CN112680348A - 基于器官芯片的器官模型构建方法及器官模型 - Google Patents

Abstract

本申请涉及生物组织工程技术领域，公开一种基于器官芯片的器官模型构建方法，包括：将所述器官芯片进行包被处理；然后向第一培养微孔和/或第二培养微孔内接种细胞；相应地，分别向储液孔和/或流体操作孔内加入培养液，对第一培养微孔和/或第二培养微孔内的细胞进行单孔培养、共同培养或者依次培养，获得对应的器官模型。本公开实施例基于特定的器官芯片，通过采用动态培养方式，简单无需外接复杂设备，实现恒流，模拟体内真实生理情况，获得高仿生的器官模型；构建方式灵活，满足不同器官模型的构建需求；且构建的器官模型跨膜电阻高，紧密连接蛋白表达多，屏障功能更强。本申请还公开了器官模型。

Description

基于器官芯片的器官模型构建方法及器官模型

技术领域

本申请涉及生物组织工程技术领域，例如涉及一种基于器官芯片的器官模型构建方法及器官模型。

背景技术

癌症是机体细胞失去正常调控，过度增殖而引起的疾病。癌细胞浸润周围组织，经体内循环系统和/或淋巴系统转移到身体其他部分。癌症类型多样，病症的严重程度取决于癌细胞所发生的部位、恶性程度及是否发生转移。脑转移肿瘤是继发于颅外肿瘤的常见颅内肿瘤，其中主要原发肿瘤类型为肺癌、乳腺癌、黑色素瘤等。恶性肿瘤脑转移的发生率极高，预后通常较差，例如20％～30％非小细胞肺癌病人会发生脑转移。根据原发灶肿瘤的类型不同分类，可分为肺癌脑转移、乳腺癌脑转移等。由于脑内不规则的形状很难知道肿瘤的准确位置，同时影响抗脑转移瘤药物发展的主要因素之一是血脑屏障对不同化合物有选择性透过的特点。

颅外肿瘤的3D药物筛选模型已经报道比较多，如基于支架或水凝胶材料的3D细胞模型、无基质3D肿瘤球等。中枢神经系统疾病的药物研发非常有挑战性，因为现有血脑屏障模型仿生性差，体外重现血脑屏障的生理特征和功能性响应将极大加速针对脑内疾病的药物筛选。因此，构建一个稳定的系统可以体外再现复杂的血脑屏障(blood-brain barrier,BBB)生理和结构特征仍然是难点。随着生命科学技术的发展，研究人员利用生物工程领域的“器官芯片”技术构建体外仿生模型，进行化合物筛选及相关机制的探索，并根据体外模型的生物学功能诠释药物的传统功效或新的药效。

在实现本公开实施例的过程中，发现相关技术中至少存在如下问题：现有构建方法构建的器官模型的仿生性低，且构建方式单一，只能进行单一器官模型的评价。

发明内容

为了对披露的实施例的一些方面有基本的理解，下面给出了简单的概括。所述概括不是泛泛评述，也不是要确定关键/重要组成元素或描绘这些实施例的保护范围，而是作为后面的详细说明的序言。

本公开实施例提供一种基于器官芯片的器官模型构建方法及器官模型和应用，以解决现有构建方法构建的器官模型的仿生性低，构建方式单一，只能进行单一器官模型的评价的问题。

在一些实施例中，所述基于器官芯片的器官模型构建方法，其中，器官芯片包括芯片本体，其上设置有一个或多个培养模块；其中，每个培养模块包括储液孔、第一培养微孔、第二培养微孔和多个流体操作孔，由芯片本体的上表面至内部顺次连通设置储液孔、第一培养微孔和第二培养微孔，第一培养微孔和第二培养微孔之间设置有薄膜；流体操作孔由芯片本体的上表面至内部延伸设置，多个流体操作孔设置于第二培养微孔的周围，且分别通过贯通微通道与第二培养微孔连通；器官模型构建方法，包括：

将所述器官芯片进行包被处理，获得包被器官芯片；

向包被器官芯片的第一培养微孔和/或第二培养微孔内接种细胞；相应地，分别向储液孔和/或流体操作孔内加入培养液，对第一培养微孔和/或第二培养微孔内的细胞进行单孔培养、共同培养或者依次培养，获得对应的器官模型。

在一些实施例中，所述器官模型，由前述的构建方法构建获得。

本公开实施例提供的一种基于器官芯片的器官模型构建方法，可以实现以下技术效果：

本公开实施例提供的基于器官芯片的器官模型构建方法，基于特定的器官芯片，通过采用动态培养方式，简单无需外接额外管路等复杂设备，可以体外维持恒定的流速，实现恒流，模拟体内真实生理情况，从而获得高仿生的器官模型。而且，基于该特定的器官芯片，可以实现单器官模型的构建，也可以实现多器官模型的构建，构建方式灵活，满足不同器官模型的构建需求。同时，构建得到的器官模型的跨膜电阻高，紧密连接蛋白表达多，屏障功能更强。

以上的总体描述和下文中的描述仅是示例性和解释性的，不用于限制本申请。

附图说明

一个或多个实施例通过与之对应的附图进行示例性说明，这些示例性说明和附图并不构成对实施例的限定，附图中具有相同参考数字标号的元件示为类似的元件，附图不构成比例限制，并且其中：

图1是本公开实施例提供的一种器官模型构建方法的流程框体；

图2是本公开实施例提供的另一种器官模型构建方法的流程框体；

图3是本公开实施例提供的一种器官模型构建方法所基于的器官芯片的培养模块的结构爆炸示意图；

图4是图3所示的一种器官芯片的培养模块的俯视结构示意图；

图5是本公开实施例的一种器官模型构建方法中动态培养过程的液面差变化图；

图6是本公开实施例的另一种器官模型构建方法中动态培养过程的液面差变化图；

图7是本公开实施例的另一种器官模型构建方法中动态培养过程的液面差变化图；

图8是本公开实施例的一种器官模型构建方法中的培养时间-液面差拟合曲线图；

图9是本公开实施例的另一种器官模型构建方法中的培养时间-液面差拟合曲线图；

图10是本公开实施例的另一种器官模型构建方法中的培养时间-液面差拟合曲线图；

图11是本公开实施例构建得到的一种器官模型与对比器官模型的天数-跨膜电阻曲线图；

图12是本公开实施例构建得到的一种器官模型与对比器官模型针对不同荧光化合物的表观渗透率的柱状图；

图13是本公开实施例构建得到的一种器官模型的VE-Cadherin的免疫荧光染色结果表征图；

图14是本公开实施例构建得到的一种器官模型的ZO-1的免疫荧光染色结果表征图；

图15是采用transwell静态培养的对比器官模型的VE-Cadherin的免疫荧光染色结果表征图；

图16是采用transwell静态培养的对比器官模型的ZO-1的免疫荧光染色结果表征图；

图17是本公开实施例构建得到的一种器官模型的厄洛替尼的不同浓度抑制率曲线图；

附图标记：

11、第一储液层；12、第一培养层；13、第二培养层；14、薄膜层；141、让位孔；21、储液孔；22、第一培养微孔；23、第二培养微孔；24、流体操作孔；2401、第一侧流体操作孔；2402、第二侧流体操作孔；241、操作孔Ⅰ；242、操作孔Ⅱ；243、孔槽；25、贯通微通道；251、第一侧贯通微通道；252、第二侧贯通微通道。

