CN116249762A - 芯片上导管类器官 - Google Patents

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CN116249762A CN202180057928.1A CN202180057928A CN116249762A CN 116249762 A CN116249762 A CN 116249762A CN 202180057928 A CN202180057928 A CN 202180057928A CN 116249762 A CN116249762 A CN 116249762A
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Abstract

本公开在一个非限制性实施例中涉及一种用于生长导管组织的生物芯片，所述生物芯片包括：至少一个膜结构，其中，所述膜结构包括被构造成提供模拟细胞环境的至少一个多孔膜；至少一个底盘，其中，所述至少一个底盘包括通道，所述通道被构造成支撑所述至少一个膜结构，和至少一个微流体通道，所述至少一个微流体通道与支撑所述至少一个膜结构的通道流体连通；以及至少一个盖玻片，其中，所述至少一个底盘被构造成使得内部空间被设置在所述至少一个底盘内并且能够在所述至少一个底盘内产生至少一个通道，其中，在所述底盘之间产生的内部空间提供了隔间，所述隔间相对于所述底盘的主体在内部但相对于所述膜结构在外部。

Description

芯片上导管类器官
背景技术
开发成功的制药药物是昂贵且耗时的。另外，许多药物在开发过程的后期阶段失败，导致显著的沉没成本。药物在后期开发阶段失败的一个促成原因是制药公司通常在不能充分复制人体组织的无效细胞培养平台上生长的细胞上测试药物。例如，典型的细胞培养平台通常由2D扁平板组成。然而，现有的2D扁平板不能复制人体器官的3D结构，导致结果不准确。例如，人体组织的一种典型微观结构是圆形导管形态，这是诸如乳腺、胰腺、肝、肾和脉管系统的许多器官的微观结构。典型的2D扁平板不类似于圆形导管形态的3D微观结构。
用于产生仿生模型的两个基本方面是通过结构支架保存细胞极性，和通过与基底膜和周围基质共培养上皮组织来诱导细胞信号交换。在上皮导管组织上测试时，细胞极性的保存是很重要的，因为与没有界定极性的癌变细胞相比，极化细胞在形成管时达到衰老，因而停止生长。因此，癌细胞永远不会达到衰老，不断分裂或生长，导致不可控的癌细胞生长。因而，培养并相互钩住形成紧密导管的细胞类似于正常的上皮组织，而以2D培养的细胞的功能类似于导管形成物阶段的细胞。因此，在异常环境中生长的细胞可能使它们比正常组织更像癌组织。
与周围基质共培养上皮细胞是很重要的，因为纤维组织通过激素和胰岛素样生长因子(IGF)水平波动在导管癌进展中起着至关重要的作用。这样的波动引起基质细胞基因表达的变化，导致不同的细胞外基质生物标志物，并且从而破坏从上皮组织和到上皮组织的信号级联放大。通常，与典型的2D培养平台或3D凝胶相比，具有这两个基本方面之一的系统显示出与原生组织的更多的相似之处，但与原生组织相比，仍然显示许多主要差异。
用于产生仿生模型的另一个重要方面是测试药物对组织微环境的影响的能力。这意味着对于组装组织，测试一个组织环境中的修改对周围组织的影响是很重要的。这在癌症应用中尤其重要，特别是由于细胞外基质(ECM)的剧烈变化导致组织细胞和周围组织中的细胞中的信号途径的改变。这些剧烈的变化已经被证明在癌症进展和转移中起着至关重要的作用。
典型的细胞培养平台无法在空间分离的隔间中共培养不同类型的细胞，这使得难以对人体组织的全微环境建模。例如，乳腺肿瘤微环境包括形成导管的正常上皮细胞以及乳腺癌细胞。这两种细胞类型都与细胞外基质中的支持细胞相互作用。这表示这样的肿瘤微环境，其影响旨在治疗乳腺癌的药物作用。然而，传统的药物发现平台和培养系统并没有概括正常乳腺细胞的圆形结构，也没有捕捉肿瘤微环境中其它细胞对癌细胞的影响。
因而，存在对解决上述缺点的用于测试药物的细胞培养平台的需要。
发明内容
本公开提供了一种充当细胞培养平台的新型和创新的生物芯片。细胞可以插入到该生物芯片中并生长成三维组织，以用于药物测试。生物芯片内部是超薄多孔塑料导管，该导管通过将膜弯曲成圆柱形而形成。可以通过微流体通道从两侧进入导管。所提供的生物芯片的目的是通过在导管内壁上生长导管上皮或内皮细胞，并通过从另一侧通过凝胶播种细胞和培养基成分而生长从来自外部的细胞形成的周围组织来复制导管类器官微环境。生物芯片可以用于复制导管组织，包括但不限于：胰腺、肾、肝、乳腺、肺、脉管、前列腺、睾丸和淋巴管。研究人员、制药公司和临床医生可以使用该生物芯片以在芯片内部生长的类器官上测试他们的药物和成分，以便在对人类进行测试之前更好地预测它们的效果。
本公开提供了产生支架系统的装置和方法，以使细胞生长成3D接合导管组织(由基质包围的圆柱形上皮/内皮组织，该基质间有肌上皮组织和/或基质衬里)。本公开允许能够支撑低刚度3D组织的组织的结构稳定性。
本公开涵盖了几个技术优点，诸如圆形截面支架，其中，细胞，当附着到导管的内表面，并且得到汇合时，可以实现类似于天然组织的膜极性(分化)并且允许细胞与周围基质共培养。这提供了增加的拟态，从而更准确地预测体内环境和芯片上器官的多功能性。最后，本公开提供了实现高通量容量的能力，其中，可以在所公开的芯片上执行数百甚至数千个实验。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，一种生物芯片，用于生长导管组织，所述生物芯片包括：至少一个膜结构，其中，所述至少一个膜结构包括被构造成提供模拟细胞环境的至少一个多孔膜；至少一个底盘，其中，所述至少一个底盘包括，通道，所述通道被构造成支撑所述至少一个膜结构，和至少一个微流体通道，所述至少一个微流体通道与支撑所述至少一个膜结构的所述通道流体连通；以及至少一个盖玻片，其中，所述至少一个底盘被构造成使得内部空间被设置在所述至少一个底盘内并且能够在所述至少一个底盘内产生至少一个通道，其中，在所述底盘之间产生的内部空间提供隔间，所述隔间相对于所述底盘的主体在内部但相对于所述膜结构在外部；并且其中，在所述至少一个底盘上设置多个开口，以允许流体或空气进入或退出在所述底盘之间产生的所述内部空间，所述内部空间提供相对于在所述底盘之间产生的所述膜结构的外部隔间。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个膜结构是一个或多个圆柱形支架。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个膜结构能够结合在所述至少一个膜结构的圆柱形支架内的所述内部空间内，以提供多层相互嵌套的多孔膜导管支架。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个膜结构选自合成聚合物、有机聚合物或复合材料的组。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个膜结构能够模仿用于不同或相同生物材料的体内组织条件。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述膜结构能够为多个基质组织类型提供环境。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个膜结构能够为多个疾病模型的测试提供环境。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘包含将所述圆柱形导管支架保持就位的特征，从而允许进入所述导管支架的内部隔间和外部隔间。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述生物成分可以被移液或泵入到所述生物芯片的微流体通道中。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，生物成分是相同的生物成分。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，生物成分是不同的生物成分。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘包含形成一个或多个微流体通道的特征，从而允许进入所述导管支架的内部隔间和外部隔间。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘包含形成通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的微流体通道的特征。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘包含通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的微流体通道，所述微流体通道在所述多孔导管支架位置的一个或多个区域处互连。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘包含通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的微流体通道，所述微流体通道互连，在组装后仅被所述多孔导管支架的壁分开。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘包含通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的微流体通道，所述微流体通道互连，仅在其组装后通过所述导管支架的壁上的孔隙连接。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的外部隔间的所述微流体通道的特征可以刻在所述至少一个底盘的内层中。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的外部隔间的所述微流体通道的特征可以刻在所述至少一个底盘的外表面上，并且由所述至少一个薄盖玻片封闭，从而产生全通道。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述圆柱形导管的截面可以是圆形的，椭球形的或任何其它封闭形状。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述导管可以是多孔的，所述孔隙可以是任何数量，形状和大小。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，一些孔隙允许生物成分的扩散。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，一些孔隙允许细胞横跨所述导管壁迁移。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘包括至少一个入口孔和至少一个出口孔。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的内部隔间的所述微流体通道的特征可以在所述通道的入口孔和出口孔之间延伸。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的内部隔间的所述微流体通道的特征可以延伸到所述通道的入口孔和出口孔之外，然后在所述芯片子部件组装后被塞住。