CN105593358B - 用于体内器官组织的体外模型化的装置 - Google Patents

Abstract

一种用于体外模型化体内器官组织的装置(201)，包括：具有至少一个通入室(213)的第一体部(207)、具有至少一个培养室(221)的第二体部(205)和将所述至少一个通入室(213)与所述培养室(221)分隔开的培养膜(206)。该装置还包括具有带有至少一个限制腔的至少一个致动室(220)的第三体部(203)、和将所述至少一个培养室(221)与所述至少一个致动室(220)分隔开的致动膜(204)。利用根据本发明的装置，可以提供鲁棒的致动系统，其不依赖于致动膜材料的机械性能，也不依赖于压力，并且允许模仿组织、特别是肺泡的三维变形。

Description

用于体内器官组织的体外模型化的装置

技术领域

本发明涉及根据独立权利要求1的前序部分的装置。这种装置包括具有至少一个通入室的第一体部、具有至少一个培养室的第二体部和将所述至少一个通入室与所述培养室分隔开的培养膜，该装置可以用于对体内器官组织进行体外模型化。

背景技术

医药业目前正在致力于反思可以更高效地执行的研究和开发的方式。需要解决的一个重要问题是能够在开始昂贵的临床试验之前预测化合物对人体的毒性和功效的高效和可复制的药物发现模型的缺乏。

同样，医药公司以及公共和监管当局正在寻找替代的体外动物试验方法。动物试验糟糕地预测人体反应，在伦理上有争议并且昂贵。然而，能够预测化合物对人体的毒性的高效和可复制的体外模型的缺乏是在毒性测试中需要解决的一个障碍。

对于肺的体外模型尤其如此，其原因在于发生气体交换的下呼吸道中存在复杂的细胞微环境。肺的体内状态如气液界面、呼吸运动、液体在上皮层上和内皮处引发的剪应力等特别复杂，这是迄今为止不存在精确的体外肺泡模型的原因。

已知的肺体外模型如跨室系统(transwell system)可以复制肺泡与血管内皮之间的组织界面，但既无法复制生理呼吸的机械过程，也无法复制血流引发的剪应力以及可溶产物和细胞排泄的废物的去除。此外，跨室膜厚度典型地在10微米与20微米之间，其大约是体内尺寸的1到3个数量级。这可能会严重妨碍上皮-内皮信号传递。

在此背景下，基于微流体技术的研究平台目前已出现并具有提高体外模型精度和实验效率的潜力。例如，仅近三年来报告了微制作的生物人工肺模型。

WO 2010/009307 A2中记载了利用上皮/内皮细胞的联合培养的呼吸用芯片肺(lung-on-a-chip)。该芯片肺由通过薄的多孔和可拉伸的膜分离的两个叠加微通道构成，所述膜由聚二甲硅氧烷(PDMS)制成。通过改变相邻通道中的压力——这允许薄的多孔膜附着在其上的微通道的壁的变形——来周期性地直线拉伸在其上培养上皮和内皮细胞的该膜。

然而，WO2010/009307A2所展示的致动原理存在重大的局限性。事实上，薄膜的应力水平的精度直接依赖于通道内壁的偏转(即挠曲， deflection)幅度，该偏转幅度又是多个参数的函数，特别是壁材料的机械性能和几何结构以及致动压力，这些全都需要被精确地控制。此外，该装置的基于两部分——上部和下部(薄膜被置于其间)——的组件的结构需要精确对准以保证通道壁的机械性能的批次再现性。

至少这些因素不允许对薄膜的拉伸水平和最终在该膜上培养的细胞的精确控制。因此，该装置的制作过程必须极为精确，这增加了制造成本和/ 或可能需要根据对各装置施加的压力对膜中的应力进行昂贵的校准。此外，该装置的多个方面仅近似地复制肺泡的基膜及其变形。事实上，由该装置的相邻通道产生的单向拉伸与人肺内发生的三向拉伸不相对应。在体内，呼吸运动是横隔膜收缩的结果，所述收缩牵动肺腔，从而使空气进入肺内。此外，集成在WO 2010/009307 A2中记载的芯片肺中的膜相比于介于200 纳米与500纳米之间的肺泡膜的基部的厚度而言比较厚，即约10微米。

US 2010/0233799 A1中展示了具有可拉伸的膜的微流体芯片肺的另一示例。其中，一种装置包括在其上培养上皮细胞的PDMS膜。为了调查换气后的肺中通常发生的机械应力，销在膜上施加机械力。

然而，为了适合这种销施力，膜必须坚固且在US 2010/0233799 A1的装置中厚约100微米。所展示的装置未配备有多孔膜且因此不允许通过复制气血屏障来模仿肺泡膜的复杂性。此外，它不允许在膜的销向其推压以使其变形的侧面培养细胞，因为销与膜的直接接触将挤压细胞并损伤它们。这意味着此系统不允许模仿体外屏障常见的联合培养系统，即使集成有多孔膜。

同样由于销抵靠膜的直接接触，US 2010/0233799 A1中记载的系统的另一局限性是销与膜之间明显不存在间隙。这阻止了提供用于生理介质的充分空间且因此无法灌注细胞。由于不能从膜的底部向细胞提供生理溶液，因此需要从在该处培养细胞的膜顶部提供生理介质，这意味着无法在此系统中设置气液界面(ALI)条件。

US 2010/0233799 A1的系统的另一缺点在于由于不透明的销，不可能从芯片的底部观察细胞。而且即使销是透明的，图像也仍将由于销的弯曲而变形且必须例如通过特定软件进行修正以便合适。