具体实施方式

为了能够更加详尽地了解本公开实施例的特点与技术内容，下面结合附图对本公开实施例的实现进行详细阐述，所附附图仅供参考说明之用，并非用来限定本公开实施例。在以下的技术描述中，为方便解释起见，通过多个细节以提供对所披露实施例的充分理解。然而，在没有这些细节的情况下，一个或多个实施例仍然可以实施。在其它情况下，为简化附图，熟知的结构和装置可以简化展示。

本公开实施例的说明书和权利要求书及上述附图中的术语“第一”、“第二”等是用于区别类似的对象，而不必用于描述特定的顺序或先后次序。应该理解这样使用的数据在适当情况下可以互换，以便这里描述的本公开实施例的实施例。此外，术语“包括”和“具有”以及他们的任何变形，意图在于覆盖不排他的包含。

本公开实施例中，术语“上”、“下”、“内”、“中”、“外”、“前”、“后”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系。这些术语主要是为了更好地描述本公开实施例及其实施例，并非用于限定所指示的装置、元件或组成部分必须具有特定方位，或以特定方位进行构造和操作。并且，上述部分术语除了可以用于表示方位或位置关系以外，还可能用于表示其他含义，例如术语“上”在某些情况下也可能用于表示某种依附关系或连接关系。对于本领域普通技术人员而言，可以根据具体情况理解这些术语在本公开实施例中的具体含义。

另外，术语“设置”、“连接”、“固定”应做广义理解。例如，“连接”可以是固定连接，可拆卸连接，或整体式构造；可以是机械连接，或电连接；可以是直接相连，或者是通过中间媒介间接相连，又或者是两个装置、元件或组成部分之间内部的连通。对于本领域普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本公开实施例中的具体含义。

除非另有说明，术语“多个”表示两个或两个以上。

需要说明的是，在不冲突的情况下，本公开实施例中的实施例及实施例中的特征可以相互组合。

结合图1-4所示，本公开实施例提供的一种基于器官芯片的器官模型构建方法。如图3和图4所示，器官芯片包括芯片本体，其上设置有一个或多个培养模块；其中，每个培养模块包括储液孔21、第一培养微孔22、第二培养微孔23和多个流体操作孔24，由芯片本体的上表面至下表面顺次连通设置储液孔21、第一培养微孔22和第二培养微孔23，第一培养微孔22和第二培养微孔23之间设置有薄膜14；流体操作孔24由芯片本体的上表面至内部延伸设置，多个流体操作孔24设置于第二培养微孔23的周围，且分别通过贯通微通道25与第二培养微孔23连通；其中，器官模型构建方法，包括：

S10、将器官芯片进行包被处理，获得包被器官芯片；

S20、向包被器官芯片的第一培养微孔和/或第二培养微孔内接种细胞；相应地，分别向储液孔和/或流体操作孔内加入培养液，对第一培养微孔和/或第二培养微孔内的细胞进行单孔培养、共同培养或者依次培养，获得对应的器官模型。

本公开实施例的器官模型构建方法，基于如图3和图4所示的器官芯片，通过采用动态培养方式，简单无需外接额外管路等复杂设备，可以体外维持恒定的流速，实现恒流，模拟体内真实生理情况，从而获得高仿生的器官模型。而且，基于该特定的器官芯片，可以实现单器官模型的构建，也可以实现多器官模型的构建，构建方式灵活，满足不同器官模型的构建需求。同时，获得的器官模型的Teer值高，且紧密连接蛋白表达更多，屏障功能更强。

本公开实施例中，将第一培养微孔内接种的细胞定义为第一细胞，第二培养微孔内接种的细胞定义为第二细胞；将针对第一细胞进行培养的培养液定义为第一培养液，针对第二细胞进行培养的培养液定义为第二培养液。其中，第一细胞和第二细胞可以是同一器官的同种/不同种细胞，也可以是不同器官的细胞，依据所需构建的器官模型确定即可。第一培养液和第二培养液可以相同，也可以不同，依据所培养的细胞种类确定即可。

在一些实施例中，对第一培养微孔和/或第二培养微孔内的细胞进行单孔培养，包括：S2-10、向包被器官芯片的第一培养微孔内接种细胞(第一细胞)；分别向储液孔和流体操作孔内加入培养液(第一培养液)，对第一培养微孔内的细胞进行培养，得到器官模型。将本实施例获得的器官模型记为第一种器官模型。本实施例中，第一细胞包括同一器官的同种/不同种细胞，获得的第一种器官模型为单器官模型。

可选地，第一细胞包括原发肿瘤细胞、转移肿瘤细胞或者正常细胞。从而对应地获得肿瘤模型和人体正常器官模型。其中，正常细胞，是相对于病理细胞而言的称谓，也可称为健康细胞。例如，正常细胞包括肝脏细胞或者神经细胞，相应地构建获得肝器官模型或者神经器官模型。

在一些实施例中，对第一培养微孔和/或第二培养微孔内的细胞进行单孔动态培养，包括：S2-20、向包被器官芯片的第二培养微孔内接种细胞(第二细胞)；分别向储液孔和流体操作孔内加入培养液(第二培养液)，对第二培养微孔内的细胞进行动态培养，得到器官模型。将本实施例获得的器官模型记为第二种器官模型。

本实施例中，第二细胞包括同一器官的同种/不同种细胞，获得的第二种器官模型为单器官模型。

可选地，第二细胞包括生物屏障类细胞，则该第二种器官模型为生物屏障器官模型。可选地，第二细胞包括脑屏障类细胞、肾屏障类细胞或肠屏障类细胞，对应地，该第二种器官模型为血脑屏障器官模型、肾屏障器官模型或者肠屏障器官模型。

可选地，第二细胞包括生物屏障类细胞，例如，脑屏障类细胞、肾屏障类细胞或者肠屏障类细胞，从而构建得到生物屏障器官模型。可选地，第二细胞包括脑屏障类细胞，例如，脑微血管内皮细胞系hCMEC/D3；构建得到血脑屏障器官模型。