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘被构造成与显微镜或成像装置一起使用。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，允许流体流动到围绕所述导管支架的内部隔间和外部隔间的所述微流体通道被封闭在所述至少一个底盘之间。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，允许流体流动到围绕所述导管支架的外部隔间的所述微流体通道被封闭在所述至少一个底盘与所述至少一个盖玻片玻璃之间，其中所述至少一个盖玻片玻璃覆盖所述生物芯片的未被所述至少一个底盘封闭的另外一侧。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，当所述膜在沿其长度在所述导管支架表面上的区域中组装之前弯曲并结合时，结合到所述至少一个底盘上的所述至少一个膜结构可以被基质微流体通道空隙从所有侧面包围。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘由脆性、透明和低自身荧光中的一者的材料制成，所述材料诸如是玻璃或聚合物。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘由不透明材料制成。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘被构造成响应于刺激而变形，并封装所述至少一个膜结构。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述刺激是热、压力、化学暴露或辐射暴露中的一种。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个盖玻片与所述至少一个底盘集成以形成单一主体。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个盖玻片由透明的材料制成。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述生物芯片能够连接到多个另外的生物芯片并与之相互作用。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，一种制造生物芯片的方法，所述方法包括：提供至少一个底盘，其中，所述至少一个底盘包括，通道，所述通道被构造成支撑所述至少一个膜结构，和至少一个微流体通道，所述至少一个微流体通道与所述通道流体连通；提供至少一个多孔膜；将至少一个多孔膜弯曲成圆柱形截面的闭环，其中，圆形的圆柱形多孔导管是通过弯曲多孔膜的第一部分而形成的，而一个或多个另外的多孔膜形成所述导管的第二部分；以及将所述至少一个多孔膜插入所述至少一个底盘之间。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个多孔膜从平行于至少一个底盘之间的顶表面的平面被弯曲成0°至180°之间，以形成全导管形状，而其它膜被弯曲以形成所述全导管的其余部分。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘被构造成包含形成通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的所述微流体通道的特征。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个膜结构结合在所述至少一个膜结构的圆柱形支架内的所述内部空间内，从而提供多层相互嵌套的多孔膜导管支架。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘被构造成使得通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的微流体通道在所述多孔导管支架位置的一个或多个区域处互连。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘被构造成使得通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的所述微流体通道互连，在组装之后仅被所述多孔导管支架的壁分开。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘被构造成使得通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的所述微流体通道互连，在组装之后仅通过所述导管支架的壁上的所述孔隙连接。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的外部隔间的所述微流体通道的特征可以被刻在所述至少一个底盘的内层中。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的外部隔间的所述微流体通道的特征可以被刻在所述至少一个底盘的外表面上，并用另一底盘部分或至少一个盖玻片覆盖，从而产生全通道。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘的被构造成提供至少一个入口孔和至少一个出口孔的特征提供对所述通道的进入。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的内部隔间的所述微流体通道的特征可以在所述通道的入口孔与出口孔之间延伸。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的内部隔间的所述微流体通道的特征可以延伸超出所述通道的入口孔和出口孔，并且在稍后在所述芯片子部件组装后被塞住。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述圆柱形导管通过化学结合、压力结合或热结合中的一种或它们的组合将所述膜和所述至少一个底盘结合而形成。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，形成所述圆柱形导管支架的所述弯曲膜可以在组装在所述至少一个底盘中之前或之后结合。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，使用所述结合方法来熔化材料表面的一受控厚度，并将不同的部分焊接在一起。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述化学结合包含乙醇和氯仿的混合物。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述热结合可以包括表面照射。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，形成所述生物芯片的顶层和底层的所述至少一个盖玻片玻璃使用与其它部分相同的方法或使用玻璃-聚合物胶结合到所述至少一个底盘上。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，封闭通向所述导管支架的内隔间的所述微流体通道的末端的塞被结合或使用聚合物胶。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，所述导管支架膜的延伸部保持在其末端处并张紧以防止所述膜中的任何皱纹。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，圆形多孔导管通过以圆柱形截面的闭环形式将扁平膜弯曲在杆上，并沿其长度将其结合在所述导管支架表面上的区域中而形成。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，圆形多孔导管通过以圆柱形截面的闭环形式将扁平膜弯曲在杆上，并将其结合在沿着所述导管支架表面的平坦区域中而形成，其中所述表面是所述导管表面的延伸部。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，圆形多孔导管通过以圆柱形截面的闭环形式将一个以上的扁平膜弯曲在杆上，并将其结合在沿着所述导管支架表面的平坦区域中而形成，其中所述表面是所述导管表面的延伸部。
在本公开的另一方面，其可以与本文所列的任何其它方面或方面的组合结合使用，形成所述膜包括将所述膜保持成其期望形状的杆，所述杆位于所述至少一个底盘之间，而所述导管支架的末端与所述底盘结合并被所述至少一个底盘包围。
附图说明
专利或申请文件包含至少一个以彩色绘制的附图。本专利或专利申请公布的彩色附图副本将由专利局根据要求提供，并支付必要的费用。
图1A图示了根据本公开的一方面的生物芯片的透视图。
图1B图示了根据本公开的一方面的生物芯片的顶视图。
图2A图示了根据本公开的一方面的在结合膜之前的生物芯片的分解图。
图2B图示了根据本公开的一方面的在管形成物之前具有预结合的膜的生物芯片的分解图。
图2C图示了根据本公开的一方面的在管形成物之后的生物芯片的分解图。
图2D图示了根据本公开的另外方面的利用另外膜的生物芯片的分解图。
图2E图示了根据本公开的另外方面的利用形成为被组装到一个底盘中的管形成物的膜结构的生物芯片的分解图。
图2F图示了根据本公开的另外方面的利用形成为嵌套在另一多孔膜结构内的内导管的管形成物的另外膜的生物芯片的分解图。
图3A图示了根据本公开的一方面的形成导管支架的多孔膜。
图3B图示了根据本公开的一方面的形成导管支架并在膜末端处结合的多孔膜。
图3C图示了根据本公开的一方面的形成半导管支架的多孔膜。
图4A图示了根据本公开的一方面的结合了膜并切割了其延伸部的导管支架的截面图。
图4B图示了根据本公开的一方面的导管支架并且膜的延伸部被张紧的截面图。
图4C图示了根据本公开的一方面的两个半导管膜的截面图，其延伸部在被组装在一起的两个底盘之间张紧以形成圆柱形导管，并在组装到底盘后结合。
图4D图示了根据本公开的一方面的生物芯片组件的截面图，其中，导管支架是圆形的，没有膜延伸部并嵌套在另一导管支架内，并在组装到单个底盘后结合。
图5A图示了根据本公开的一方面的组装的生物芯片的顶视图。
图5B图示了根据本公开的一方面的生物芯片的导管和微流体室的透视图。
图5C图示了根据本公开的一方面的生物芯片的导管和微流体室的侧视图。
图6A图示了根据本公开的一方面的生物芯片组件的顶视图。
图6B图示了根据本公开的一方面的生物芯片部件的结合过程，其中，导管支架在组装到底盘之前在其末端处预先结合。
图7A图示了根据本公开的一方面的生物芯片组件的顶视图，其中，膜在组装时弯曲后被拉动以施加张力。
图7B图示了根据本公开的一方面的生物芯片部件的结合过程，其中，导管支架在组装到底盘后在其末端处结合。
图8A图示了根据本公开的一方面的生物芯片组件的顶视图，其中，两个膜在组装时各自被弯曲成半导管后被拉动以施加张力。
图8B图示了根据本公开的一方面的生物芯片部件的结合过程，其中，导管支架由与底盘一起倾斜的两个膜制成。
图9A图示了根据本公开的一方面的生物芯片组件的顶视图，其中，在组装到底盘之前，膜弯曲成全圆形导管，并且没有膜延伸部，其中，膜沿其长度在导管支架表面上的区域中预先结合。