再者，US 2010/0233799 A1的系统仅允许膜沿一个向外的方向拉伸，而在肺内该方向仅适用于内皮细胞。此外，US 2010/0233799 A1的系统的拉伸轮廓非常不均匀。特别地，仅中间的膜将适合销的结构，而周边的膜并非如此。这导致膜中间与周边之间的不同的拉伸轮廓，此外，肺中的肺泡与膨胀的球相似地拉伸。这意味着球的半径恒定地改变，其中在该系统中所述半径由销的形状决定。

因此，需要一种用于体外模型化器官的组织的装置，该装置允许例如在预定和变化的范围内和/或方向上周期性地拉伸细胞，由此使得可以模仿诸如肺泡的组织的三维变形。

发明内容

根据本发明，通过由独立权利要求1的特征定义的装置来解决这一需求。优选实施例是从属权利要求的主题。

特别地，本发明的要点如下。用于体外模型化体内器官组织的装置包括具有至少一个通入室的第一体部、具有至少一个培养室的第二体部和将所述至少一个通入室与培养室分隔开的培养膜。该装置还包括具有至少一个致动室的第三体部和将所述至少一个培养室与所述至少一个致动室分隔开的致动膜，该致动室具有至少一个限制腔。

本发明的上下文中的用语“模型化体内组织”可以涉及对诸如像肺的器官的组织的体内状态进行模型化，并且尤其涉及诸如肺泡与血管内皮之间的组织界面的组织界面。第一、第二和第三体部可以形成为可以安装在一起的不同物理单元，形成为组合的物理单元，例如第一和第二体部是一个物理单元且第三体部是第二物理单元，或形成为一个物理单元。第一、第二和第三体部例如可以呈板状。在一些实施例中，所述至少一个通入室也可以用于培养以使得它是组合的通入-培养室。培养膜可以是多孔的，即完全或部分地多孔的，或非多孔的。它还可比较薄和柔韧并且可以在其一面或两面上涂覆有细胞以便形成体外屏障，类似于体内屏障，例如肺内的气血屏障。本文中的用语“比较薄”可以涉及在约10纳米(nm)与约20 微米(μm)之间或在约20纳米与约10微米之间或约200纳米与约5微米之间的厚度。培养膜的孔的尺寸可以在约0.4微米与约12微米之间并且可以是约3微米。孔的密度可以在约10,000与约100,000,000孔/cm²之间且可以是约800,000孔/cm²。

培养膜可以具有在约100nm至10μm的范围内、约200nm至3μm 的范围内或约500nm至1μm的范围内的厚度。在一些实施例中，例如，其中通入室和培养室布置在同一水平上的实施例中，培养膜和致动膜可以相同，即是一个物理单元。致动室可以具有单个限制腔或多个限制腔。此外，可以存在多个致动室，每个致动室都具有单个限制腔或多个限制腔。

将所述至少一个通入室与培养室分隔开的培养膜可以通过将通入室和培养室布置成彼此直接相邻并且将培养膜布置在其间来实现。或者，该培养膜可以通过使通入室和培养室经由至少一个另外的室(如通道或微通道等)间接连接，并且将培养膜布置在所述至少一个另外的室中、布置成与所述至少一个另外的室和培养室相邻、或布置成与所述至少一个另外的室和通入室相邻来实现。培养膜可以用于在其一个或两个表面上培养细胞。在培养膜上培养的细胞可以被连续地或间歇地灌注或可以静止生长。

此外，各种类型的细胞可以被移植在培养膜的一个或两个表面上或在其上生长。此类细胞可以包括多细胞结构的任何原核和真核细胞类型，包括线虫、变形虫和细菌，直到哺乳动物，例如人类。在该装置的培养膜上移植或生长的细胞类型依赖于希望模仿的器官类型或器官功能以及包括这些器官的组织。此外，各种干细胞例如骨髓细胞、诱导成体干细胞、胚胎干细胞或与成体组织孤立的干细胞可以在培养膜的一个或两个侧面上联合培养。通过在给送各层细胞的培养室和/或通入室中使用不同的培养介质，可以允许不同的分化线索以到达干细胞层，由此将细胞区分为不同细胞类型。还可以在培养膜的同一侧面上混合多种细胞类型以形成不同细胞的联合培养而无需膜分隔。

将所述至少一个培养室与所述至少一个致动室分隔开的致动膜可以通过将致动室或特别是其限制腔和培养室布置成彼此直接相邻并且将致动膜布置在其间来实现。作为替代地，该致动膜可以通过使致动室和培养室经由至少一个另外的室(如通道或微通道等)间接连接，并且将致动膜布置在所述至少一个另外的室中、或者布置为与所述至少一个另外的室和培养室相邻、或布置成与所述至少一个另外的室和致动室相邻来实现。

在根据本发明的装置的使用中，可以通过调节致动室中的压力来使培养膜偏斜。特别地，调节致动室内的压力可以使得致动膜根据压力偏斜进入(减压)或离开(升压)致动室，即负向地或正向地偏转。由此，培养室内部的压力也可被改变以使得培养膜相应地偏斜进入或离开培养室。此效果尤其可以在培养膜被部分地或完全充填以比较不可压缩的介质或流体的情况下存在。调节致动室内部的压力允许与致动膜的偏转相对应地施加培养膜的周期性的、预定的而且变化的三维偏转。因此，它可以用于在培养膜上培养的细胞的拉伸。在实施例中，也可以通过不同于压力变化的手段来使致动膜偏转。例如，可以通过磁力——即通过在膜中或膜外侧添加磁性材料——来实现这种偏转。