在一些实施例中，对第一培养微孔和/或第二培养微孔内的细胞进行共同培养(共同动态培养)，包括：S2-30、分别向包被器官芯片的第一培养微孔内接种细胞(第一细胞)和向第二培养微孔内接种细胞(第二细胞)；然后，分别向储液孔内加入培养液(第一培养液)和向流体操作孔内加入培养液(第二培养液)，对第一培养微孔内的细胞和第二培养微孔内的细胞同时进行动态培养，得到器官模型。将本实施例获得的器官模型记为第三种器官模型。

本实施例中，可选地，第一细胞和第二细胞为同一器官的同种/不同种细胞，得到的器官模型为单器官模型。可选地，第一细胞和第二细胞为不同器官的细胞，得到器官模型为多器官模型。

在一些实施例中，对第一培养微孔和/或第二培养微孔内的细胞进行依次培养，包括：

S2-41、向包被器官芯片的第一培养微孔内接种细胞(第一细胞)；向储液孔内加入培养液(第一培养液)，对第一培养微孔内的细胞进行培养，得到第一细胞器官模型；

S2-42、向第一细胞器官模型的第二培养微孔内接种细胞(第二细胞)；向流体操作孔内加入培养液(第二培养液)，向储液孔内加入培养液(第一培养液)，对第二培养微孔内的细胞(第二细胞)和第一培养微孔内的细胞(第一细胞)进行动态培养，得到第一细胞-第二细胞器官模型。

在一些实施例中，对第一培养微孔和/或第二培养微孔内的细胞进行依次培养，包括：

S2-51、向包被器官芯片的第二培养微孔内接种细胞(第二细胞)；向流体操作孔内加入培养液(第二培养液)，对第二培养微孔内的细胞进行动态培养，得到第二细胞器官模型；

S2-52、向第二细胞器官模型的第一培养微孔内接种细胞(第一细胞)；向储液孔内加入培养液(第一培养液)，向流体操作孔内加入培养液(第二培养液)，对第一培养微孔内的细胞(第一细胞)和第二培养微孔内的细胞(第二细胞)进行动态培养，得到第一细胞-第二细胞器官模型。

前述依次培养的实施例获得的第一细胞-第二细胞器官模型记为第四种器官模型。该第四种器官模型中，依据第一细胞和第二细胞的种类而形成单器官模型或者多器官模型。

可选地，第一细胞和第二细胞均为同一器官的同种/不同种细胞，得到的器官模型为单器官模型。

可选地，第一细胞和第二细胞为不同器官的细胞，得到器官模型为多器官模型。构建用于研究多种器官相互作用的模型，如血管-肿瘤模型、血脑屏障-肿瘤模型等，用于研究血管发生、药物渗透、细胞极化、细胞迁移和药物活性评价，以及抗癌药物筛选等。可选地，第一细胞可以是同一器官相关的一种或多种细胞，例如，2种、3种甚至更多种。可选地，第二细胞可以是同一器官相关的一种或多种细胞，例如，2种、3种甚至更多种。

可选地，前述步骤S2-30、S2-41和S2-42、S2-51和S2-52中，第一细胞包括原发肿瘤细胞或者转移肿瘤细胞，例如，肺癌转移细胞、神经脑胶质瘤细胞；第二细胞包括生物屏障类细胞，例如，脑屏障类细胞、肾屏障类细胞或者肠屏障类细胞；从而构建得到生物屏障-肿瘤多器官模型。可应用于化合物筛选的体外模型研究。

可选地，第二细胞包括脑屏障类细胞，例如，脑微血管内皮细胞系hCMEC/D3；第一细胞包括原发脑肿瘤细胞或者转移脑肿瘤细胞；获得血脑屏障-脑肿瘤器官模型。该血脑屏障-脑肿瘤器官模型能够针对脑内原发或脑转移肿瘤的药物进行筛选，获得一种能够体外构建仿生性血脑屏障-脑肿瘤共培养模型，且其可应用于脑原发或脑转移抗癌药物筛选中。

本公开实施例中，单孔培养、共同培养或者依次培养中，均可采用动态培养，采用的具体的动态培养方式不限定，可以是注射泵灌流方式，也可以采用摇床流体驱动方式。其中，摇床流体驱动方式，简单无需外接额外设备，这种设置可以体外维持恒定的流速，实现恒流，模拟体内真实生理情况，从而获得高仿生的器官模型。

在一些实施例中，在动态培养中，控制流体剪切力小于或等于10dyn/cm²范围内。流体剪切力在体内是指血流作用于血管壁单位面积的力，也称为剪切力，可以调节血管内皮细胞的基因表达，促进血管内皮细胞形成更加紧密的连接。流体剪切力体现了动态培养过程中流体的运动状态，通过调整动态培养过程中的各个参数来获得。

可选地，动态培养中，控制流体剪切力在0.01～8dyn/cm²范围内。

可选地，动态培养中，控制流体剪切力在0.05～6dyn/cm²范围内。

可选地，动态培养中，控制流体剪切力在0.1～3dyn/cm²范围内。

可选地，动态培养中，控制流体剪切力在0.2～2dyn/cm²范围内。

可选地，动态培养方式为摇床驱动的方式，设置频率为0.1～80circle/min，倾斜角度为0～45°等。即可保证在动态培养过程中的流体剪切力不超过10dyn/cm²范围内。

可选地，动态培养方式为摇床驱动的方式，设置频率为0.5～6circle/min，倾斜角度为10°～40°等。获得更好的恒流环境。

可选地，动态培养方式为摇床驱动的方式，设置频率为1～6circle/min，倾斜角度为30°等。获得更好的恒流环境。

在一些实施例中，器官芯片中，贯通微通道的截面面积在0.01～4mm²范围内。贯通微通道的截面的形状不限定，可选地，贯通微通道的截面形状为圆形、椭圆形、方形等。

可选地，贯通微通道的截面面积在0.05～2.5mm²范围内。

可选地，贯通微通道的截面面积在0.1～1mm²范围内。

可选地，贯通微通道的截面形状为方形，且内角处设置为弧形过渡。

可选地，贯通微通道的宽度为0.1～2mm，高度为0.1～2mm。长度不限定，依据流体操作孔与第二培养微孔之间的距离确定即可。该尺寸的贯通微通道能获得更好的恒流环境。