图9B图示了根据本公开的一方面的生物芯片部件的结合过程，其中，导管支架是圆形的，并且没有膜延伸部。
图10A图示了根据本公开的一方面的生物芯片组件的顶视图，其中，两个膜在组装时各自被弯曲成半导管后被拉动以施加张力。
图10B图示了根据本公开的一方面的生物芯片部件的结合过程，其中，导管支架由与底盘对齐的两个膜制成，在被夹住时预张紧，并在组装到底盘后结合。
图11A图示了根据本公开的一方面的生物芯片组件的顶视图，其中，两个膜在被组装在仅一个底盘中时沿该组件的长度，并且结合了膜并且切割其延伸部。
图11B图示了根据本公开的一方面的生物芯片部件的结合过程，其中，膜弯曲成180度旋转，沿该膜弯的长度结合在导管支架表面上的区域中，并且在组装在仅一个底盘中之前切割导管支架延伸部。
图12A图示了根据本公开的一方面的生物芯片组件的顶视图，其中，导管支架是圆形的，并且没有膜延伸部并嵌套在另一导管支架内，其中，每个导管支架沿其长度预先结合在导管支架表面上的区域中。
图12B图示了根据本公开的一方面的生物芯片部件的结合过程，其中，导管支架是圆形的，并且没有膜延伸部并嵌套在另一导管支架内，其中，每个导管支架沿其长度预先结合在导管支架表面上的区域中。
图13A、图13B和图13C图示了根据本公开的各个方面的生物芯片的另外实施例。
图14图示了根据本公开的一方面的生物芯片的圆柱形导管的多孔膜上的圆导管形态组织微结构。
图15A图示了根据本公开的一方面的导管组织模型的截面图，其中，无病正常上皮或内皮细胞生长附着在多孔导管支架的内部隔间的内壁上。
图15B图示了根据本公开的一方面的肿瘤组织疾病模型，其中，无病正常上皮或内皮细胞与癌细胞混合，并在同一时间插入内部导管支架隔间内。
图15C图示了根据本公开的一方面的肿瘤组织疾病模型，其中，在插入先前生长的实体肿瘤簇之前，无病正常细胞在内部导管支架隔间中生长。
图15D图示了根据本公开的一方面的基于基质或实质的疾病模型。
图16图示了根据本公开的一方面的用于生物芯片的高通量96孔板格式。
图17图示了根据本公开的一方面的管架组件。
图18图示了根据本公开的一方面的散装包装。
具体实施方式
本公开提供了一种仿生组织培养平台或生物芯片，其使得能够实现仿生模型的基本方面。所提供的生物芯片与典型的培养平台相比，通过更准确地复制体内微环境，另外使得可能对药物进行比典型培养平台更具预测性的体外测试。
当前公开的生物芯片允许细胞生长并形成复制人体内的组织的3D圆柱形通道。圆柱形导管嵌入生物芯片内。圆柱形导管可以由多孔和柔性膜构建，诸如典型地用于2D细胞培养的膜(例如，在反式孔膜中)。该膜被重塑以形成圆柱形导管。例如，可以将膜卷在杆上，然后结合以形成圆柱形导管。在一些方面，膜可以在与芯片组装之后被结合成圆柱形形式。例如，它们可以通过化学结合(例如，混合乙醇和氯仿)与压力和热结合的组合来结合。
圆柱形导管影响细胞粘附、生长和重组自身以形成类似于其在人体中的形状的3D圆柱形通道。当细胞附着在导管的内表面并合并在一起时，可以实现膜极性或分化，类似于天然组织。圆柱形导管可以具有多种直径，例如，从小到25微米到大于2毫米。可能的直径范围使生物芯片能够复制广泛器官的导管微观结构。
每个圆柱形导管与至少一个外部隔间(例如，具有内部和外部隔间的圆柱形多孔导管)接合。例如，导管可以经由微通道与外部隔间接合。这种构造使得能够进行多细胞培养。例如，乳腺导管细胞可以沿着圆柱形导管的内壁生长，并且来自肿瘤微环境的细胞(诸如成纤维细胞(fibroblasts)和免疫细胞)可以在外部隔间中的凝胶内部培养，以形成与圆柱形导管的外壁直接接触的3D细胞。生物分子或细胞可以穿过圆柱形导管的孔隙，以实现外部隔间内部的细胞与导管内部的细胞之间的串扰。在一些情况下，流动可以在圆柱形导管内部通过，以便为细胞供应生长培养基和生物活性药物。在其它情况下，样本细胞或其分泌的生物分子可以通过圆柱形导管内部，以进行生物分析。
所提供的生物芯片可以包括多个导管和多个周围通道。在本公开的至少一个方面中，生物芯片可以被构造成在具有多个平行导管的96孔板设计中，以使其可以用于高通量药物筛选目的。在这样的方面，系统具有标准96孔板的尺寸，并且在一些情况下，可以与被连接到入口端口和出口端口的泵一起使用。在其它情况下，流体可以手动地移入到入口端口中，这些流体将在毛细管力的帮助下填充整个导管。
生物芯片可以由被优化用于细胞培养目的的材料构建。在一些方面，生物芯片材料是透明的，适合荧光显微镜分析。在一些方面，生物芯片材料是亲水性的，这有助于规避聚二甲基硅氧烷(PDMS)的问题，聚二甲基硅氧烷是一种广泛用于许多其它细胞培养平台的疏水性材料。所提供的生物芯片可以经由诸如模制和结合的现有的可扩展制造方法来制造。
本文中使用的“大约”、“近似于”和“基本上”应被理解为是指在一定数字范围内的数字，例如，范围为参考数字的-10％至+10％，优选地为参考数字的-5％至+5％，更优选地为参考数字的-1％至+1％，最优选地为参考数字的-0.1％至+0.1％。
此外，本文的所有数值范围应被理解为包括所有整数、整体或分数，在所述范围内。而且，这些数值范围应被解释为对针对该范围内的任何数字或数字子集的权利要求提供支持。例如，从1到10的公开内容应被解释为支持从1至8、从3至7、从1至9、从3.6至4.6、从3.5至9.9等等的范围。
本文和所附权利要求中使用的单数形式的单词包括复数，除非上下文清楚地另有指示。因而，提及“一”、“一个”和“该”通常包括对应术语的复数。例如，提及“一个器官”或“一个导管”包括多个这样的“器官”或“导管”。在“X和/或Y”上下文中使用的术语“和/或”应被解释为“X”或“Y”或者“X和Y”。
组装生物芯片
图1A和图1B分别图示了根据本公开的一方面的组装的生物芯片100的透视图和顶视图。
在示例中，生物芯片100可以能够由显微镜支撑并与之结合使用。例如，生物芯片可以能够放置在显微镜上或由显微镜保持，以允许生物芯片的内容物被显微镜观察。在另外的示例中，生物芯片100可以与成像装置兼容，以查看生物芯片100内发生的过程。
在示例中，生物芯片100可以由适用于与显微镜一起使用的材料或部件组成。例如，该材料或部件可以是透明的、薄的、提供最小模糊性或低自身荧光之一。
图2A、图2B、图2C、图2D、图2E和图2F图示了生物芯片100在通过组装生物芯片100的多个阶段的进展。生物芯片100在组装发生时被称为生物芯片200a-200d。
参考作为生物芯片200a的分解图的图2A，图示了根据本公开的一方面的生物芯片200a的示例构造。在示例中，生物芯片200a包括在生物芯片200a的最上部上的上盖玻璃210，以覆盖生物芯片200a的上底盘220的至少部分顶表面。上盖玻璃210可以是由诸如玻璃或聚合物的脆性、透明并且具有低自发荧光的材料制成的薄盖玻片玻璃。上底盘220和下底盘250包含这样的特征，使得当放置成彼此直接接触时，形成内部空间以容纳多孔膜。这些特征可以是在底盘内层中雕刻的结果。在另一示例中，上底盘220和下底盘250包含形成通向导管支架的外部隔间的微流体通道的特征并且可以被刻在底盘250的外表面上，并用另一底盘220部分或薄盖玻片覆盖，从而在下底盘上产生全通道以容纳多孔膜结构240。
上底盘220和下底盘250包含将圆柱形导管支架保持在适当位置的特征，以允许进入导管支架的内部隔间和外部隔间。在另一示例中，上底盘220和下底盘250包含形成一个或多个微流体通道的特征，以允许进入导管支架的内部隔间和外部隔间。在另一示例中，上底盘220和下底盘250包含的特征在于，通向导管支架的内部隔间和外部隔间的微流体通道在多孔膜结构240位置的一个或多个区域处互连。在另一示例中，上底盘220和下底盘250包含的特征在于形成微流体通道，微流体通道通向由多孔膜结构240形成的导管支架的内部隔间，可以在通道的入口孔与出口孔之间延伸。形成通向导管支架内部隔间的微流体通道的底盘220和底盘250可以延伸超出通道的入口孔和出口孔，之后在生物芯片200a组装后使用塞230a和塞230b塞住。类似于上盖玻璃210，可以设置底盖玻璃260以覆盖下底盘250的最底部分。在示例中，形成芯片顶层&底层的盖玻片玻璃210和盖玻片玻璃260使用玻璃-聚合物胶结合到底盘220和底盘250。
仍参考图2A，多孔膜结构240还没有结合。在示例中，多孔膜结构240包括用于过滤的两个疏水超薄多孔构件，使用亲水超薄多孔膜形成圆柱形导管，并采用扁平疏水超薄多孔膜作为基质过滤器。
参考图2B，图示了包括与生物芯片200a相同部件的生物芯片200b的分解图。然而，这里形成多孔膜结构240的多孔膜被结合并形成为导管支架。在示例中，多孔膜结构240通过将多孔膜弯曲成180°旋转，形成圆柱形结构，以及将未弯曲成圆柱形结构的膜的进入材料(access material)结合而形成。例如，使用两个预结合的圆柱形疏水超薄多孔膜进行过滤。预结合的圆柱形亲水性超薄多孔膜被弯曲成圆柱形导管。而且，扁平疏水性超薄多孔膜也可以用作基质过滤器。这些部件可以组合以形成多孔膜结构240。
在示例中，圆形多孔导管是通过以圆柱形截面的闭环形式将单个扁平膜或多个扁平膜弯曲在杆上，并将该导管结合在沿着导管支架表面的平坦区域中而形成的，上述表面是导管表面的延伸部。
参考图2C，图示了包括与生物芯片200a相同部件的生物芯片200c的分解图。然而，根据本公开的一个方面，这里形成多孔膜结构240的多孔膜已经形成为管形成物。在示例中，两个预结合的圆柱形疏水超薄多孔膜被用于过滤。利用预结合的圆柱形亲水超薄多孔膜形成导管支架。而且，扁平疏水超薄多孔膜被用作基质过滤器。多孔膜沿其长度在导管支架表面上的区域内结合，膜结合并在其组装到底盘250之前切割其延伸部。
参考图2D，图示了包括与生物芯片200a相同部件的生物芯片200d的分解图。然而，这里根据本公开的另外方面采用了另外类型的多孔膜。例如，可以使用两个亲水超薄多孔膜以形成多孔膜结构240，其允许形成导管组织生长区域。另外，被用作基质空气过滤器的扁平疏水超薄多孔膜也可以被包括在多孔膜结构240中。而且，四个疏水性超薄多孔膜也可以被包括在多孔膜结构240中作为空气过滤器。在示例中，形成导管支架的两个膜被弯曲成半导管旋转，并且该膜的延伸部通过底盘220和底盘250中的不同孔张紧，并在组装到底盘220和250后结合。
参考图2E，在示例中，生物芯片200e包括已经形成为管形成物的多孔膜结构240，其被组装在包括底盘(220和250)与盖玻片(210和260)两者的特征的单个底盘220中。在示例中，在生物芯片200a-200d中出现的所有单独的部件被集成到单一的单个底盘220中。在示例中，两个预结合的圆柱形疏水超薄多孔膜被用于过滤。利用预结合的圆柱形亲水超薄多孔膜彼此形成导管支架。多孔膜沿其长度在导管支架表面上的区域中结合，膜结合并在该膜组装到底盘220之前切割其延伸部。形成通向导管支架的内部隔间的微流体通道的底盘220可以延伸超出通道的入口孔和出口孔，之后在生物芯片200e组装后使用塞230a和塞230b来塞住。