此外，为致动室提供一个或多个限制腔允许限制致动膜的偏转并且相应地还限制培养膜的偏转。这可以使装置的操作和设置比较容易，因为可以独立于培养膜的类型和材料限制偏转。换言之，可以与培养膜或体外屏障的期望偏转对应的致动膜的偏转可以通过限制腔的设计而在几何上被限制。因此，不论培养膜上的细胞培养物聚集如何、不论气液界面或液液界面的存在与否、以及在一定程度上不论培养膜的机械性能如何，在培养膜上培养的细胞的拉伸水平都可以保持恒定。通过约束致动膜的偏转，可以在很大程度上避免培养膜材料的粘弹性特性的批次变化和致动膜几何结构的变化。因此，不必须精确地控制要求的致动压力，这可以提供无校准的致动。此外，这种设置允许通过利用较高压力使例如较厚的致动膜偏转来间接地产生拉伸在培养膜上培养的细胞所需的小而精确的压力。

因此，利用根据本发明的装置，可以提供鲁棒的致动系统，其不依赖于致动膜材料的机械性能，也不依赖于压力，并且允许模仿组织、特别是肺泡的三维变形。

当将根据本发明的装置用于在培养膜上培养细胞时，可以使用可与该装置相组合的各种系统监测细胞对各种环境影响的反应。例如，可以利用公知的传感器监测pH值的变化。或者，可以连续或定期地采样细胞上清液以用于细胞分泌因子(生长因子、细胞因子、趋化因子)的浓度变化的测量，或可以连续或定期地采样细胞，以用于基因转录的变化或细胞生物化学或结构组织化的变化的测量。例如，可以测量作为细胞应力的标记的活性氧物种(ROS)。还可以测量跨上皮细胞电阻(TEER)以监测体外屏障的聚集和/或渗透性。还可以对在培养膜上生长的“组织”进行微观分析、免疫组织化学分析、原位杂交分析或使用染色(如苏木精-伊红染色)的典型病理分析。这些分析用采样可以实时进行，或在实验后取得，或在研究或实验中的不同阶段通过采取小的活组织切片被取得。此外，可以使在膜上生长的细胞经受其它细胞(如免疫系统细胞或细菌细胞)、经受抗体或抗体导向的细胞，例如靶特异性细胞受体。可以使细胞暴露于病毒或其它粒子。为了有助于外部供给物质如细胞、病毒、粒子或蛋白的移动检测，可以使用诸如放射性或荧光标记等常规方式来自然地标记它们。例如，细胞可以使用根据本发明的装置生长、培养和分析1、2、3、4、5、6或7天，在至少1-2周之间，或甚至超过2周。

在一个非限制的示例性实施例中，根据本发明的装置构造成模仿肺的运行，其中肺上皮细胞自聚集在培养膜的一个表面上且肺毛细血管内皮细胞自聚集在同一培养膜的反面上。该装置由此允许模拟功能性肺泡-毛细血管单元的结构和功能，并可以暴露于生理机械应力以模拟呼吸，或暴露于气源性和血源性的化学物质、分子和细胞刺激，以研究经由膜的孔穿过该组织-组织界面的化学物质、分子和细胞的交换。该装置可影响模仿能在生理和病理条件下被分析的器官级反应的体外肺模型的开发。

根据本发明的装置的实施例可以应用于许多领域，包括基础生物科学、生命科学研究、药物发现和研制、药物安全测试、毒理学、化学和生物检定、以及组织和器官工程。在一实施例中，该装置是可以用作器官特定的疾病生物学的生物人工器官装置。此外，该装置可以应用于肝、肾、肺、肠、骨髓和其它器官和组织的器官辅助设备中以及器官位移结构中。

根据本发明的装置的应用还可包括但不限于对疾病标记物的识别；评估抗癌疗法的疗效；测试基因治疗载体；药物研发；筛选；细胞(特别是干细胞和骨髓细胞)的研究；对生物异源物质的生物转化、吸收、清除、新陈代谢和活化的研究；对穿过上皮或内皮层的化学和生物试剂的生物利用度和输送的研究；对穿过血脑屏障的生物或化学试剂的输送的研究；对穿过肠上皮屏障的生物或化学试剂的输送的研究；对化学试剂的急性基础毒性的研究；对化学试剂的急性局部或急性器官特异性毒性的研究；对化学试剂的慢性基础毒性的研究；对化学试剂的慢性局部或慢性器官特异性毒性的研究；吸入毒性研究；重复剂量毒性研究；长期毒性研究；慢性毒性研究；对化学试剂的致畸性的研究；对化学试剂的遗传毒性、致癌性和致突变性的研究；感染性生物试剂的检测；有害化学试剂的检测；传染病的研究；化学或生物试剂治疗疾病的功效方面的研究；试剂治疗疾病的最佳剂量范围方面的研究；体内器官对生物试剂的反应的预测；化学或生物试剂的药代动力学的预测；化学或生物试剂的药效预测；有关遗传内容对试剂反应的影响方面的研究；响应于化学或生物试剂的基因转录的研究；响应于化学或生物试剂的蛋白表达的研究；和响应于化学或生物试剂的新陈代谢变化的研究。