可选地，器官芯片中，贯通微通道的宽度为0.5～2mm，高度为0.25～1mm。

在一些实施例中，步骤S10中，将器官芯片进行包被处理，具体包括：向器官芯片的流体操作孔和储液孔内分别加入包被液，动态孵育，然后动态清洗，得到包被器官芯片。

可选地，步骤S10中采用的一种包被液，包括Ⅰ型鼠尾胶原蛋白溶液，其中，Ⅰ型鼠尾胶原蛋白的浓度为0.1～1mg/mL。有利用后续第二培养微孔内的细胞的贴壁生长。

可选地，Ⅰ型鼠尾胶原蛋白的浓度为0.2～0.8mg/mL。

可选地，Ⅰ型鼠尾胶原蛋白的浓度为0.25～0.6mg/mL。

可选地，步骤S10中，使得每一流体操作孔内的包被液的体积与储液孔内的包被液的体积的比例为0.5～3﹕1。可选地，比例为1～2﹕1。可选地，比例为1﹕1。

可选地，步骤S10中，使得器官芯片的每一流体操作孔内具有20μL包被液，储液孔内具有20μL包被液。

当然，步骤S10中采用的包被液不限于前述的Ⅰ型鼠尾胶原蛋白的乙酸溶液，其他可用的包被液，如基质胶，也可用于本公开实施例中。

步骤S10中，动态孵育的时间不限定，依据实际情况确定即可。可选地，动态孵育2小时～过夜。

可选地，步骤S10中，动态清洗中，采用磷酸缓冲盐溶液(PBS)进行清洗。

本公开实施例中，由步骤S10获得包被器官芯片后，若不立即进行后续的操作步骤，可在包被器官芯片的流体操作孔和中间腔室(储液孔和第一培养微孔构成)中加入培养液，置于培养箱中备用。其中，储液孔和第一培养微孔呈同轴设置，构成中间腔室。可选地，使得每一流体操作孔内的培养液的体积与储液孔内的培养液的体积比例为0.8～3﹕1。可选地，比例为1～2﹕1。可选地，比例为1﹕1。

可选地，每一流体操作孔中具有125μL培养液，中间腔室内具有125μL培养液。

在一些实施例中，步骤S20中，向包被器官芯片的第二培养微孔内接种细胞，具体包括：向包被器官芯片的流体操作孔内加入相应细胞的细胞悬液(第二细胞悬液)，静态贴壁，完成在第二培养微孔内接种细胞。本实施例是第二培养微孔内接种细胞的一种方式，将细胞悬液加入流体操作孔内，通过贯通微通道使细胞悬液流入第二培养微孔内，实现将细胞接种于第二培养微孔内。本实施例可适用于前述的步骤S2-20、步骤S2-30、步骤S2-42以及步骤S2-51中的相应的操作中。

本实施例中，第二培养微孔内接种的细胞(第二细胞)依据所要构建的器官模型所需的细胞确定，并将其消化配置为细胞悬液即可。第二细胞的第二细胞悬液的密度不限定，依据具体接种的细胞种类以及构建后的器官模型的性能指标确定即可。

可选地，将第二细胞悬液从与第二培养微孔连接的一个流体操作孔或位于同侧的一个或多个流体操作孔加入。其中，当多个流体操作孔成对设置于第二培养微孔的相对两侧时，且设置有多对流体操作孔时，可从同侧的多个流体操作孔的一个或部分或全部的流体操作孔加入第二细胞悬液，使种植更均匀。

可选地，第二细胞悬液的密度为0.5～10×10⁷cells/mL；向包被器官芯片的流体操作孔中加入1～20μL的第二细胞悬液。

可选地，第二细胞为脑微血管内皮细胞；脑微血管内皮细胞悬液的密度为0.6～2.5×10⁷cells/mL；向包被器官芯片的流体操作孔中接种5～15μL脑微血管内皮细胞悬液。

可选地，脑微血管内皮细胞悬液的密度为1×10⁷cells/mL；向包被器官芯片的流体操作孔中加入10μL脑微血管内皮细胞悬液。

可选地，脑微血管内皮细胞为脑微血管内皮细胞系hCMEC/D3。

进一步为了防止蒸发，在流体操作孔中加入细胞悬液后，向储液孔中加入培养液。向储液孔中加入的培养液的体积不限定，以能防止蒸发为依据确定即可。可选地，向储液孔中加入20μL培养液。

可选地，静态贴壁2h。

在一些实施例中，步骤S20中，向包被器官芯片的第一培养微孔内接种细胞，具体包括：向包被器官芯片的第一培养微孔中加入相应细胞的细胞悬液或细胞-基质材料混合液，然后于37℃培养箱中凝固成胶，完成在第一培养微孔内接种细胞。本实施例是第一培养微孔内接种细胞的一种方式，但不限于该方式。本实施例可适用于前述的步骤S2-10、步骤S2-30、步骤S2-41以及步骤S2-52中的相应的操作中。

本实施例中，可在器官芯片的上表面加盖盖子后，再置于37℃培养箱中。防止混合液蒸发，保证成胶效果。

可选地，于37℃培养箱中，放置5～10min。保证可充分凝固成胶。

可选地，细胞-基质材料混合液包括第一细胞和胶原母液，胶原母液包括胶原、碱性溶液和生物缓冲液。本实施例中，共培养细胞-基质材料混合液将胶原母液和共培养细胞的消化悬液混合即可。

可选地，胶原母液中，胶原、碱性溶液和生物缓冲液的体积比为8～10﹕0.2～0.4﹕1；且细胞-基质材料混合液中，胶原的浓度为1.5～2.5mg/mL。

可选地，控制向第一培养微孔内接种的细胞(第一细胞)的细胞数量为500～10000个。接种的细胞数量按照细胞系的种类以及其增殖周期不同进行调整即可。本实施例中，可将第一细胞配制成细胞-基质材料混合液的形式加入第一培养微孔内。

可选地，控制向第一培养微孔内接种的细胞(第一细胞)的细胞数量为1000～5000个。

可选地，控制向第一培养微孔内接种的细胞(第一细胞)的细胞数量为3000个。

可选地，第一细胞包括肿瘤细胞系NCI-H1975或者PC-9，每个第一培养微孔内接种的细胞数量为3000个。

可选地，向包被器官芯片的第一培养微孔中加入8μL细胞-基质材料混合液。

可选地，细胞悬液采用常规的消化方法获取即可。可参考前述的“向包被器官芯片的第二培养微孔内接种细胞”实施例中的细胞悬液的获取方法。

本公开实施例中，不论是步骤S2-10和步骤S2-20的单孔培养，步骤S2-30的共同动态培养，还是步骤S2-41和S2-42，步骤S2-51和S2-52的依次培养，在对细胞进行培养的过程中，可针对性地向相应的流体操作孔和/或储液孔内加入培养液，提高培养效果。加入的培养液的量不限定，依据实际需要确定即可。