参考图2F，在示例中，生物芯片200f包括底盘220和底盘250，它们形成通向导管支架的内部隔间的微流体通道。通道的入口孔和出口孔之后在生物芯片200f组装后使用塞230a和塞230b来塞住。在示例中，可以设置类似于上盖玻璃210的底盖玻璃260，以覆盖下底盘250的最底部分。在示例中，形成芯片顶层&底层的盖玻片玻璃210和盖玻片玻璃260使用玻璃-聚合物胶结合到底盘220和250。在示例中，形成多孔膜结构240的多孔膜已经形成为管形成物，该管形成物是嵌套在已经形成为作为中间导管的管形成物的另一多孔膜结构内的内导管。利用两个预结合的圆柱形疏水超薄多孔膜进行过滤。利用预结合的圆柱形亲水超薄多孔膜彼此形成导管支架。两个塑料环形结构242位于亲水性多孔导管中的一个上，该一个亲水性多孔导管的周围底盘通道具有较大直径。而且，两个扁平疏水超薄多孔膜被用作基质过滤器。多孔膜沿其长度在导管支架表面上的区域中结合，膜结合并在其组装到底盘250之前切割其延伸部。形成通向中间导管支架的内部隔间的微流体通道的底盘220和底盘250可以横跨围绕疏水导管之一的环延伸，然后在生物芯片200a组装后使用拼图状的塞270a和塞270b从上方和下方塞住，接触并围绕塑料环。形成通向导管支架的内部隔间的微流体通道的底盘220和250可以延伸超出通道的入口孔和出口孔，之后在生物芯片200f组装后使用塞230a和塞230b来塞住。
在示例中，多孔膜结构240可以通过化学结合、压力结合和热结合之一结合到底盘220和底盘250。在示例中，使用结合方法熔化受控厚度的材料表面，将不同的部分焊接在一起。例如，化学结合可以包含乙醇和氯仿的混合物。在另一示例中，热结合可以包括表面照射。在示例中，具有导管表面延伸部的导管支架，当在组装到底盘后结合时，保持在其末端并张紧以防止膜中的任何皱纹。
在示例中，多孔膜结构可以是圆柱形支架，以便提供被设计成通过细胞的膜上的分化标记和连接蛋白来保存细胞极性的几何形状。
在示例中，多孔膜结构可以具有在一些区域中可能亲水的表面性质，以支持流体、细胞和生物材料通过孔隙进入。
在示例中，多孔膜结构可以具有在一些区域可能是疏水的表面性质，以支持通过孔隙的空气进入，作为到导管内部组织的气体进入区域。
在示例中，多孔膜结构可以具有在一些区域可能是疏水的表面性质，以支持通过孔隙的空气进入，作为气泡捕集器，以从导管中去除封装空气。
在示例中，多孔膜结构可以具有可能是结构性、机械的表面性质，并且构成导管支架的材料的表面性质允许支撑具有各种粘度和刚度的生物材料。
在示例中，多孔膜结构可以支持高生理流量和压力下的流体流动。
在示例中，多孔膜结构可以支持插入的组织活检、凝胶和生物材料。
在示例中，生长在导管和组织内部的导管上皮和内皮组织呈圆柱形支架的形状，通过细胞的膜上的分化标记和连接蛋白来保存细胞极性。
图3A、图3B和图3C图示了根据本公开的一方面的多孔膜的各种构造。图3A图示了根据本公开的一方面的形成生物芯片200d的导管支架的多孔膜310，其中，膜被弯曲成180度旋转，沿其长度在导管支架表面的区域内结合，膜结合并在其组装到底盘之前切割其延伸部。图3B图示了根据本公开的一方面的形成生物芯片100的导管支架的多孔膜320，其中，膜被弯曲180度，并在膜的末端处结合。图3C图示了根据本公开的一方面的形成生物芯片100的半导管支架的多孔膜330，当在膜末端处与另一个形成生物芯片100的半导管支架的多孔膜结合时，形成圆柱形导管。
图4A、图4B、图4C和图4D图示了根据本公开的一方面的组装的生物芯片的各种构造的截面图。图4A图示了根据本公开的一方面的导管支架410的截面图，其中，膜被弯曲成180度旋转，沿其长度在导管支架410表面上的区域内结合，膜结合并在其组装到底盘之前切割其延伸部。图4B图示了根据本公开的一方面的导管支架420的截面图，其中，膜被弯曲成180度旋转，膜的延伸部从两个底盘之间的一侧张紧，并在组装到底盘后结合在一起。图4C图示了根据本公开的一方面的两个半导管支架430的截面图，其延伸部在被组装在一起的两个底盘之间张紧，以形成圆柱形导管，并在组装到底盘后结合。图4D图示了根据本公开的一方面的生物芯片440的组件的截面图，其中，导管支架是圆形的，没有膜延伸部，并且嵌套在另一导管支架内，并在组装到单个底盘后结合。
图5A图示了根据本公开的一方面的生物芯片500a的顶视图。在示例中，生物芯片500a可以包括空气过滤区域510，其可以允许气泡从生物芯片500a中释放出来。在一些示例中，空气过滤区域510还可以允许空气进入生物芯片500，这允许正被培养的细胞接触空气。生物芯片500a还可以包括由基质520围绕的导管。在一些示例中，生物芯片500a可以包括导管入口530a和出口530b以及基质通道入口540a和出口540b。
图5B图示了根据本公开的一方面的生物芯片500b的导管和微流体室的透视图。在示例中，生物芯片500b可以包括入口孔530a和出口孔530b。另外，生物芯片500b可以包括至少一个空气进入区域550、至少一个气泡捕集器560、基质微流体室570以及多孔导管接口580。生物芯片500b也可以包括被塑料590围绕的多段导管。图5C图示了生物芯片500b的导管和微流体室的侧视图。
图6A、图7A、图8A、图9A和图10A图示了根据本公开的一方面的生物芯片100贯穿多种结合方法的顶视图。图6B、图7B、图8B、图9B和图10B图示了根据本公开的一方面的执行上述多种结合方法的步骤和过程。
方法1：预结合具有延伸部的膜
图6A图示了根据一种方法构造的生物芯片100的顶视图，其中，在结合之前，多孔膜以圆柱形方式弯曲，近似以180°定向。在示例中，根据该方法构造的生物芯片100可以包括空气过滤区域610、被基质620围绕的导管、导管入口630a、导管出口630b、基质通道入口640a以及基质通道出口640b。
图6B图示了根据方法650以执行生物芯片部件的结合过程的步骤和过程，其中，导管支架在组装到底盘之前在其末端处预结合。例如，该方法包括在杆上弯曲疏水膜和亲水膜的过程，并使用热结合将其结合在其末端处。该方法还可以包括在底盘上组装膜的过程。这可能需要移动具有被结合到其上的膜的杆，将其定位在底盘上，将疏水扁平基质膜定位到位，将所有物品夹在两个底盘之间，然后使用化学辅助热压结合将它们结合。最后，方法可以涉及杆移除过程，在入口孔与出口孔之外塞住导管通道的末端，并将盖玻片玻璃组装在生物芯片100的两个表面上。
方法2：后结合具有延伸部和垂直张力的膜
图7A图示了根据一种方法构造的生物芯片100的顶视图，其中，在膜被弯曲全180°旋转之后，当被组装时拉动该膜，以施加张力。在示例中，根据该方法构造的生物芯片100可以包括空气过滤区域710、由基质720围绕的导管、导管入口730a、导管出口730b、基质通道入口740a以及基质通道出口740b。
图7B图示了根据方法750以执行生物芯片100部件的结合过程的步骤和过程，其中，导管支架在组装到底盘后在其末端处结合。在示例中，该方法可以包括将疏水膜和亲水膜在放置于底盘之一上的杆上弯曲的过程，以及将其末端从平行于导管支架的孔中拉出。这种方法可以将疏水扁平基质膜定位在适当的位置，在两个底盘之间汇集膜层，然后使用化学辅助热压结合将它们结合在一起。最后，该方法可以包括杆移除过程，切割膜末端，在入口孔与出口孔之外塞住导管通道的末端，并将盖玻片玻璃组装在生物芯片100的两个表面上。
方法3：后结合具有延伸部和倾斜张力的膜：
图8A图示了根据一种方法构造的生物芯片100的顶视图，其中，两个膜在被弯曲成半导管后，当组装时被拉动以施加张力。在示例中，根据该方法构造的生物芯片100可以包括空气过滤区域810、由基质820围绕的导管、导管入口830a、导管出口830b、基质通道入口840a以及基质通道出口840b。
图8B图示了根据方法850以执行生物芯片100部件的结合过程的步骤和过程，其中，导管支架由与底盘一起倾斜的两个膜制成，在被夹住时预张紧，并在组装到底盘后结合。在示例中，该方法包括将疏水膜和亲水膜在被放置在底盘之一上的杆上弯曲的过程，并将其末端从沿着导管支架倾斜的孔中拉出。方法还可以包括将疏水扁平基质膜定位在适当位置上，将所有物品夹在两个底盘之间，然后使用化学辅助热压结合将它们结合在一起。最后，根据本公开的一个方面，方法可以包括杆移除过程，切割膜末端，在入口孔与出口孔之外塞住导管通道的末端，以及将盖玻片玻璃组装在芯片的两个表面上。
方法4：预结合全圆形无延伸部的膜
图9A图示了根据一种方法构造的生物芯片100的顶视图，其中，导管支架是圆形的，没有膜延伸部，在将导管支架组装到底盘之前膜沿其长度在导管支架表面上的区域中预结合。在示例中，根据该方法构造的生物芯片100可以包括空气过滤区域910、由基质920围绕的导管、导管入口930a、导管出口930b、基质通道入口940a以及基质通道出口940b。
图9B图示了根据方法950以执行生物芯片100部件的结合过程的步骤和过程，其中，导管支架是圆形的，没有膜延伸部，在将导管支架组装到底盘之前膜沿其长度在导管支架表面上的区域中预结合。在示例中，该方法可以包括将疏水膜和亲水膜在杆上弯曲的过程，并使用热结合将其沿其长度结合在导管支架表面上。然后示出了膜在底盘上的组装过程。该方法还可能需要移动具有被结合到其上的膜的杆，将其定位在底盘上，将疏水扁平基质膜定位到位，将所有物品夹在两个底盘之间，然后使用化学辅助热压结合将它们结合。在这种设计中，基质微流体通道空隙从所有侧面围绕底盘上的导管支架。最后，该方法可以包括杆移除过程，在入口孔与出口孔之外塞住导管通道的末端，并将盖玻片玻璃组装在生物芯片100的两个表面上。
方法5：后结合具有延伸部和轴向张力的膜
图10A图示了根据一种方法构造的生物芯片100的顶视图，其中，两个膜各自在被弯曲成半导管后，当组装时被拉动以施加轴向张力。在示例中，根据该方法构造的生物芯片1000可以包括空气过滤区域10、被基质1020围绕的导管、导管入口1030a、导管出口1030b、基质通道入口1040a以及基质通道出口1040b。
图10B图示了根据方法1050以执行生物芯片部件的结合过程的步骤和过程，其中，导管支架由与沿底盘对齐的两个膜制成，在被夹住时预张紧，并在组装到底盘后结合。在示例中，该方法可以包括将疏水膜和亲水膜在被置于底盘之一上的杆上弯曲的过程，并将其末端从沿着导管支架对齐的孔中拉出。另外，该方法可以包括将疏水扁平基质膜定位到位，在两个底盘之间汇集所有构件，然后使用化学辅助热压结合来结合膜。最后，方法可以包括杆移除过程，切割膜末端，在入口孔与出口孔之外塞住导管通道的末端，并将盖玻片玻璃组装在生物芯片100的两个表面上。
方法6：具有无延伸部的全圆形膜的一个底盘芯片
图11A图示了根据本公开的一个方面的根据一种方法构造的生物芯片1100的顶视图，其中，两个膜沿其长度与膜结合，并且其延伸部在组装在仅一个底盘中时被切割。在示例中，根据该方法构造的生物芯片100可以包括空气过滤区域1110、由基质1120包围的导管、导管入口1130a、导管出口1130b、基质通道入口1140a和基质通道出口1140b。在该示例中，生物芯片1100包括选择性可移除材料1160，该选择性可移除材料响应于UV辐射暴露、化学蚀刻或其它刺激之一而被移除。
图11B图示了根据方法1150以执行生物芯片100部件的结合过程的步骤和过程，其中，膜被弯曲成180度旋转，沿其长度结合在导管支架表面上的区域中，并且在仅在一个底盘中组装之前切割导管支架延伸部。在示例中，该一个底盘包含两个底盘的特征。在示例中，单个底盘实施例中的圆柱形空隙的直径大于双底盘实施例中的圆柱形空隙的直径。底盘通过在选择性可移除的材料上模制而形成，该选择性可移除的材料随后响应于UV辐射暴露、化学蚀刻或其它刺激之一而被移除。弯曲的圆柱形膜被放置在杆上，并插入到底盘空隙的适当位置。在插入到底盘空隙后，整个芯片(底盘-膜组件，并带有内部的杆)被化学结合和热压，以使底盘变形并将内部特征结合在一起。在示例中，所公开方法的最后一个步骤是塞住导管末端。在示例中，盖玻片未被利用并且在底盘中包括能够覆盖单个底盘中的多个孔口的特征。在示例中，单个底盘方法利用由玻璃材料制成的底盘。