根据本发明的装置也可用于对细胞进行筛选以研究细胞对材料的影响 (例如，以相当于药物的组织代谢的方式)。它可用于模拟对于从诸如心脏、肺、骨骼肌肉、骨、韧带、肌腱、软骨、平滑肌细胞、肠、肾、皮肤、内皮细胞和来自其它组织的细胞等机械活性组织培养的细胞的行走、跑步、呼吸、蠕动、流体或尿液流动、或心脏跳动时的机械负荷环境。不是测试静态环境中细胞的生物或生化反应，而是研究人员可以向培养的细胞施加一定范围的频率、振幅和时间的机械应力(包括拉伸、压缩和剪切)。

根据本发明的装置还可以用于研究生物异源生物质的生物转化、吸收、清除、新陈代谢和活化、以及给药。还可以研究化学和生物试剂穿过如肠中的上皮层、如血管中的内皮层和穿过血脑屏障的生物利用度和输送。还可以研究化学试剂的急性基础毒性、急性局部毒性或急性器官特异性毒性、致畸性、遗传毒性、致癌性和致突变性。还可以检测和研究传染性生物试剂和有害化学试剂的效果。可以研究传染病、化学和生物试剂治疗这些疾病的功效以及这些试剂的最佳剂量范围。使用根据本发明的装置可以检测和研究体内器官对化学和生物试剂的响应、这些试剂的药代动力学和药效学。可以研究遗传内容对试剂反应的影响。可以确定响应于化学或生物试剂的蛋白和基因表达量。使用本装置还可以研究响应于化学或生物试剂的新陈代谢变化。

在特定应用中，根据本发明的装置尤其可以是有利的。例如，与传统的细胞培养物或组织培养物相比，该装置的一些优点例如包括，当细胞放在该装置中时，可以发生成纤维细胞、SMC(平滑肌细胞)和EC(内皮细胞) 分化，该分化重建了接近于体内情况的限定的三维构造组织-组织关系，并且细胞对药理试剂或活性物质或产品的功能和反应可以在组织和器官的层级被研究。此外，许多细胞或组织活性应经得起在该装置中的检测，包括但不限于药物进入和通过输送流道中的层状组织的扩散速率；不同层的细胞形态、分化和分泌变化；细胞运动、生长、凋亡等等。此外，可以容易地评估各种药物对位于系统不同层的不同类型细胞的影响。

根据本发明的装置可以用于各种组织的工程学，各种组织包括但不限于心血管系统、肺、肠、肾、脑、骨髓、骨骼、牙齿和皮肤。如果该装置用合适的生物相容和/或生物可降解材料(如聚乳酸羟基乙酸(PLGA))制成，则该装置可用于体内移植或植入。此外，空间定位和控制若干细胞类型相互作用的能力提供了进行分级工程并产生生理上更正确的组织和器官类似物的机会。以限定的布置来布置多细胞类型对细胞分化、维护和功能长寿具有有益作用。

对于药物发现，例如，使用根据本发明的装置具有两个优点：(1)该装置可以更好地模仿组织的体内层状架构，因此允许除了在细胞和组织层级之外还在器官层级研究药物作用；以及(2)该装置可减少体内组织模型的使用以及动物用于药物筛选和毒理学研究的使用。

除了药物发现和研发之外，根据本发明的装置也可用于基础和临床研究。例如，它可用于研究肿瘤发生机制。公认的是，体内癌症发展由宿主和肿瘤微环境调控，包括基质细胞和细胞外基质(ECM)。例如，基质细胞被发现能够将良性上皮细胞转化为恶性细胞，从而发现ECM影响肿瘤形成。越来越多的证据表明，在限定架构中生长的细胞比单层中的细胞更耐细胞毒药物。因此，该装置可以是模拟癌细胞的初始生长特性更好的手段，从而更好地反映体内肿瘤的真实药物敏感性。

根据本发明的装置还可以允许根据细胞的需要和体内存在将不同的生长因子、化学物质、气体和营养成分添加到不同的细胞类型中。控制这些因子或蛋白的位置可以指导特定细胞的重建模和运作过程，并可以为整个系统提供分子线索，从而带来有益的发展诸如新组织、细胞重建模、增强的分泌等。

在另一方面，根据本发明的装置可以用作多细胞类型的细胞微阵列，如微流体装置。使用该装置，可以维持细胞阵列的图案完整性。这些细胞微阵列可以构成未来的“芯片实验室”，当多路复用和自动化时尤其如此。这些微型化的多细胞类型培养物将促进使用更快的更低噪音检测法来观察细胞动力学，具有允许细胞对阵列表现出类似体内的反应的内置的复杂性。

在另一方面，根据本发明的装置可以用作生物传感器。细胞基生物传感器可以提供比其它生物传感器更多的信息，因为细胞通常对刺激具有多方面的生理反应，并且具有新机理来放大这些反应。在该装置中的所有细胞类型均可用于同时监测分析物的不同方面；该装置中的不同细胞类型可用于同时监测不同分析物；或者这两种监测类型的混合。从大肠杆菌(E.coli) 到哺乳动物细胞系的细胞已被用作在环境监测、毒素检测和生理监测应用中的传感器。

在另一方面，根据本发明的装置可用于了解细胞生物学和细胞-ECM 相互作用中的基本过程。体内重建模过程是细胞和ECM之间的一种复杂的、动态的、往复过程。该装置能够捕捉到这些生物系统的复杂性，使得这些系统适于进行研究和有益操作。此外，通过与成像工具(如荧光显微镜法、显微荧光测定法、光学相干断层扫描法(OCT)或跨上皮细胞电阻(TEER))连接，使用该装置预期可以对多层状组织中的细胞行为进行实时分析。适于实时分析的细胞和组织研究的示例包括细胞分泌和信令、细胞-细胞相互作用、组织-组织相互作用、动态工程化的组织构造和监测、组织工程中的结构-功能研究和体外细胞重建模基质的过程。