在一些实施例中，在分别向流体操作孔和储液孔内均加入培养液的情况下，使得每一流体操作孔内的培养液的体积与储液孔内的培养的体积的比例为0.5～3﹕1。

可选地，每一流体操作孔内的培养液的体积与储液孔内的培养的体积的比例为1～2﹕1。可选地，比例为1﹕1。

在培养过程中，在仅向流体操作孔或储液孔内加入培养液的情况下，加入的培养基的量不限定，依据实际情况确定即可。

本公开实施例中，在向流体操作孔和/或储液孔内加入培养液时，通过控制加入速率，使培养液缓慢进入，可防止产生气泡，提高培养效果。可选地，控制以1滴/s的速率向第一培养微孔中加入培养基。

本公开实施例中，储液孔与第一培养微孔是连通的，因此，向储液孔内加入培养液，均理解为同时向第一培养微孔内加入培养液。

本公开实施例中，采用的器官芯片中包括多个呈阵列排布的培养模块，其中某些培养模块可能存在缺陷，同时，通过控制多个培养模块之间的布局间隔，以及各培养模块内的流体操作孔与储液孔之间的尺寸，即可使本实施例的器官芯片适配于标准化的电阻测量设备。因此，在一些实施例中，在将器官芯片进行包被处理之前，即在步骤S10之前，还包括：测定器官芯片的基础阻值；筛选出基础阻值在设定范围内的有效培养模块。本实施例中，设定范围为[Ω_min，Ω_max]，Ω_min和Ω_max的取值依据构建的器官模型所使用的薄膜类型确定即可。基础阻值过大的培养模块去除，过小可能有串流现象，也去除。通过该步骤可将不满足基础阻值范围的培养模块标记出来，在后续的器官模型的构建过程中，不使用该些不满足条件的培养模块，保证构建效率。

可选地，测定器官芯片的基础阻值，包括以下步骤：向器官芯片的流体操作孔和中间腔室(储液孔)内分别加入缓冲液；电阻仪测量头采用缓冲液平衡5设定时间后，测定器官芯片中各培养模块的基础阻值。本实施例中，在测量过程中，应固定电阻仪探头位置和高度，例如，垂直放置在器官芯片的储液孔的中间位置。缓冲液的种类不限定，只要适用于生物模型构建的缓冲液均可，例如，缓冲液采用PBS。

可选地，使得器官芯片的每一流体操作孔内的缓冲液的体积和中间腔室内的缓冲液的体积的比例为0.5～3﹕1。可选地，比例为1～2﹕1。可选地，比例为1﹕1。

可选地，向器官芯片的流体操作孔内加入200μL缓冲液，向中间腔室内加入100μL缓冲液。使得器官芯片的每一流体操作孔内具有100μL缓冲液，中间腔室内具有100μL缓冲液。

在一些实施例中，电阻仪的测量方式，按照商品化产品使用方法进行即可。

本公开实施例提供了一种器官模型，通过前述的器官模型构建方法构建获得。构建得到的器官模型具有高仿生性，跨膜电阻高，且紧密连接蛋白表达更多，屏障功能更强。例如，构建获得的血脑屏障的跨膜电阻可达200Ω/cm²。

本实施例中的器官模型依据构建过程中接种的细胞种类可以获得单器官模型或者多器官模型。

可选地，第一培养微孔和第二培养微孔中分别接种不同器官的同种细胞/不同种细胞，获得多器官模型。

可选地，第一培养微孔和/或第二培养微孔中接种同种细胞或者同一器官的不同种细胞，构建得到单器官模型。

下面结合图3和图4，说明本公开实施例的器官模型构建方法中所基于的器官芯片。该器官芯片，结构简单，通过贯通微通道将流体操作孔与第二培养微孔连通，通过储液孔和流体操作孔进行简单操作，方便细胞接种、换液、取样等操作，操作简单，不需要专业技术人员，扩大了培养芯片的应用范围，普适性提高。第一培养微孔和第二培养微孔可灵活实现2D和3D器官单独或共培养。基于重力的流体驱动是是一种简单、精准的流体控制方式，可实现第二培养微孔内培养环境的实时动态更新，而且，可实现多器官的长时间体外动态共培养。多个培养模块按照多孔板间距高通量布局，与高通量、自动化设备兼容。还可以结合物理作用力包括生理水平相关的流体剪切力、循环压力和机械压缩力，可以实现器官特异性的响应如聚集循环免疫细胞、响应药物、毒素以及其他环境干扰。而且，可实现多器官的长时间体外动态共培养。储液孔21、第一培养微孔22和第二培养微孔23同轴连通设置，流体操作孔24和贯通微通道实现第二培养微孔23内的培养液的微流控制，同时通过储液孔21和流体操作孔24进行流体操作，是一种简单、精准的流体控制方式。

可选地，储液孔21和第二流体操作孔24的形状包括圆形、椭圆形或者跑道形状。

可选地，第一培养微孔22的形状为圆形。

可选地，第二培养微孔23的形状为圆形、正方形、长方形或六边形。

可选地，第二培养微孔23为通孔。则储液孔21、第一培养微孔22和第二培养微孔23构成通孔(其中，第一培养微孔22和第二培养微孔23之间通过薄膜连通)，该芯片本体在使用时，配合底板使用即可。

可选地，芯片本体上设置的多个培养模块的数量为12个、24个、36个或96个等，多个培养模块中的排布方式与现有商品化的加样设备、检测器(如，酶标仪、高内涵成像系统等)兼容匹配。实现高通量器官培养和检测。

可选地，流体操作孔24的数量为两个，即一对，分别设置于第二培养微孔23的相对两侧。当然，流体操作孔24的数量不限于图3和图4中所示的两个，还可以3个、4个、5个、6个，或者更多个，依据实际需要确定即可。

可选地，多个流体操作孔24成对设置于第二培养微孔23的相对两侧时。成对设置，能更好地实现动态培养。

下面以血脑屏障模型为例，采用实施例1的器官芯片，说明本公开实施例的器官模块构建方法。

实施例1

结合图3和图4所示，一种器官芯片，包括芯片本体，芯片本体上包括多个培养模块，每个培养模块，包括储液孔21、第一培养微孔22，第二培养微孔23和两个流体操作孔24(一对流体操作孔24)，以及贯通微通道25；由芯片本体的表面至内部顺次同轴连通设置储液孔21、第一培养微孔22和第二培养微孔23，且第一培养微孔22和第二培养微孔23之间设置有薄膜；两个流体操作孔24也由芯片本体的表面至内部延伸设置，且分别位于储液孔21的两侧；第一侧流体操作孔2401通过第一侧贯通微通道251与第二培养微孔23连通，第二侧流体操作孔2402通过第二侧贯通微通道252与第二培养微孔23连通。其中，储液孔21的横截面大于第一培养微孔22的横截面时，使储液孔21的横截面大于所述第二培养微孔23的横截面。便于培养操作和观察。贯通微通道25的截面面积在0.01～4mm²范围内，例如，宽度为0.1～2mm，高度为0.1～2mm。当然，还可以在前述的培养模块的基础上，增加流体操作孔24对数，并相应地增加贯通微通道25的数量，来获得不同变形的培养模块，在此不再赘述。