方法7：具有全圆形嵌套膜的一个底盘芯片
图12A图示了根据一种方法构造的生物芯片100的顶视图，其中，导管支架是圆形的，没有膜延伸部，嵌套在另一导管支架内，其中，每个导管支架在将其组装到底盘之前，沿其长度预结合在导管支架表面上的区域中，并且可以单独进入。在示例中，根据该方法构造的生物芯片100可以包括空气过滤区域1210、由导管然后由基质1220围绕的导管、内导管入口1230a、内导管出口1230b、中间导管入口1250a、中间导管出口1250b、基质通道入口1240a和基质通道出口1240b。
图12B图示了根据方法1260以执行生物芯片100部件的结合过程的步骤和过程，其中，导管支架是圆形的，没有膜延伸部并且嵌套在另一导管支架内，其中，每个导管支架在将其组装到底盘之前，沿其长度在导管支架表面上的区域中预结合。在示例中，该方法可以包括将疏水膜和亲水膜在等于内导管直径的小销上弯曲的过程，并使用热结合将其沿其长度结合在导管支架表面上。另外，该方法可以包括在疏水膜之一的边缘上和在亲水膜的一端处组装两个塑料环。在示例中，该方法还包括将另一较大亲水膜组装在内径大于环的外径且外径等于外导管支架直径的较大销上。方法还可以包括将小销与其膜组装在较大销内部。然后示出了将带有膜的销在底盘上的组装过程，包括沿着通向基质通道和中间管道的通道的扁平膜。该方法还可能需要移动具有被结合到其上的膜的杆，将其定位在底盘上，将疏水扁平基质膜定位到位，将所有物品夹在两个底盘之间，然后使用化学辅助热压结合将它们结合。在这种设计中，基质微流体通道空隙从所有侧面围绕底盘上的内导管支架和中间导管支架两者。最后，该方法可以包括杆移除过程，在入口孔与出口孔之外塞住内导管通道的末端，并且通过两个拼图状部分从上方和下方塞住中间导管末端，从而使得该两个拼图状部分接触并围绕塑料环，以及将盖玻片玻璃组装在生物芯片100的两个表面上。
在另一实施例中，公开了一种用于组装生物芯片100的方法。根据所公开的方法，首先对制造的底盘进行清洁和质量检查。这通过将底盘分离成最准确的组合(顶底盘部和底部底盘)来实现。使用超精密校准杆完成该步骤。接下来，将7μm厚的多孔膜切割成40x3mm的片材(宽度误差+/-0.1mm)。通过将它们浸入蒸馏水中的2％十二烷基硫酸钠(SDS)溶液中彻底清洁底盘；超声处理5分钟，将底盘浸入到蒸馏水中；超声处理5分钟。最后，使用与上述步骤相同的方法清洁2x4 cm的膜。
接下来，将膜切割、定位和固定。将膜完全对称地放置在半导管底盘上方。拉伸膜(张力，导管轴向方向)并使用一滴1μL氯仿将每个底盘上的末端固定在底盘的顶表面上。将带有组装好的膜的顶底盘放置在牺牲表面上，膜处于底盘与表面之间，固定并通过底盘入口孔/出口孔钻出膜。接下来，将下底盘定位在被设计成放置在热压装置内部的芯片座上。将直径0.5mm的钢丝或超精密直径0.5mm的钢杆定位在底部底盘的半导管上方。将直径1mm的2.5mm长的钢销放在下底盘基质通道入口孔中(这将有助于将两个子组件精确地组装在彼此之上，而不管边缘处的相对大的激光切割误差)，因为CNC机床的精度(相同的刀具和芯片座)小于5μm。将直径0.5mm的2.5mm长的尼龙销放在下底盘连接孔中(除了钢丝定位和另一销外)将有助于将两个子组件精确地组装在彼此之上，而不管边缘的激光切割误差相对大，因为CNC机床的精度(相同的刀具和芯片座)小于5μm。
继续参考用于组装生物芯片10的所公开的方法，在每个底盘接合表面上均匀地移液10μL乙醇中的20％氯仿。直接将物品压在一起并关闭芯片座。立即放置在热压下，并在82℃下施加53Mpa应力7分钟。在蒸馏水中对芯片骤冷并保持30秒(以防止膜结晶)。接下来，一旦夹紧过程完成，就将可变夹头(collet)连接到0.5mm钢杆的可见且可触及区域或连接到卡在芯片内部的钢丝。应注意的是，这种杆用于将膜准确地变形成正确的特征。通过保持夹头并向夹钳的相反方向拉动或通过使用杆将夹头推靠在夹钳上，从导管中移除杆/钢丝。接下来，必须塞住导管末端。切割直径＝0.5mm的1.5mm长的尼龙线并将其用作塞，方法是将它们在入口孔/出口孔之外放置在导管末端处的导管通道内。在将其插入导管末端后在塞上滴下1mm纯氯仿，这足以融化尼龙塞周围的PMMA并将它们密封在一起。
除了所公开方法的上述步骤之外，通过将10μL有色水移液到导管中来运行导管泄漏测试。如果在膜下方发生泄漏，则导管沟槽被浅切到底盘中。如果泄漏直接从导管通道到基质通道发生，则泄漏发生是因为导管沟槽被深切到底盘中。如果两种泄漏都发生，则泄漏是因为基质通道在平坦表面下被切割得很深，并且在那里发生低的结合压力。进行孔隙扩散测试，方法是通过将有色水插入到导管中，并通过使用用于精细表面的组织擦拭物，诸如
Figure BDA0004113508690000291
从基质区域插入组织擦拭物，使其接触多孔导管的外表面。如果从导管到组织擦拭物的扩散发生并且组织擦拭物从有色水中吸收，则孔隙没有被阻塞。
接下来，必须组装盖玻片组件。首先，使用两个盖玻片(1x1 cm)并将每个盖玻片放置在组装好的芯片的两侧。接下来，移液2μL丙烯酸胶，均匀地分散在边界区域上，以将盖玻片结合到PMMA表面。最后，等待3小时以使胶水固化。必须进行双流动测试。为此，使有色水流过芯片的两个通道(在每个通道中通过不同的颜色)。两种颜色之间的混合物应由于通过孔隙的扩散而发生。最后，两个通道都不应发生泄漏。
所公开的组装方法的最后步骤是通过将其滴入到蒸馏水中的2％SDS溶液中，然后超声处理5分钟来清洁LOC。然后将其浸入到蒸馏水中，并超声处理5分钟。将每个芯片包装在泡罩中并通过灭菌Tyvek片封闭泡罩，并使用热压机将其密封。将芯片放入H2O2灭菌设施进行灭菌。最后，将每12个泡罩包装在具有标志的盒子中。
在另一实施例中，公开了一种用于组装利用自动化的生物芯片10的方法。首先，所使用的机器通过两个突出的2.5mm长的销(直径1mm和0.5mm)将下底盘在固定的相对位置处固定在移动板上，其中该两个销进入到下底盘的两个孔中。接下来，在下底盘保持板的正上方，机器通过3个突出的1mm长的销(1mm直径)将底盘在固定的相对位置处固定在移动板上，其中这些销进入到上底盘的两个入口孔和出口孔(除了基质通道入口孔)中。接下来，移动板进入腔室，其中，3mm宽的两个(7μm厚)多孔膜的进料被切割成形状，但长度延长。两个多孔膜都被推靠到底盘半导管上。一个被向上推靠在上底盘上，另一个被向下推靠在下底盘半导管上。接下来，在将膜定位到位后，将一滴1μL的纯氯仿滴到膜末端，同时将其推动和张紧，然后将膜切割。
继续参考所公开的自动化组装方法，将两个子组件(带有膜的上和下底盘)播种到其表面要用在乙醇中稀释的10μL的20％氯仿喷洒的位置。接下来，将两个被喷洒的子组件送入其中夹有超精密钢杆的位置，然后在热压下夹紧7分钟。在7分钟后，杆将被自动移除，并且最初连接到顶底盘的顶板也被移除，赋予芯片运动自由度。当芯片仍在适当位置时，两个尼龙塞被送入以关闭导管末端超过入口孔/出口孔，并将1μL氯仿滴入其中。这里完成了质量控制步骤，其中，有色水将穿过芯片的导管，计算机视觉程序将检查故障。故障芯片将进入故障收集容器，而成功的芯片将进入超声处理和清洁步骤。清洗步骤结束后，将2μL丙烯酸胶水均匀地分配在玻璃盖玻片上，然后将两个盖玻片推到芯片表面上3小时以结合。第一个就位的盖玻片是顶盖玻片，其中，包含三个销的板也将会使芯片向上保持在顶玻璃盖玻片上，同时移除底部销连接器。然后，将芯片移动到另一个含有两个销的板和带有胶水的盖玻片玻璃上。
最后，另一质量测试通过将双色流体通入芯片的两个通道，并通过计算机视觉程序分离完成。如果发生故障，芯片也将转到另一故障收集容器。成功芯片将在超声浴中进行最后的清洁步骤。接下来，芯片然后由50℃空气流干燥，并自动播种到泡罩。然后用Tyvek片覆盖泡罩并使用热压步骤结合在一起。包含芯片的泡罩现在准备送到消毒设施。最后，在从H2O2高压釜中取回后，将泡罩与管架一起包装在盒子12中。
图13A、图13B和图13C图示了根据本公开的各个方面的生物芯片的可能实施例。图13A图示了根据本公开的各个方面的生物芯片的另外可能用途。在示例中，1310a示出了生物芯片为空，因为生物芯片内没有培养细胞。另外，1310b示出了由在生物芯片内部生长的基质组织包围的血管组织培养的生物芯片。此外，1310c图示了根据本公开内容的一个方面的，由在生物芯片内部生长的基质组织包围的导管上皮组织培养的生物芯片。图13B图示了生物芯片的示例实施例，其中，一个外部隔间1340包围两个导管支架1320和1330。例如，基质组织在围绕两个导管1320和1330的外部隔间1340中生长。在导管支架1330之一内部，血管组织生长并附着到多孔导管壁。根据本公开的一个方面，在另一导管支架1320内部，导管上皮组织生长并附着到多孔导管壁。图13C图示了生物芯片的示例实施例，其中，两个分开的外部隔间1340和1350围绕一个导管支架1330。例如，在两个外部隔间1340和1350中的每一个外部隔间中生长的两个不同基质组织围绕生长血管的导管。
生物芯片的播种
图14图示了根据本公开的一方面的在生物芯片1400的圆柱形导管的多孔膜上生长的上皮细胞的圆形导管形态组织微结构。生物芯片1400的圆柱形导管的多孔膜包括导管通道1410、多孔构件1420、上皮细胞1430、基质通道1440、基质组织1450和肌上皮细胞1460。在示例中，上皮细胞可以是肾、肝、肺或乳腺导管上皮细胞之一。在示例中，基质组织1450可以是脂肪细胞、成纤维细胞之一，其可以掺入水凝胶中。在示例中，肌上皮细胞1460可以掺入基底膜水凝胶中。可能利用的上皮细胞和基质组织的另外示例在本公开的后续部分中讨论。
在另一实施例中，公开了一种在生物芯片1400中针对细胞外基质(ECM)凝胶在导管通道1410中播种细胞以用于全导管形成的方法。管状结构，诸如内皮或上皮屏障组织，通过在管道通道1410中针对基质通道中的ECM凝胶来生长细胞而在芯片1400中建立。小管的形态和功能可以通过显微镜检查、屏障完整性测定或其它功能测定来评估。另外，来自每个通道1310的细胞、培养基和ECM可以被单独移除以用于成分评估，诸如qPCR，这是芯片独有的属性。在实施例中，以下材料是执行所公开的播种方法所必要的：芯片1200；管架(12孔板格式-方形孔)；胶原蛋白-I 5mg/mL(AMSbio
Figure BDA0004113508690000321
3D胶原蛋白I大鼠尾，5mg/mL，#3447-020-01)；1m HEPES(Life Technologies 15630-122,pH 7.2-7.5)；37g/L NaHCO3(SigmaS5761-500G，溶解在无菌水中，使用NaOH将ph调节至9.5)；培养基(每管架12.5mL(12个芯片))；细胞：播种密度取决于细胞类型；10μL或20μL移液器(例如：Eppendorf/>
Figure BDA0004113508690000331
plus(单通道，可变体积))；1ml移液器(任何类型)(可选)；10或20μL移液器尖端(例如，
Figure BDA0004113508690000332
标准，Eppendorf QualityTM0.1-10μL或0.1-20μL)；培养基贮存器；1mL移液器尖端(任何类型)(可选)；无菌镊子(小尺寸)；和碎冰。