使用根据本发明的装置的使用另一个示例是，通过将其体内植入活体的体内并且允许细胞和组织浸润该装置并建立正常的组织-组织界面，来引发组织-组织界面和复杂器官结构的形成。然后，在使之灌注通过具有细胞存活所需的介质和气体的一个或多个流体管道的同时，整个装置和包含的细胞和组织被手术除去。于是，该装置的这种复杂的实施例可以通过连续灌注而保持体外存活，并用来研究在正常3D情况下的高度复杂的细胞和组织功能，而这种复杂程度使用任何现有的体外模型系统都是不可能的。

特别地，根据本发明的装置的微通道实施例可以被体内皮下植入动物内，其中该装置在通道中包含骨诱导材料，如去矿物骨粉或骨形态发生蛋白(BMP)，该通道具有朝向周围组织空间开放的一个或多个相应端口。第二通道可在植入过程中通过关闭其端口或用实体可去除材料(如实心棒) 填充而被关闭。由于伤口愈合，含有微毛细血管和间充质干细胞的结缔组织将生长进入装置的开放通道，而且，由于存在骨诱导材料，将形成带有恢复造血前体细胞循环而形成全功能骨髓的空间的骨，如过去的研究所表明的。一旦该过程完成，手术部位将重新开放，第二通道将通过取出棒或塞子而重新开放，然后与连接到流体贮槽的导管连接，从而使含有细胞生存所需的营养成分和气体的培养基可通过第二通道被泵送(pump)，并穿过培养膜的孔进入含有形成的骨髓的第一通道。整个微通道装置然后可从周围组织自由切下，并利用不断流入装置的培养基，被从动物取出，传递到组织培养孵化器，并利用通过第二通道的连续流体流维持在培养物中，如果需要，通过连接到它们的进口和出口，额外的流体也可以加到第一通道中。微通道装置将被用来在受控环境中体外研究完整骨髓功能。

生物相容和生物可降解材料均可用于根据本发明的装置中，以方便体内植入。也可以使用生物相容和生物可降解涂层。例如，可以使用在金属基体上的陶瓷涂层。但是，任何类型的涂层材料和涂层可以由不同类型的材料制成：金属、陶瓷、聚合物、水凝胶或这些材料的任意组合。生物相容材料包括但不限于氧化物、磷酸盐、碳酸盐、氮化物或碳氮化物。在氧化物中，以下物质是可行的示例：氧化钽、氧化铝、氧化铱、氧化锆或氧化钛。在某些情况下，涂层也可以由随着时间推移将溶解并可被活组织取代的生物可降解材料制成。基体由诸如金属、陶瓷、聚合物或它们的任何组合等材料制成，诸如不锈钢、镍钛合金、钛、钛合金或铝等金属和诸如氧化锆、氧化铝或磷酸钙等陶瓷是特别感兴趣的。

可以制成该装置的生物相容材料也可具有生物可降解性，因为其将随着时间而溶解并被活组织取代。这种生物可降解材料包括但不限于乳酸- 乙醇酸共聚物、聚乳酸、聚乙醇酸(PGA)、胶原或其它ECM分子、其它结缔组织蛋白、镁合金、聚己内酯、透明质酸、粘合蛋白、生物可降解聚合物、合成的生物相容和生物可降解材料(如生物聚合物、生物玻璃、生物陶瓷、硫酸钙、磷酸钙(例如，磷酸二氢钙一水合物、磷酸二氢钙无水物、磷酸氢钙二水合物、磷酸氢钙无水物、磷酸四钙、正磷酸钙、焦磷酸钙、α-磷酸三钙、β-磷酸三钙、磷灰石(如羟基磷灰石)))或聚合物(例如聚(α- 羟基酯)、聚(原酯)、聚(醚酯)、聚酸酐、聚(磷腈)、聚富马酸丙二醇酯、聚 (酯酰胺)、聚富马酸乙二醇酯、聚(氨基酸)、多糖、多肽、聚(羟基丁酸酯)、聚(羟基戊酸酯)、聚氨酯、聚(苹果酸)、聚丙交酯、聚乙交酯、聚己内酯、乙交酯-三亚甲基碳酸酯共聚物、聚对二氧环己酮、这些聚合物的共聚物、三聚物或共混物)或者这些生物相容和生物可降解材料的组合。也可以使用生物可降解玻璃以及从部分晶体生物可吸收聚合物(如聚乙交酯、聚丙交酯和/或乙交酯/丙交酯共聚物)组装的生物活性玻璃自增强的超高强度生物吸收性复合材料。

依赖于植入体的几何形状，这些材料可具有比较高的初始强度、适宜模量和在体内从4周至1年的强度保持时间。如结晶聚合物的纤维、高分子树脂中的碳纤维和粒子填料(例如羟基磷灰石)的补强件也可以用来提供生物可降解装置的尺寸稳定性和机械性能。生物可降解材料构造中使用互穿网络(IPN)已被证实作为提高机械强度的手段。为了进一步提高IPN 增强的生物可降解材料的机械性能，本装置可以使用不同的交联剂制作成在丙交酯-乙交酯共聚物85：15(PLGA)或l-丙交酯-d,l-丙交酯共聚物70： 30(PLA)的宿主基质内的交联聚富马酸丙二醇酯的半互穿网络(SIPN)。也可以使用天然聚(羟基丁酸酯-共-9％羟基戊酸酯)的共聚酯膜。本领域技术人员也将能够根据使用该装置的应用，选择适于任何特定目的以及细胞和组织类型的其它生物可降解材料。