具体地，芯片本体，包括：

第一储液层11，其上设置有储液孔21、流体操作孔24的操作孔Ⅰ241；

第一培养层12，其上设置有第一培养微孔22、流体操作孔24的操作孔Ⅱ242；第一培养层12叠置于第一储液层11下方，且使得第一培养微孔22与储液孔21连通；操作孔Ⅱ242与操作孔Ⅰ241连通；

第二培养层13，其上设置有第二培养微孔23、贯通微通道25和孔槽243；第二培养层13叠置于第一培养层12下方，且使得第二培养微孔23与第一培养微孔22连通，操作孔Ⅱ242与孔槽243连通，贯通微通道25连通第二培养微孔23与孔槽243；

薄膜14，薄膜14上分布微纳尺寸的孔；薄膜14设置于第一培养微孔22与第二培养微孔23之间。

本实施例1中，当第二培养层13上设置的第二培养微孔23是盲孔时，芯片本体包括四层；当第二培养层13上设置的第二培养微孔23是通孔时，芯片本体还包括底板，芯片本体包括五层。芯片本体，将四层/五层芯片结构按顺序叠置连接即可。可以利用双面胶、超声、热键合、plasma、热压等封接工艺将各层芯片粘结组装到一起。可选地，第一储液层11和第一培养层12可合并设置为一层结构进行加工，依据实际情况确定即可。在组装时，可先将薄膜层14与与第一储液层11和第一培养层12组装后，作为整体再与第二培养层13进行组装。本公开实施例中，薄膜14的设置需让开流体操作孔24与贯通微通道25的连通处。如图3中，薄膜14上设置有让位孔141，与第一储液层11上的操作孔Ⅰ241对应设置。

本实施例1中，芯片本体的薄膜层14可以采用透明、带有孔径的聚酯(polyethylene terephthalate，PET)薄膜或PC膜。其余各层芯片结构的材质为聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚二甲基硅氧烷(PDMS)、聚碳酸酯(PC)和PS等一种或几种。各层结构的制作可以采用软光刻、塑模法、激光刻蚀、机加工、LIGA或者一次性注塑等方式获得各层芯片结构。

本实施例1中流体操作孔24呈阶梯孔；且操作孔Ⅰ241的孔径大于操作孔Ⅱ242的孔径，操作孔Ⅱ242的孔径大于孔槽243的孔径。减少接种细胞时细胞在孔内的驻留/沉积。本实施例1中流体操作孔24为二阶阶梯孔。当然，流体操作孔24采用直孔也可以，不限于图3和图4给出的阶梯孔结构。操作孔Ⅰ241、操作孔Ⅱ242和孔槽243构成流体操作孔。

实施例2

一种基于实施例1的器官芯片的血脑屏障模型的构建方法，包括以下步骤：

S31、将器官芯片进行包被处理，得到包被器官芯片。具体包括：

配置包被液：用乙酸稀释Ⅰ型鼠尾胶原蛋白，得到Ⅰ型鼠尾胶原蛋白浓度为0.4mg/mL的包被液。向器官芯片的流体操作孔内加入40μL包被液(使得每一流体操作孔内具有20μL包被液)，储液孔内加入包被液20μL包被液，于摇床上动态孵育2h，采用磷酸缓冲盐溶液(PBS)进行动态清洗，得到包被器官芯片。

S32、向包被器官芯片的第二培养微孔内接种细胞；具体包括：

消化脑微血管内皮细胞系hCMEC/D3，得到密度为1×10⁷cells/mL的脑微血管内皮细胞悬液，向包被器官芯片的第二培养微孔中接种10μL脑微血管内皮细胞悬液，再向储液孔中加入20μL培养液，然后将包被器官芯片倒置，静态贴壁2h，完成接种，得到贴壁器官芯片。

S33、向步骤S32得到的贴壁器官芯片的储液孔和流体操作孔内加入培养液，对第二培养微孔内的细胞进行动态培养；具体包括：

向贴壁器官芯片的流体操作孔内加入250μL培养液(则每一流体操作孔内具有125μL培养液)，储液孔内加入125μL培养液；然后置于培养箱内动态培养72h，得到血脑屏障器官模型。其中，动态培养中，采用摇床流体驱动方式，控制频率为1～6circle/min，倾斜角度为10°～40°，且每48小时换液处理。本步骤S33中，流体剪切力控制在0.1～1dyn/cm²范围内。

本实施例2中，通过确定动态培养中摇床频率分别为1circle/min和倾斜角度为30°(对应流体剪切力为0.2dyn/cm²)、2circle/min和倾斜角度为30°(对应流体剪切力为0.5dyn/cm²)，以及4circle/min和倾斜角度为30°(对应流体剪切力为1dyn/cm²)，对应得到血脑屏障器官模型Ⅰ、血脑屏障器官模型Ⅱ和血脑屏障器官模型Ⅲ。

本实施例2中，对步骤S33的动态培养过程中不同摇床频率下的液面差变化进行了表征，图5所示的是摇床频率为1circle/min的液面差变化图，图6所示的是摇床频率为2circle/min的液面差变化图，图7所示的是摇床频率为4circle/min的液面差变化图。同时，对动态培养过程中的培养时间与液面差进行了拟合，获取如图8至图10的培养时间-液面差拟合曲线图，图8对应的是摇床频率为1circle/min的拟合曲线，图9对应的是摇床频率为2circle/min的拟合曲线，图10对应的是摇床频率为4circle/min的拟合曲线。可见，在1～4circle/min的摇床频率下，动态培养过程中均为恒流环境，仿生程度高，且在2circle/min的摇床频率下恒流更佳，仿生性更好。

本实施例2对步骤S33中经动态培养72h后的血脑屏障器官模型Ⅱ进行跨膜电阻(TEER)值测量，如图11中“—●—”所示的天数-跨膜电阻曲线。其中，作为对比，利用transwell静态培养构建对比血脑屏障模型，并对该对比血脑屏障模型进行跨膜电阻(TEER)值测量，如图11中“—■—”所示的天数-跨膜电阻曲线。由图11可知，本实施例2的血脑屏障器官模型Ⅱ的初始TEER值即达到120Ω/cm²，在第3～5天TEER值达到峰值，最大值达到260Ω/cm²，第6天后处于平衡，在200Ω/cm²左右。且血脑屏障器官模型Ⅱ的TEER值远高于transwell静态培养的对比血脑屏障模型。

