.000个脂肪组织类器官的类器官空腔，其中每个脂肪组织类器官是一个脂肪簇，优选该类器官空腔被配置用于容纳240.000个脂肪组织类器官；

-该睾丸等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳10个到20个睾丸类器官的类器官空腔，其中每个睾丸类器官是一个睾丸卵泡，优选该类器官空腔被配置用于容纳15个睾丸类器官；并且

-该大脑等效物的一个器官生长区段被配置用于提供一个用于容纳150个到250个大脑类器官的类器官空腔，其中每个大脑类器官是一个大脑皮层柱，优选该类器官空腔被配置用于容纳200个大脑类器官。

12.如以上权利要求中一项所述的多器官芯片装置，其中该器官等效物和该独立循环系统被配置成使得源于该肺等效物的该小动脉运输通道在流动方向上表现出：

-一个第一分支，在此处一个第一小动脉通道分叉以供应该小肠等效物、该脾等效物和该胰腺等效物；

-一个第二分支，在此处一个第二小动脉通道分叉以供应该肝等效物；

-一个第三分支，在此处一个第三小动脉通道分叉以供应该肾等效物；

-一个第四分支，在此处一个第四小动脉通道分叉以供应该骨髓；

-一个任选的第五分支，在此处一个第五小动脉通道分叉以供应一个皮肤等效物；

-一个任选的第六分支，在此处一个第六小动脉通道分叉以供应一个脂肪组织等效物；

-一个任选的第七分支，在此处一个第七小动脉通道分叉以供应一个睾丸等效；以及

-一个任选的第八分支，在此处一个第八小动脉通道分叉以供应一个大脑等效物。

13.如权利要求4至13中一项所述的多器官芯片装置，其中在流动方向上该小动脉运输通道的直径不断减小，以使得包括距离该肺等效物的给定距离处的所有分支的所有小动脉运输通道的横截面面积总数保持恒定，并且其中在该小静脉运输通道中直径的所述减小在流动方向上不断恢复，以使得包括距离该肺等效物的给定距离处的所有分支的所有小静脉运输通道的横截面面积总数保持恒定。

14.如以上权利要求中一项所述的多器官芯片装置，其中该基底层包括玻璃或者由玻璃组成，该器官层包括聚二甲硅氧烷(PDMS)或者由聚二甲硅氧烷(PDMS)组成，该器官固定器层包括聚碳酸酯或者由聚碳酸酯组成，该窦层包括PDMS或者由PDMS组成和/或该致动器层包括聚碳酸酯或者由聚碳酸酯组成。

15.如以上权利要求中一项所述的多器官芯片装置，其中这些器官等效物各自被配置用于容纳许多类器官，这些类器官的数目与一种哺乳动物有机体、优选人的对应器官中存在的平均类器官数目成比例，其中该多器官芯片装置的所有器官等效物的大小以相同的预定比例系数减小，例如以系数0,00001(1/100,000)减小。