优选地，所述至少一个致动室的所述至少一个限制腔的容积被调整成与培养膜进入或离开所述至少一个培养室的预定偏转相对应。其中，该容积尤其可以布置成使得该预定偏转与培养膜的最大偏转相对应。例如，最大偏转的培养膜的容积可与致动腔的容积相等。这样，可以独立于培养膜的类型和材料方便地限制培养膜的偏转。

在该装置的使用中，培养室可以被完全或部分地充填以相比于布置在通入室和/或致动室中的介质或流体而言可压缩性很小的介质或流体。特别地，布置在培养室中的介质可以相比于布置在通入室和/或致动室中的介质而言基本上不可压缩。例如，布置在培养室中的介质可以是水或基于水的溶液等，而布置在通入室和/或致动室中的介质可以是空气或类似于空气的气体。

在另一实施例中，致动室可以布置有至少两种介质的混合物，其中一种介质相比于布置在通入室和/或致动室中的介质而言可压缩性很小或基本上不可压缩，而另一种介质相比于布置在通入室和/或致动室中的介质是可压缩的。在限制腔的容积大于由最大偏转的培养膜封闭的容积的这种实施例中，培养膜的偏转可以被衰减而不是被立即停止，这可以允许比较缓和的偏转。

优选地，所述至少一个致动室的至少一个限制腔被布置成与所述至少一个培养室相邻。在本文中，用语“相邻”涉及位于致动膜的相反侧。由此，限制腔可以与培养室完全相等或可以部分地覆盖培养室。这样，可以实现该装置的紧凑、高效的布置。

所述至少一个致动室优选地与偏转致动通道连接。其还可以与偏转致动端口连接，该偏转致动端口与用于调节所述至少一个致动室的所述至少一个限制腔内部的压力的压力施加装置连接。该压力施加装置可以是泵等。特别地，该至少一个致动通道可以将偏转致动端口和致动室连接。致动通道的这种布置允许高效地提供压力调节介质进入和离开致动室。其中，该致动通道尤其可以是微通道。这样，可以高效地调节、改变和控制致动室内部的压力。利用结合有压力施加装置的偏转致动端口的布置结构意味着可以实现致动系统的比较简单和高效的实施例。其中，该装置优选地还包括感测所述至少一个致动室内部的压力的压力传感器。这种压力传感器允许高效地监测和控制致动室内部的压力并由此还监测培养膜的偏转。

优选地，该装置包括具有入口、出口和至少一个培养室的灌注通道，其中入口、至少一个培养室和出口是相连的。其中，灌注通道尤其可以是微通道。利用这种流体系统，可以高效地向培养膜提供细胞和营养物以使得可以实现和支持细胞在培养膜上的生长。其中，该装置优选还包括用于封闭灌注通道的至少两个阀，其中所述至少两个阀中的一个阀布置在灌注通道的入口与灌注通道的培养室之间且所述至少两个阀或微型阀中的另一个阀布置在灌注通道的培养室与灌注通道的出口之间。利用这样的两个阀，可以使培养室与入口和出口隔离，以使得布置在培养室中的流体不能逸出。在不具有分离的出口的其它实施例中，一个阀对于培养室的这种隔离是足够的。特别地，培养室的这种隔离允许压力从致动膜高效地传递到培养膜。或换言之，可以防止致动膜的偏转导致培养室中的介质流动而不是改变其压力以使培养膜偏转。所述至少两个阀可以是主动阀或被动阀。

因此，所述至少两个阀中的每个阀优选地包括阀致动通道、阀端口和将阀通道与灌注通道分隔开的阀膜。阀的这种实现允许可精确调节的阀致动的比较简单的实现。特别地，阀的控制可以由与致动膜的偏转相同或相似的装置执行。因此，所述至少两个阀的阀膜是允许以比较低数量的部件比较紧凑地实现该装置的致动膜的部分。此外，所述至少两个阀的阀端口优选与用于调节所述至少两个阀的阀致动通道内部的压力的压力施加装置连接。此外，该装置优选地还包括感测所述至少两个阀的阀致动通道内部的压力的至少两个阀压力传感器。利用此类压力传感器，可以高效地控制和调节阀中的压力。

优选地，培养膜被夹持在第一体部与第二体部之间，而致动膜被夹持在第二体部与第三体部之间。本文中的用语“夹持”涉及夹紧在该装置的不同部位之间。特别地，它可以涉及将膜直接夹紧在板状的第一、第二和第三体部之间。这样，可以实现该装置的比较简单、紧凑和高效的实施例。替换地或附加地，培养膜可以粘合、等离子体结合或以其它方式固定在该装置中。

优选地，培养膜至少部分地进行了等离子体处理或涂覆有细胞粘附分子。这种等离子体处理可以是氧或氮等离子体接触。这种细胞粘附分子可以是纤连蛋白、胶原蛋白、层连蛋白或其混合物。也可以通过使用功能分子对膜进行表面功能化处理来强化分子粘附。带有细胞粘附分子或进行了膜功能化处理的涂层可以至少存在于培养膜的限定出培养室的部分中。这种培养膜允许细胞在膜上高效生长以使得可以对组织进行模型化。