本实施例2对步骤S33中经动态培养72h后的血脑屏障器官模型Ⅱ进行药物渗透实验，绘制得到如图12中所示的不同荧光化合物的表观渗透率的黑色柱。其中，作为对比，利用transwell静态培养构建对比血脑屏障模型，并对该对比血脑屏障模型进行药物渗透实验，如图12中所示的不同荧光化合物的表观渗透率的灰色柱。由图12可知，本实施例2的血脑屏障器官模型Ⅱ的分子渗透率低于transwell静态培养的对比血脑屏障模型。

本实施例2对步骤S33中经动态培养72h后的血脑屏障器官模型Ⅱ进行紧密连接表征，如图13所示的VE-Cadherin的免疫荧光染色结果表征图，图14是ZO-1的免疫荧光染色结果表征图。其中，作为对比，利用transwell静态培养构建对比血脑屏障模型，并对该对比血脑屏障模型进行紧密连接表征，如图15所示的VE-Cadherin的免疫荧光染色结果表征图，图16是ZO-1的免疫荧光染色结果表征图。对比图13和图15，对比图14和图16可知，亮度和数量可见增多，说明本实施例2的血脑屏障器官模型Ⅱ紧密连接蛋白表达更多，更仿生。针对呈灰度表示的图14和图16，说明下黑色区域所代表的物质，灰色区域所代表的物质，并说明两者所覆盖面积的不同所能读出的信息。其中，图13至图16均为放大20倍的表征图。

其中，transwell静态培养构建对比血脑屏障模型的构建方法为常规构建方法。

实施例3

一种血脑屏障-脑转移肿瘤共培养器官模型的构建方法，如图2所示，包括以下步骤：

S41、将器官芯片进行包被处理，得到包被器官芯片。具体包括：

配置包被液：用乙酸稀释Ⅰ型鼠尾胶原蛋白，得到Ⅰ型鼠尾胶原蛋白浓度为0.4mg/mL的包被液。向器官芯片的流体操作孔内加入100μL包被液(使得每一流体操作孔内具有50μL包被液)，储液孔内加入包被液50μL包被液，于摇床上动态孵育2h，采用磷酸缓冲盐溶液(PBS)进行动态清洗，得到包被器官芯片。

S42、向包被器官芯片的第一培养微孔内接种细胞，然后向储液孔内加入培养液，对第一培养微孔内的细胞进行培养；具体包括：

配置第一细胞-基质材料混合液第一细胞-基质材料混合液包括第一细胞和胶原母液，第一细胞采用肿瘤细胞系PC-9，消化后得到相应的第一细胞悬液；配制10μL胶原母液：8.5μL鼠尾I型胶原(浓度为3～4mg/mL)、0.5μL NaOH溶液(1M)和1μL 4-羟乙基哌嗪乙磺酸缓冲液(浓度为1M，HEPES缓冲液)，吹打20次以上混匀，若混匀过程产生气泡，离心5s。将第二细胞和胶原母液共混后，使得混合液中鼠尾I型胶原的浓度为1～2mg/mL。

向包被器官芯片的第一培养微孔中加入8μL第一细胞-基质材料混合液(即每孔接种共培养细胞的数量为3000个)，在器官芯片的上表面加盖盖子后，然后置于37℃培养箱中，放置5～10min，待凝固成胶后，完成第一细胞的接种；

再向第一培养微孔中加入150μL培养基，继续在37℃培养箱中培养24h，得到接种第一细胞的器官芯片。

S43、向接种第一细胞的器官芯片的第二培养微孔内接种细胞；具体包括：

消化脑微血管内皮细胞系hCMEC/D3，得到密度为1×10⁷cells/mL的脑微血管内皮细胞悬液，向接种共培养细胞的器官芯片的流体操作孔中加入10μL脑微血管内皮细胞悬液，再向每一流体操作孔中加入20μL培养液，然后将器官芯片静态贴壁2h，得到贴壁器官芯片。

S44、向步骤S43得到的贴壁器官芯片的储液孔和流体操作孔内加入培养液，对第二培养微孔内的细胞进行动态培养；具体包括：

向贴壁器官芯片的流体操作孔内加入160μL培养液(则，每一流体操作孔内具有80μL培养液，记为第二培养液)，储液孔内加入80μL培养液(记为第一培养液)；然后置于培养箱内动态培养72h，得到血脑屏障-脑转移肿瘤共培养器官模型。其中，动态培养中，采用摇床流体驱动方式，频率为2circle/min倾斜角度为30(对应流体剪切力为0.5dyn/cm²)，且每48小时换液处理。其中，第一培养液和第二培养液采用不同的培养液。

本实施例3中对血脑屏障-脑转移肿瘤共培养器官模型进行药物测试以及细胞活力检测，代表性测试结果如图17厄洛替尼的不同浓度抑制率曲线图，曲线拟合得IC50是5.96μM，结果表明，厄洛替尼可以透过血脑屏障，且可以抑制肺癌细胞系PC-9的增殖。

本公开实施例中，构建过程中采用的培养液，可以采用1640培养基、DMEM培养基和ECM培养基。依据所针对培养的细胞种类选择合适的培养基即可。

本公开实施例中，对实施例2构建的血脑屏障器官模型的评价采用以下方法：

1.高仿生血脑屏障模型跨膜电阻(TEER)值测量

将经步骤33贴有脑微血管内皮细胞且动态培养72h之后的器官芯片，置于超净台静置20min，使器官芯片温度降至室温(这个过程中可以根据需要进行显微镜观察、拍照)；之后用无菌PBS清洗通道一次，再在每个流体操作孔内加100μL PBS，中间腔室加100μLPBS，电阻仪测量头用PBS平衡20min后测定芯片阻值；(阻值测定注意每次位置和高度一致，下探三次取稳定均值；)

2.药物渗透实验

将经步骤33贴有脑微血管内皮细胞且动态培养72h之后的器官芯片，用无血清培养液清洗1遍，之后配置相应浓度的荧光化合物溶液(如荧光素Na、Dextran-4000、Dextran-40000)，器官芯片上层(薄膜上方的第一培养微孔和储液孔内)加无血清培养液100μL，芯片下层(第二培养微孔内)加荧光化合物溶液100μL(通过流体操作孔加入)，之后摇床上动态渗透1小时(根据需求可以动态渗透2小时)；渗透完毕，吸取芯片上层100μL溶液于96孔板中或200μL离心管中，用酶标仪在相应波段测定药物荧光强度(注意加空无血清培养液做空白孔)。表观渗透率计算：

Papp(cm/s)＝(1/AC0)(dQ/dt)