参考图13，根据所公开的方法，播种方法开始于在生物安全柜下打开包含管架和芯片1300的无菌泡罩并将芯片放置在管架中(每个管架最多12个芯片)。接下来，使用10μL或20μL移液器向每个芯片的基质通道添加14μL HBSS。接下来，根据以下胶原蛋白-I 4mg/mL制备方法制备所需量的ECM凝胶(例如，每个芯片14μL凝胶)：将Eppendorf管置于冰上；胶原蛋白-I 4mg/mL凝胶通过将1M HEPES，37g/L NaHCO3和5mg/mL胶原蛋白-I以1:1:8的比例制备；制备至少100μL总凝胶体积以确保成分混合；通过将混合物上下移液>20次充分混合，同时在冰上；如果形成气泡，快速向下旋管(～5秒)；以及在制备后立即使用凝胶(在10分钟内)。接下来，使用10或20μL移液器，将移液器的尖端配合在导管入口孔26内。确保尖端配合良好(应粘在孔中)，然后轻轻分配14μL。在取出移液器之前，使用镊子将芯片保持就位。使用20μL移液器将14μL凝胶分配到每个芯片的基质通道入口中。
接下来，将含有芯片的管架置于加湿的培养箱(即37℃，5％ CO2)中15分钟，以允许胶原蛋白-I凝胶的聚合。在ECM通道入口&出口上方添加2μL HBSS液滴，以防止凝胶变干。这里可以随时自由地播种上皮细胞，而不是直接必要。根据其解离方案收获细胞。对细胞悬浮液中活细胞的数量计数。计算在芯片中播种所需的细胞数量并将其颗粒化。在实施例中，最佳细胞密度取决于细胞类型(通常在1,000至10,000个细胞/μL之间)。将颗粒重新悬浮在[900,000/10,000＝]90μL培养基中以获得10,000个细胞/μL细胞悬浮液。在导管入口中使用与先前用于凝胶加载的相同的移液程序播种6μL细胞悬浮液。在播种期间重新悬浮细胞悬浮液以确保均匀的细胞密度。为了确保细胞附着在导管的两侧(全圆形导管形成)，还需要播种或后播种过程(在下一节中描述)。
在实施例中，生物芯片1400可以翻转以允许细胞生长从而与导管接口1410形成全导管。可以将生物芯片1400放置在其顶表面(顶表面向下)上的培养箱中的管架上，直到一层细胞附着在顶表面上。然后将生物芯片1400轻轻翻转。接下来，向生物芯片1400中加入1mL培养基。然后将生物芯片1400覆盖并放回培养箱中。细胞所需的附着时间取决于细胞类型，通常在30分钟至6小时之间变化。包含在导管1410中的细胞足以覆盖两个表面。因此，将管架倒置足以使细胞沉降并附着在顶表面上。在翻转生物芯片1400后，未附着在顶表面上的多余细胞将沉降到底表面并附着。最后，在每个含有芯片1400的管架孔中添加1mL培养基，以防止培养基和通道内的凝胶干燥。
在另一实施例中，在通过涂覆导管的内表面播种细胞之前，还可以使用另外的方法，即将稀释的胶原蛋白IV(5μg/mL培养基)分配到导管中以帮助细胞附着，然后使培养基中的悬浮细胞以非常低的流量流入到导管中，并小心地移动到培养箱中。接下来，在培养基中移液6μL的5μg/mL胶原蛋白混合物，并将带有芯片的培养皿置于37℃培养箱中。在涂上IV型胶原蛋白后，芯片准备与细胞一起播种，或者在4℃下储存长达一周。使用5μL Hamilton注射器针头轻轻地将细胞分配到导管中。需要极端的谨慎，将其小心地移到培养箱中。根据该程序，流入导管的细胞将均匀地附着在导管的壁上，如果没有晃动，胶原蛋白的表面张力将足以使细胞保持在适当的位置。
在另一实施例中，通过使用微量注射器泵以减小的流量将细胞播种到导管中，以确保均匀附着。首先，通过在其中冲洗70％乙醇而清洁蝶针tigon管路，保持其干燥，然后用培养基洗涤。接下来，使用经清洁的tigon管路和配合在芯片入口上的10μL移液器尖端将多头微量注射器泵连接到芯片的入口。与其它公开的流程类似，流程将以10μL/min的流量(从CFD模拟中找到)执行以进入第一导管5分钟，以确保将细胞推靠在导管壁上所需的适当流动压力。5分钟后将流量降低至1μL/min并保持50分钟。最后，取下泵连接并放置在培养箱中。
在另一实施例中，移液细胞后，将管架连接到被设计用于确保均匀导管单层的旋转摇杆上。该旋转摇杆被设计成以受控速度围绕导管轴线旋转芯片。
在另一实施例中，公开了一种用于更换在生物芯片1400中生长的培养物的培养基的方法。芯片1400中的大多数培养物每2-3天需要培养基更新。旧培养基可以被移液出通道外，或使用抽吸器系统抽吸。在通道排空后，可以使用移液器添加新鲜培养基。所公开的方法允许芯片1400中的培养基变化并且还可以用于其它测定，诸如固定。在实施例中，利用所公开的方法所必要的材料如下：芯片1400；管架(12孔板格式-方形孔)；细胞特异性培养基；抽吸器系统和尖端(可选)；10μL或20μL移液器(例如：Eppendorf
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plus(单通道，可变体积))；1mL移液器(任何类型)(可选)；10或20μL移液器尖端(例如，/>
Figure BDA0004113508690000351
Standard,Eppendorf QualityTM0.1-10μL或0.1-20μL)；培养基贮存器；1mL移液器尖端(任何类型)(可选)；和无菌镊子(小尺寸)。
在本公开的实施例中，培养基更换可以通过从培养箱中取出包含芯片的管架，将管架放在生物安全柜下并取下管架盖来完成。接下来，使用1mL移液器或使用抽吸器从含有芯片的孔中抽吸培养基。接下来，从通道内部抽吸培养基。使用10或20μL移液器，将移液器的尖端配合在导管入口孔内。确保尖端配合良好(应该粘在孔中)。抽吸10μL的培养基，这是多余体积。在取出移液器之前，使用镊子将芯片固定就位。接下来，将6μL的新培养基分配到通道内部(与步骤3相同)。对管架中使用的所有芯片1400(最多12个芯片)重复先前公开的步骤。接下来，在每个芯片1400上方分配1mL培养基。最后，关闭管架盖并再次将其放入培养箱中。
培养的组织的示例
图15A、图15B、图15C和图15D图示了利用生物芯片100来培养各种细胞类型的不同实施例。
图15A图示了根据本公开的利用生物芯片1500的导管组织模型的截面图。导管组织模型包括导管通道1510、内皮细胞1520、原代人肝细胞1530和基质凝胶1540。内皮细胞1520可以是人肝来源的内皮细胞(HLEC)之一。在一些示例中，原代人肝细胞1530可以是原代人肾小球微血管内皮细胞。
在另一示例中，导管组织可以是肝、肾、肺、乳腺、胰腺、前列腺、血管、淋巴、腺或其它类型的组织之一。
在一些示例中，基质凝胶1540可以是与可以培养的特定内皮细胞相关联的基质凝胶。例如，如果利用肾近端小管细胞(RPTC)，则可以使用肾基质凝胶。能够使用导管组织模型，其中，无病正常上皮或内皮细胞生长附着到多孔导管支架的内部隔间的内壁。根据本公开的一个方面，还示出了在导管支架的外部隔间中生长的基质组织。
在实施例中，基质可以由用户定制以由具有各种成分和粘度的活检、凝胶或生物材料制成。在示例中，干细胞可以生长在形成中空导管或香肠状结构的导管中，其中，细胞可以从基质通道中滋养。在另一示例中，细胞和生物材料可以从活检、细胞系和其它生物学相关材料中提取。
图15B图示了用于培养癌细胞的生物芯片1500。生物芯片1500可以用于在无病正常上皮或内皮细胞1520附近培养癌细胞1550以研究肿瘤组织疾病模型。在示例中，癌细胞1550或先前生长的实体肿瘤簇在同一时间被插入内部导管支架隔间中。
图15C图示了用于培养实体肿瘤簇的生物芯片1500。生物芯片1500可以用于在无病正常上皮或内皮细胞1520附近培养实体肿瘤簇1560以研究肿瘤组织疾病模型。在示例中，实体肿瘤簇1560被同时插入在内部导管支架隔间中。这允许为转移的肿瘤产生疾病模型。
图15D图示了根据本公开的一方面的利用肿瘤组织疾病模型的生物芯片1500的实施例，其中，无病正常基质组织1530与癌细胞1570或先前生长的实体肿瘤簇混合，并同时插入外导管支架隔间，围绕导管1510，并产生基于基质或实质的疾病模型。
在实施例中，生物芯片1500可以用作肝毒性药物测试模型，其中，原代人肝细胞在肝基质凝胶内培养并在导管的外部隔间中生长。根据本公开的一个方面，在导管内部，包括肝微血管细胞的人肝来源的内皮细胞生长并附着到导管支架内壁。
在实施例中，生物芯片1500可以用作肾毒性药物测试模型，其中，原代人肾小球细胞和原代人肾小球微血管内皮细胞1520在肾基质凝胶1540内培养并在导管的外部隔间中生长。在导管1510内部，人肾近端小管细胞生长并附着到导管支架内壁。
在实施例中，生物芯片1500可以用作毒性药物测试模型，其中，根据本公开的一个方面，肝脏的肝毒性模型(也代谢药物)微流体地连接到肾的肾毒性模型。
在实施例中，生物芯片1500可以用在用于测试肺癌药物功效的模型中。将人肺成纤维细胞培养在导管的外部隔间中的肺成纤维基质凝胶1440内。在导管内部，用于气液界面的人小气道上皮细胞生长并附着在导管支架的内壁上。根据本公开的一个方面，在上皮细胞的腔表面上，附着并生长KRAS阳性人肺腺癌细胞或非小细胞腺癌细胞的实体肿瘤。
在实施例中，生物芯片1500可以用作用于测试前列腺癌药物功效的模型。将人前列腺基质细胞培养在导管的外部隔间中的前列腺基质凝胶内。在导管内部，人前列腺上皮细胞生长附着在导管支架的内壁上。根据本公开的一个方面，在上皮细胞的腔表面上，附着并生长LNCaP克隆FGC前列腺癌细胞或NCI-H660 E期前列腺癌小细胞癌细胞的实体肿瘤。
在实施例中，生物芯片1500可以用作用于测试乳腺癌药物功效的模型。将人原代乳腺成纤维细胞在导管外部隔间中的乳腺基质凝胶内培养。在导管内部，人乳腺上皮细胞生长附着在导管支架的内壁上。根据本公开的一个方面，在上皮细胞的腔表面上，附着并生长HCC1500(雌激素+ve&黄体酮+ve)或HCC70(雌激素+ve)或HCC2157(雌激素-ve&黄体酮+ve)细胞的实体肿瘤。
在实施例中，生物芯片1500可以用作用于测试脑癌药物跨越血脑屏障功效的模型。将人星形胶质细胞在导管外部隔间中的脑星形胶质基质凝胶1540内培养。在导管内部，人脑的脑微血管内皮细胞生长附着在导管支架的内壁上。根据本公开的一个方面，在血管细胞的腔表面上，附着并生长U-118MG脑成胶质细胞瘤&星形细胞瘤IV级肿瘤细胞的实体肿瘤。
在实施例中，生物芯片1500可以根据毒性和疗效平衡用作用于药物剂量的药物测试模型。药物剂量模型由肝模型、肾模型和疾病模型的微流体连接组成。在这种模型中，药物首先通过肝芯片，其中，药物被代谢并测试肝毒性。然后，药物穿过肾芯片以测试肾近端小管中的毒性。然后，药物穿过疾病模型以测试药物对生长的肿瘤的功效。该图示示出了肺、前列腺、乳腺和脑癌药物的剂量模型。根据本公开的一个方面，如果发现功效和毒性的任何最佳药物平衡，则药物通常成功试验。
在实施例中，生物芯片1500可以用于研究人员研究导管组织的生理学和病理学、对导管组织的机械传导效应、导管组织的信号通路、通过导管组织的优先癌症转移，药物、毒物和生物刺激物对导管组织的扩散和影响，以及用于干细胞的大量生成。
在实施例中，制药公司可以使用生物芯片1500来生长导管类器官，并使用人芯片模型来测试其上的药物并研究其安全性、功效和剂量，从而更好地预测临床试验中的药物反应。
在实施例中，临床研究人员可以使用生物芯片1500来用于精确和个性化的药物，方法是通过从患者活检中生长导管类器官，产生个性化的患者芯片，以测试不同的治疗方法和药物，并预测精确和个性化的治疗。