优选地，第一体部、第二体部和第三体部中的每一者都是由诸如下述的生物相容材料制成的微型板。因此，所述至少一个通入室优选地由培养膜所限定出的第一体部中的通孔形成。这允许通入室的比较简单、高效的实施例。此外，其中，所述至少一个培养室优选地由第二体部中的通孔形成。形成培养室的通孔优选地具有圆锥形，其中它可沿第三体部的方向扩宽。这允许培养室的比较简单、高效的实现。

优选地，该装置包括与所述至少一个培养室连接的介质源、与所述至少一个培养室连接的介质槽和适合经由所述至少一个培养室将介质从介质源提供给介质槽的充装结构。其中，介质源可以与介质槽相同，即，介质源和介质槽可以是同一物理实体。这样，灌注系统也可以布置成使得培养室和充装结构将在再循环微流体系统中实现。充装结构可以是介质泵等。这种布置结构允许用于在培养膜上生长细胞的灌注系统的有效实现。出于相同目的，该装置可以附加地或替换地包括用于向所述至少一个培养室中提供细胞的细胞注入器。细胞例如可以经由通孔和/或灌注通道被提供到所述至少一个通入室中。

优选地，该装置包括适合调节和监测该装置的操作特性的控制单元。因此，该控制单元优选地适合控制通过所述至少一个培养室的介质流。该控制单元优选地还适合例如通过控制装载在膜上的细胞的浓度或在膜上培养的粘附或聚集分子的密度来控制向至少一个培养室中的细胞注入。此外，该控制单元优选地适合控制所述至少一个致动室内部的压力。该控制单元还可以控制隔离培养室的阀中的压力。这种控制单元允许高效地操作该装置。它尤其可以被实施为或包括计算机。

本发明的这些和其它方面将从下文描述的实施例变得明显并参照下文描述的实施例进行阐述。本领域的普通人员将认识到前面和下面的说明仅仅是说明性的且并非旨在以任何方式加以限制。

附图说明

下面借助于示例性实施例并参照附图更详细地说明根据本发明的装置，在附图中：

图1示出了其中包括根据本发明的装置的第一实施例的用于体内器官组织的体外模型化的系统的框图；

图2A示出根据本发明的装置的第二实施例的生物人工器官装置的透视图；

图2B示出图2A的生物人工器官装置的分解透视图；

图2C示出图2A的生物人工器官装置的俯视图；

图2D示出图2C的俯视图的沿着线A-A的截面图；

图2E示出图2D的截面图的细节B；

图2F示出图2D的截面图的细节C；

图2G示出图2D的截面图在致动膜或微型阀的致动期间的不同时间点的细节B；

图2H示出图2D的截面图的细节B的详细俯视图；

图2J示出图2D的截面图的细节B的透视图；

图2K示出图2D的微型阀的改型实施例的俯视图；

图2L示出在泵送期间的不同时间点的图2K的微型阀；

图2M示出利用图2K的微型阀在各种频率和致动压力下获得的流率；

图3A示出根据本发明的装置的第三实施例的生物人工器官装置的截面图；

图3B示出处于偏转或致动位置的图3A的生物人工器官装置的截面图；

图4示出根据本发明的装置的第四实施例的生物人工器官装置的俯视图；

图5A示出每个致动室具有两个限制腔的根据本发明的装置的第五实施例的生物人工器官装置的截面图；

图5B示出每个致动室具有三个限制腔的根据本发明的装置的第六实施例的生物人工器官装置的截面图；

图6A示出具有与单个培养室相关联的多个平行的通入室的根据本发明的装置的第七实施例的生物人工器官装置的截面图；

图6B示出具有与单个灌注通道相关联的一系列培养室和通入室的根据本发明的装置的第八实施例的生物人工器官装置的截面图；

图7A示出具有布置在中间体中的致动室的根据本发明的装置的第九实施例的生物人工器官装置的截面图；

图7B示出处于第一偏转或致动位置的图7A的生物人工器官装置的截面图；

图7C示出处于第二偏转或致动位置的图7A的生物人工器官装置的截面图；

图8A示出用于制作薄的多孔培养膜的装置的透视图；

图8B示出正被装载的图8A的装置的透视图；

图8C示出沿着图8B的透视图的线A-A的截面图；

图8D示出利用图8A的装置制作的培养膜的透视图；

图9A示出根据本发明的装置的第十实施例的生物人工器官装置的俯视图；

图9B示出图9A的生物人工器官装置的截面图；

图10示出具有与单个培养室相关联的多个竖直地间隔开的通入室的根据本发明的装置的第十一实施例的生物人工器官装置的截面图；

图11A示出被布置用于在培养膜的两个侧面上生长细胞的根据本发明的装置的第十二实施例的生物人工器官装置的截面图；

图11B示出细胞在培养膜的一个侧面上生长时的图11A的生物人工器官装置的截面图；

图11C示出正被重新组装的图11A的生物人工器官装置中的截面图；

图11D示出细胞在培养膜的第二侧面上生长时的图11A的生物人工器官装置的截面图；

图11E示出被布置用于在培养膜的两个侧面上生长细胞的根据本发明的装置的第十三实施例的生物人工器官装置的截面图；

图12A示出具有可关闭的培养室的根据本发明的装置的第十四实施例的生物人工器官装置的俯视图；

图12B示出沿着图12A的俯视图的线A-A的截面图；

图13A示出具有关闭培养室并平衡培养膜的微型阀的根据本发明的装置的第十五实施例的生物人工器官装置的俯视图；

图13B示出沿着图13A的俯视图的线A-A的截面图；

图14示出周期性机械应变(10％直线)对上皮屏障的渗透性的影响。

图15示出周期性机械应变(10％直线)对人类原代肺泡上皮细胞的新陈代谢活动的影响。

具体实施方式

在以下描述中，某些用语由于方便的原因使用且不应被解释为限制性的。用语“右”、“左”、“上”、“下”、“下方”和“上方”指的是图中的方向。术语包括清楚地提到的用语以及它们的派生词和具有相似含义的用语。