其中A代表传质面积，C0代表下层培养液中荧光化合物浓度，dQ/dt为跨膜转运速率。

3.紧密连接表征

VE-Cadherin、ZO-1、DAPI免疫荧光染色：每个储液孔中加入50μL固定液(4％多聚甲醛)，室温动态固定20min；之后流体操作孔内各加120μL预冷的PBS缓冲液动态清洗5min，室温下操作；之后流体操作孔内各加120μL的0.5％Triton X-100(in PBS,5μL/mL)，室温下打孔30min；之后流体操作孔内各加120μL预冷的PBS动态清洗5min，之后流体操作孔各加120μL封闭液(5％BSA in PBST，PBST:PBS+0.2％(vt.)Tween20)，室温下振摇30min；吸出封闭液，之后流体操作孔各加50μL荧光直标一抗(1:200或者参考抗体说明，溶解于封闭液)，避光4℃动态孵育过夜；于摇床上用PBS避光清洗5min；流体操作孔内加入DAPI 25μL(50μg/ml，稀释100倍in PBST(0.1％(vt.)Tween in PBS))，37℃避光孵育20min；于摇床上用PBS清洗5min，要洗充分，否则背景高。

本公开实施例中，对实施例3构建的血脑屏障-脑转移肿瘤共培养器官模型的药物测试采用如下方法：

1.按照药物筛选标准，药物稀释使用DMSO浓度建议不超过1％。共培养器官模型构建完成之后，吸出旧培养基，加入150μL药物培养基，继续培养时间72-120h。药物处理时间根据肿瘤模型细胞生长速度进行调整，如PC-9优选为72h，NCI-1975优选96h。每次试验要设置阴性对照、阳性对照和测试组。药物初筛浓度建议100μM，复筛以5倍稀释6-9个浓度点。其中阳性对照组和测试组每个浓度至少测试4个复孔，阴性对照组至少设置6个复孔。此处使用替莫唑胺为阳性药物、DMSO溶剂为阴性对照、测试组药物为EGFR靶向药物厄洛替尼。

2.细胞活力检测

药物处理完成之后，如需观察药物对血脑屏障模型的损伤可采用明场显微观察或染色的方式，如不需要则在肿瘤模型检测时，先将膜上内皮细胞消化下来并弃去再加入检测试剂。本共培养模型及药物筛选系统可以使用现有的药敏检测手段进行表征，如用活死细胞试剂盒对肿瘤模型进行染色成像，如细胞代谢能力评价体系，加入cell titer blue，比较细胞代谢能力，对药物作用效果进行评价。本专利采用加入Cell titer 3D glo对模型的ATP进行评价，进而对药物作用效果进行评价。4℃过夜解冻Cell Titer-Glo，使用前恢复至室温。将检测试剂与培养基1:1混合，吸出孔中旧培养基加入100μL混合检测试剂，室温震荡5min，室温孵育30min酶标仪检测。

以上描述和附图充分地示出了本公开的实施例，以使本领域的技术人员能够实践它们。其他实施例可以包括结构的以及其他的改变。实施例仅代表可能的变化。除非明确要求，否则单独的部件和功能是可选的，并且操作的顺序可以变化。一些实施例的部分和特征可以被包括在或替换其他实施例的部分和特征。本公开的实施例并不局限于上面已经描述并在附图中示出的结构，并且可以在不脱离其范围进行各种修改和改变。本公开的范围仅由所附的权利要求来限制。

Claims (10)

1.一种基于器官芯片的器官模型构建方法，其特征在于，所述器官芯片包括芯片本体，其上设置有一个或多个培养模块；其中，每个所述培养模块包括储液孔、第一培养微孔、第二培养微孔和多个流体操作孔，由所述芯片本体的上表面至内部顺次连通设置所述储液孔、所述第一培养微孔和所述第二培养微孔，所述第一培养微孔和所述第二培养微孔之间设置有薄膜；所述流体操作孔由所述芯片本体的上表面至内部延伸设置，多个所述流体操作孔设置于所述第二培养微孔的周围，且分别通过贯通微通道与所述第二培养微孔连通；所述器官模型构建方法，包括：

将所述器官芯片进行包被处理，获得包被器官芯片；

向所述包被器官芯片的第一培养微孔和/或第二培养微孔内接种细胞；相应地，分别向所述储液孔和/或所述流体操作孔内加入培养液，对第一培养微孔和/或第二培养微孔内的细胞进行单孔培养、共同培养或者依次培养，获得对应的器官模型。

2.根据权利要求1所述的器官模型构建方法，其特征在于，所述单孔培养、所述共同培养或者所述依次培养中，采用动态培养，且所述动态培养中，控制流体剪切力小于或等于10dyn/cm²范围内。

3.根据权利要求2所述的器官模型构建方法，其特征在于，所述动态培养中，控制流体剪切力在0.01～8dyn/cm²范围内。

4.根据权利要求1所述的器官模型构建方法，其特征在于，所述器官芯片中，所述贯通微通道的截面面积在0.01～4mm²范围内。

5.根据权利要求1所述的器官模型构建方法，其特征在于，向所述包被器官芯片的第二培养微孔内接种细胞，包括：

向所述包被器官芯片的流体操作孔内加入相应细胞的细胞悬液，静态贴壁，完成在第二培养微孔内接种细胞；其中，所述细胞悬液的密度为0.5～10×10⁷cells/mL，向所述流体操作孔中加入1～20μL的所述细胞悬液。

6.根据权利要求1所述的器官模型构建方法，其特征在于，向包被器官芯片的第一培养微孔内接种细胞，包括：

向所述包被器官芯片的第一培养微孔中加入相应细胞的细胞悬液或细胞-基质材料混合液，然后于37℃培养箱中凝固成胶，完成在第一培养微孔内接种细胞；其中，向所述第一培养微孔内接种的细胞数量为500～10000个。

7.根据权利要求1所述的器官模型构建方法，其特征在于，在分别向所述储液孔和所述流体操作孔内加入培养液的情况下，使得每一所述流体操作孔内的培养液的体积与所述储液孔内的培养液的体积的比例为0.5～3﹕1。

8.根据权利要求1至7中任一项所述的器官模型构建方法，其特征在于，向所述包被器官芯片的第一培养微孔内接种的细胞包括原发肿瘤细胞、转移肿瘤细胞或者正常细胞；向所述包被器官芯片的第二培养微孔内接种的细胞包括生物屏障类细胞。

9.根据权利要求1至7中任一项所述的器官模型构建方法，其特征在于，在将所述器官芯片进行包被处理之前，还包括：

测定所述器官芯片的基础阻值；筛选出基础阻值在设定范围内的有效培养模块。

10.一种器官模型，其特征在于，其是通过如权利要求1至9中任一项所述的器官模型构建方法构建得到的。

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