在实施例中，生物芯片1500可以包括导管支架，其限制导管上皮和内皮组织组件并生长成仅仅是附着到导管支架内壁的单层，取其形状。导管上皮组织的圆柱形结构通过细胞膜上的分化标记和连接蛋白与保存细胞极性有关。在生物芯片内的圆柱形结构中生长上皮或内皮导管组织，以允许组织模型模仿体内组织。
在生物芯片1500的实施例中，导管支架的外部隔间和空隙允许悬浮液或凝胶中的任何3D组织的培养和生长与导管内部的导管组织相互作用。与周围基质共培养上皮细胞是重要的，因为纤维组织通过激素和生长因子水平波动在导管癌进展中起着至关重要的作用。这种波动引起基质细胞基因表达的变化，导致不同的细胞外基质生物标志物，并因而破坏来自上皮组织的和到上皮组织的信号级联。将上皮或内皮导管组织与其相应的基质组织共培养，使得组织模型模仿体内组织。
在生物芯片1500的实施例中，多孔壁圆柱形导管支架具有外部&外部隔间两者，允许从任何特定位置精确进入细胞、组织和细胞外基质，而不会破坏其它组织。这允许针对特定肿瘤疾病模型在整个模型的任何位置受控地放置肿瘤细胞或实体肿瘤簇。所测试的药物对生物芯片内部生长的组织产生的结果影响取决于对肿瘤大小、密度和位置进行建模的精度。具有导管支架使得肿瘤疾病模型模仿体内组织。
在生物芯片1500的实施例中，除了圆柱形导管支架的壁的厚度之外的孔径、形状和密度允许细胞在经受任何信号通路时挤压并穿过壁。这模仿跨组织的细胞迁移过程。
参考图16，在另一实施例中，所公开的生物芯片100可以包括多个导管和多个周围通道。在本公开的至少一个方面，生物芯片可以被构造成具有多个平行导管的96孔板设计，以使其可以用于高通量药物筛选目的。在这样的方面，系统具有标准96孔板的尺寸，并且在一些情况下，可以与连接到入口端口和出口端口的泵一起使用。在其它情况下，流体可以被手动地移液到入口端口中，流体将在毛细力的帮助下填充整个导管。
在示例中，生物芯片100可以具有多种设计构造，其中，多个导管可以被设计成与一个或多个周围通道接合，以用于药物扩散测试应用。
在示例中，生物芯片100可以具有多个通道，这些通道可以被设计成与一个或多个导管接合，以用于细胞迁移和转移应用。
在示例中，生物芯片100可以被构造成与包含源自相同或不同个体或细胞系类型的不同类型的组织和类器官系统的多个芯片相互作用。例如，多个生物芯片100可以连接以形成人芯片模式。
制造生物芯片的方法
在另一实施例中，公开了一种制造生物芯片100的方法。根据所公开的方法，使用激光切割机将聚(甲基丙烯酸甲酯)(PMMA)切割成期望形状和厚度。首先，收集1.5mm厚的PMMA的片材，并使用厚度卡尺检查不同区域处的片材厚度。对于300x300 mm的片材，其在两侧之间的变化不应超过+/-0.1mm。接下来，对剩余材料进行牺牲步骤，以优化激光切割过程。激光束的厚度必须考虑在内。例如，对于切割2cm x2cm正方形的特定机器，输入尺寸可以是2.1x 2.15cm(取机器轴误差差异)。PMMA片材的保护层涂层在制造过程中应始终保持在上。接下来，将整个PMMA片材切割成相等的2x2 cm正方形(注意：最终结果应为2x2cm)。根据该方法，30x30cm片材应给出至少196个PMMA正方形。当仍在激光切割机中组装到位并使用标记时，将切割的底盘标记为水平或垂直侧，作为下一操作的参考(考虑到下一步骤的激光切割误差)。进一步在其边缘上使用标记物标记每个正方形(之前标记的同一侧)，并去除PMMA的保护层涂层。
根据所公开的方法，制造生物芯片100的下一步骤是在诸如计算机数控(CNC)铣床的自动化铣床上组装定制的向上活塞夹具。首先，将向上的夹具放置在CNC机床上并夹紧。在紧固CNC夹具手柄以固定向上的夹具之前，将触摸探针连接到CNC机器上，并根据所使用的触摸探针对夹具顶表面校准进行优化。接下来，迭代夹具位置，直到确保夹具的顶表面完全平整，然后固定夹具并将其紧固好。接下来，将上一个步骤的正方形PMMA放在夹具活塞上，并向上推活塞直到实现抓握并且2cm x2 cm PMMA顶表面与夹具顶内表面共面。该表面z轴位置将相同，与PMMA正方形的厚度误差差异无关。接下来，将0.5mm直径的球磨机连接到CNC机床上，并在球磨机接触组装好的底盘表面时取z轴零点基准。为了进一步校准夹具位置，通过尝试切割0.5mm直径、0.25mm深的半导管，在底盘的整个长度的中间处切割的第一铣削操作。
根据所公开的制造生物芯片100的方法，质量保证步骤要求松开底盘活塞和移除通过该操作1切割的底盘。对20个不同的底盘重复该操作。接下来，在实施例中，使用来自两组的超精密的精密杆(高分辨率0.5mm直径轴(塞规组(Plug Gauge Set)No-Go和塞规组Go))对切割深度进行质量测试。接下来，将0.5mm杆放置在两个底盘半导管之间，并用手压这个夹着的组件。尝试移除杆，如果杆很容易被移除，则半导管被切割得比0.5mm深，重复校准。如果No-Go杆不容易被移除，则检查两个底盘表面是否彼此对齐，如果它们没有对齐并且两者之间存在间隙，则半导管深度浅，重复校准。如果No-Go杆不容易被移除，并且两个手动夹住的底盘之间没有间隙，则切割深度没有明显的误差，因而，进行Go杆测试以进一步保证质量。接下来，将0.5mm杆放置在两个底盘半导管之间，并用手压这个夹着的组件。如果杆不容易被移除，则导管略浅。最后，如果Go杆很容易被移除，则半导管沟槽在+/-0.5μm的误差内切割。
根据所公开的制造生物芯片100的方法，CNC操作如下，进给速度近似为100mm/min，主轴转速为每分钟7000转(RPM)。操作1，使用与校准过程相同的0.5mm球磨机，从侧面到侧面切割穿过底盘中心的0.25mm深的沟槽。操作2，在操作1之后自动开始，通过6个切割步骤(每个0.25mm深)在整个底盘深度上切割5mm长(沿着在操作1中在其中心处切割的半导管沟槽)，0.5mm宽的沟槽。操作3，离导管轴中心自动地钻出0.5mm连接孔。操作4，对于一半芯片并通过与前三个操作相同的刀具和芯片组件，切割1.5mm长，0.5mm宽和0.5mm深的通道(上底盘)。操作5，对于一半芯片并通过与前四个操作相同的刀具和芯片组件，钻出另一0.5mm的连接孔(上底盘)。接下来，从夹具的活塞上移除芯片，组装另一芯片，并对在激光切割操作中切割的所有正方形PMMA板进行相同操作。
根据所公开的制造生物芯片100的方法，其它CNC操作如下，进给速度近似为100mm/min，主轴转速为每分钟7000转(RPM)。首先，翻转芯片到另一侧，并使用相同的刀具进行以下操作。操作6，针对所有芯片，切割斜4mm水平长度和2.5mm垂直长度，0.5mm宽和0.4mm深的沟槽。操作7，对于底盘的一半(下底盘)，并使用相同刀具，从基质入口孔到导管接口边缘切割4mm长，0.5mm宽和0.4mm深的水平沟槽。操作8，对于底盘的另一半(上底盘)，并使用相同刀具，从基质入口孔到基质通道出口旁边的连接孔切割2.5mm长，0.5mm宽和0.4mm深的水平沟槽。操作9：对于底盘的另一半(上底盘)，并使用相同刀具，从基质入口孔到基质通道出口旁边的连接孔、切割2.5mm长，0.5mm宽和0.4mm深的水平沟槽。接下来，从夹具的活塞上取下芯片，针对所有芯片组装另一次重复。操作9-12：组装1mm钻具，将上底盘定位在活塞上，钻出四个剩余的入口孔和出口孔以用于导管和基质通道。最后，针对所有其它上底盘重复所有操作。
在另一实施例中，公开了一种用于制造生物芯片100的另外方法。生物芯片100可以利用注塑微成型过程制造。为此，首先使用CNC机加工制造铸件。应进行多次迭代和质量检查，以确保成型铸件中切割特征的准确性。在对铸件制造进行优化之后，将启动注塑成型过程，其中，要优化成型参数以获得准确的底盘特征和尺寸，并对其进行质量检查。应在成型过程中进行迭代，以确保我们得到可重复的底盘与可接受的解决方案。
生物芯片保持管架
参考图17，公开了一种用于保持多个生物芯片100的管架1600。在实施例中，设计和制造了管架以在培养细胞的同时将芯片100保持在适当的位置，并同时简化芯片的搬运过程。在实施例中，管架由带有12个近似2cm x2 cm正方形空隙的图案的黑色8mm厚PMMA片材制成，在管架40的底部，空隙被覆盖并结合到薄0.1mm玻璃盖玻片，形成孔。管架被设计成标准12孔板大小，可以用12孔板盖子覆盖。在另一实施例中，管架是黑色的，因而阻挡不期望的光，并且管架中的正方形孔的底部由0.1mm厚的盖玻片玻璃制成，这对于显微镜是期望的。
包装生物芯片的方法
参考图18，公开了一种用于包装生物芯片100的方法1800。在实施例中，设计和制造灭菌和包装泡罩，以安全和高效地包装生物芯片100以供分配。该泡罩用于单独地包装每个芯片100，同时能够通过H2O2高压灭菌对其进行灭菌。在实施例中，泡罩由PET制成，当芯片被放置在其内部时，泡罩被tyvek片材覆盖并通过热压或胶合结合。泡罩的设计方式是将芯片保持在内部，但同时允许H2O2蒸汽通过它的所有表面(内部和外部)，以确保正确的灭菌。提供了包含12个泡罩包装的芯片的包装盒，以允许盒内部的芯片的可视化。
无需进一步阐述，相信本领域技术人员可以使用前面的描述来最大限度地利用当前公开的系统和方法。本文公开的示例和方面应被解释为仅仅是说明性的而不是以任何方式限制本公开的范围。对于本领域技术人员显而易见的是，可以对上述示例的细节进行改变而不背离所讨论的基本原则。换言之，以上描述中具体公开的示例的各种修改和改进都在所附权利要求的范围内。例如，可以设想所描述的各种示例的特征的任何合适组合。

Claims (60)

1.一种生物芯片，用于生长导管组织，所述生物芯片包括：
至少一个膜结构，其中，所述至少一个膜结构包括被构造成提供模拟细胞环境的至少一个多孔膜；
至少一个底盘，其中，所述至少一个底盘包括，
通道，所述通道被构造成支撑所述至少一个膜结构，和
至少一个微流体通道，所述至少一个微流体通道与支撑所述至少一个膜结构的所述通道流体连通；以及
至少一个盖玻片，
其中，所述至少一个底盘被构造成使得内部空间被设置在所述至少一个底盘内并且能够在所述至少一个底盘内产生至少一个通道，
其中，在所述底盘之间产生的内部空间提供隔间，所述隔间相对于所述底盘的主体在内部但相对于所述膜结构在外部；并且
其中，在所述至少一个底盘上设置多个开口，以允许流体或空气进入或退出在所述底盘之间产生的所述内部空间，所述内部空间提供相对于在所述底盘之间产生的所述膜结构的外部隔间。
2.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个膜结构是一个或多个圆柱形支架。
3.根据权利要求2所述的生物芯片，其中，所述至少一个膜结构能够结合在所述至少一个膜结构的圆柱形支架内的所述内部空间内，以提供多层相互嵌套的多孔膜导管支架。
4.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个膜结构选自合成聚合物、有机聚合物或复合材料的组。
5.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个膜结构能够模仿用于不同或相同生物材料的体内组织条件。
6.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述膜结构能够为多个基质组织类型提供环境。
7.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个膜结构能够为多个疾病模型的测试提供环境。
8.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘包含将所述圆柱形导管支架保持就位的特征，从而允许进入所述导管支架的内部隔间和外部隔间。
9.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述生物成分能够被移液或泵入到所述生物芯片的微流体通道中。
10.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，生物成分是相同的生物成分。
11.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，生物成分是不同的生物成分。
12.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘包含形成一个或多个微流体通道的特征，从而允许进入所述导管支架的内部隔间和外部隔间。
13.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘包含形成通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的微流体通道的特征。
14.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘包含通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的微流体通道，所述微流体通道在所述多孔导管支架位置的一个或多个区域处互连。
15.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘包含通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的微流体通道，所述微流体通道互连，在组装后仅被所述多孔导管支架的壁分开。
16.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘包含通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的微流体通道，所述微流体通道互连，仅在其组装后通过所述导管支架的壁上的孔隙连接。
17.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的外部隔间的所述微流体通道的特征能够刻在所述至少一个底盘的内层中。
18.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的外部隔间的所述微流体通道的特征能够刻在所述至少一个底盘的外表面上，并且由所述至少一个薄盖玻片封闭，从而产生全通道。
19.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述圆柱形导管的截面能够是圆形的，椭球形的或任何其它封闭形状。
20.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述导管能够是多孔的，所述孔隙能够是任何数量，形状和大小。
21.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，一些孔隙允许生物成分的扩散。
22.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，一些孔隙允许细胞横跨所述导管壁迁移。
23.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘包括至少一个入口孔和至少一个出口孔。
24.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的内部隔间的所述微流体通道的特征能够在所述通道的入口孔和出口孔之间延伸。
25.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的内部隔间的所述微流体通道的特征能够延伸到所述通道的入口孔和出口孔之外，然后在所述芯片子部件组装后被塞住。
26.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘被构造成与显微镜或成像装置一起使用。
27.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，允许流体流动到围绕所述导管支架的内部隔间和外部隔间的所述微流体通道被封闭在所述至少一个底盘之间。
28.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，允许流体流动到围绕所述导管支架的外部隔间的所述微流体通道被封闭在所述至少一个底盘与所述至少一个盖玻片玻璃之间，其中所述至少一个盖玻片玻璃覆盖所述生物芯片的未被所述至少一个底盘封闭的另外一侧。
29.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，当所述膜在沿其长度在所述导管支架表面上的区域中组装之前弯曲并结合时，结合到所述至少一个底盘上的所述至少一个膜结构能够被基质微流体通道空隙从所有侧面包围。
30.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘由脆性、透明和低自身荧光中的一者的材料制成，所述材料诸如是玻璃或聚合物。
31.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘由不透明材料制成。
32.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个底盘被构造成响应于刺激而变形，并封装所述至少一个膜结构。
33.根据权利要求32所述的生物芯片，其中，所述刺激是热、压力、化学暴露或辐射暴露中的一种。
34.根据权利要求33所述的生物芯片，其中，所述至少一个盖玻片与所述至少一个底盘集成以形成单一主体。
35.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述至少一个盖玻片由透明的材料制成。
36.根据权利要求1所述的生物芯片，其中，所述生物芯片能够连接到多个另外的生物芯片并与之相互作用。
37.一种制造生物芯片的方法，所述方法包括：
提供至少一个底盘，其中，所述至少一个底盘包括，
通道，所述通道被构造成支撑所述至少一个膜结构，和
至少一个微流体通道，所述至少一个微流体通道与所述通道流体连通；
提供至少一个多孔膜；
将至少一个多孔膜弯曲成圆柱形截面的闭环，
其中，圆形的圆柱形多孔导管是通过弯曲多孔膜的第一部分而形成的，而一个或多个另外的多孔膜形成所述导管的第二部分；以及
将所述至少一个多孔膜插入所述至少一个底盘之间。
38.根据权利要求37所述的方法，其中，所述至少一个多孔膜从平行于至少一个底盘之间的顶表面的平面被弯曲成0°至180°之间，以形成全导管形状，而其它膜被弯曲以形成所述全导管的其余部分。
39.根据权利要求37所述的方法，其中，所述至少一个底盘被构造成包含形成通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的所述微流体通道的特征。
40.根据权利要求37所述的方法，其中，所述至少一个膜结构结合在所述至少一个膜结构的圆柱形支架内的所述内部空间内，从而提供多层相互嵌套的多孔膜导管支架。
41.根据权利要求37所述的方法，其中，所述至少一个底盘被构造成使得通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的微流体通道在所述多孔导管支架位置的一个或多个区域处互连。
42.根据权利要求37所述的方法，其中，所述至少一个底盘被构造成使得通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的所述微流体通道互连，在组装之后仅被所述多孔导管支架的壁分开。
43.根据权利要求37所述的方法，其中，所述至少一个底盘被构造成使得通向所述导管支架的内部隔间和外部隔间的所述微流体通道互连，在组装之后仅通过所述导管支架的壁上的所述孔隙连接。
44.根据权利要求37所述的方法，其中，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的外部隔间的所述微流体通道的特征能够被刻在所述至少一个底盘的内层中。
45.根据权利要求37所述的方法，其中，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的外部隔间的所述微流体通道的特征能够被刻在所述至少一个底盘的外表面上，并用另一底盘部分或至少一个盖玻片覆盖，从而产生全通道。
46.根据权利要求37所述的方法，其中，所述至少一个底盘的被构造成提供至少一个入口孔和至少一个出口孔的特征提供对所述通道的进入。
47.根据权利要求37所述的方法，其中，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的内部隔间的所述微流体通道的特征能够在所述通道的入口孔与出口孔之间延伸。
48.根据权利要求37所述的方法，其中，所述至少一个底盘的形成通向所述导管支架的内部隔间的所述微流体通道的特征能够延伸超出所述通道的入口孔和出口孔，并且在稍后在所述芯片子部件组装后被塞住。
49.根据权利要求37所述的方法，其中，所述圆柱形导管通过化学结合、压力结合或热结合中的一种或它们的组合将所述膜和所述至少一个底盘结合而形成。
50.根据权利要求49所述的方法，其中，形成所述圆柱形导管支架的所述弯曲膜能够在组装在所述至少一个底盘中之前或之后结合。
51.根据权利要求49所述的方法，其中，使用所述结合方法来熔化材料表面的一受控厚度，并将不同的部分焊接在一起。
52.根据权利要求49所述的方法，其中，所述化学结合包含乙醇和氯仿的混合物。
53.根据权利要求49所述的方法，其中，所述热结合能够包括表面照射。
54.根据权利要求49所述的方法，其中，形成所述生物芯片的顶层和底层的所述至少一个盖玻片玻璃使用与其它部分相同的方法或使用玻璃-聚合物胶结合到所述至少一个底盘上。
55.根据权利要求37所述的方法，其中，封闭通向所述导管支架的内隔间的所述微流体通道的末端的塞被结合或使用聚合物胶。
56.根据权利要求37所述的方法，其中，所述导管支架膜的延伸部保持在其末端处并张紧以防止所述膜中的任何皱纹。
57.根据权利要求37所述的方法，其中，圆形多孔导管通过以圆柱形截面的闭环形式将扁平膜弯曲在杆上，并沿其长度将其结合在所述导管支架表面上的区域中而形成。
58.根据权利要求37所述的方法，其中，圆形多孔导管通过以圆柱形截面的闭环形式将扁平膜弯曲在杆上，并将其结合在沿着所述导管支架表面的平坦区域中而形成，其中所述表面是所述导管表面的延伸部。
59.根据权利要求37所述的方法，其中，圆形多孔导管通过以圆柱形截面的闭环形式将一个以上的扁平膜弯曲在杆上，并将其结合在沿着所述导管支架表面的平坦区域中而形成，其中所述表面是所述导管表面的延伸部。
60.根据权利要求37所述的方法，其中，形成所述膜包括将所述膜保持成其期望形状的杆，所述杆位于所述至少一个底盘之间，而所述导管支架的末端与所述底盘结合并被所述至少一个底盘包围。
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