图1示出作为根据本发明的装置的第一实施例的用于体内器官组织的体外模型化的系统100。系统100具有以培养膜作为体外屏障102的生物人工器官装置101。它还包括机构106，该机构106具有与一个或多个压力源108、细胞注入器109和一个或多个泵103连接的控制单元的一个或多个CPU107。细胞注入器109和一个或多个压力源108由一个或多个CPU107控制并与生物人工器官装置101连接。一个或多个泵103布置在作为介质源的源储器104与还连接到作为介质槽的收集储器105的生物人工器官装置101之间。借助于一个或多个泵103和一个或多个CPU107，可以控制从源储器104经由生物人工器官装置101到收集储器105的流体流。尽管在该系统中仅示出和描述一个生物人工器官装置101，但设想可在系统100内测试和分析多个体外屏障102。

如以下将更详细地讨论的，生物人工器官装置101包括两个或更多个端口，这些端口使生物人工器官装置101的微通道与系统100的外部构件如流体储器104、105和压力源108连通。特别地，生物人工器官装置101 与源储器104耦接，所述源储器可容纳将要输送到生物人工器官装置101 的空气、血液、水、细胞、化合物、粒子和/或任何其它介质。源储器104 向生物人工器官装置101的一个或多个微通道提供流体，且收集储器105 接收离开生物人工器官装置101的流体。在替换实施例中，作为介质源和介质槽的源储器104向生物人工器官装置101提供流体并且还接收离开生物人工器官装置101的流体。因此，可以是如下情况，单独的流体源向生物人工器官装置中101提供流体和/或单独的流体收集器累积离开生物人工器官装置101的流体。

在一个实施例中，离开生物人工器官装置101的流体可以被重新使用并再导入之前进入的相同或不同的输入端口。例如，生物人工器官装置101 可被设置成使得经过特定中央微通道的流体再循环回到生物人工器官装置 101，并再次运行经过同一中央微通道。这样在再循环回到生物人工器官装置101时可用于例如增大分析物在流体中的浓度。在另一个示例中，生物人工器官装置101可被设置成使得流体经过生物人工器官装置101并再循环回到生物人工器官装置101，然后运行经过另一个中央微通道。这样在经过另一个微通道运行时可用于改变流体的浓度或补充。

一个或多个泵103优选用于将流体泵送到生物人工器官装置101中，但是泵一般而言对于系统100是可选的。流体泵是本领域中公知的，这里没有详细讨论。如下面更详细讨论的，每个微通道部分优选与其相应的入口端口和/或出口端口连通，从而每个微通道部分允许流体从中流过。

生物人工器官装置101中的每个微通道优选具有专用的入口端口和出口端口，它们连接到各自的专用流体源和/或流体收集器，从而允许独立地控制经过每个中央微通道的介质的流率、流动内容、压力、温度和其它特性。因此，还可以针对所希望的细胞标记(如RNA或蛋白水平的基因表达的变化)对单独流体通道采样来分别监测各种刺激对于每一细胞或组织层施加的影响。

细胞注入器109与生物人工器官装置101连通，从而细胞注入器109 构造成独立于经由入口端口或直接经由体外屏障通入孔被导入生物人工器官装置101的细胞，在生物人工器官装置101内的界面膜或体外屏障102 的一个或多个表面上注入、去除和/或操纵细胞，例如但不限于上皮和内皮细胞。例如，含有拉动致病细胞的磁性粒子的血液可以在单独的装置中培养，从而混合物可稍后经由细胞注入器109在希望的时间通过源储器104 或直接在体外屏障102上被导入系统100。在一个实施例中，细胞注入器 109被独立地控制，但是它可以由CPU107控制。细胞注入器109是可选的组件。

尽管在全部实施例中都不要求，但是可以从一个或多个压力源108施加压力，从而产生压力差而在生物人工器官装置101内造成机械运动。在生物人工器官装置101内利用压力的实施例中，由CPU107控制压力源108，以在生物人工器官装置101内施加压力差，从而有效地使生物人工器官装置101内的一个或多个膜或体外屏障102(参见下文)响应于所施加的压力差而扩张和/或收缩。在一个实施例中，依赖于生物人工器官装置101的构造或应用，由压力源118施加到生物人工器官装置101的压力是正压力。附加地或可选择地，依赖于装置101的构造或应用，由压力源108施加的压力是负压力，如真空或抽吸力。压力源108优选由CPU107控制，以便以设定的定时间隔或频率向生物人工器官装置101施加压力，从而定时间隔可以设定为均匀的或不均匀的。压力源108可被控制成以定时间隔施加均匀压力或以不同间隔施加不同压力。例如，由压力源108施加的压力可以具有大的量值和/或以所希望的频率设定，以模仿人跑步或进行发力。压力源108也可以应用缓慢不规则模式，如模仿人的睡眠。在一个实施例中， CPU107操作压力源108随机改变施加压力的间隔，从而导致周期性拉伸模式，以模拟自然呼吸期间的呼吸率和一次呼吸量的不规则性。

一个或多个传感器可以与生物人工器官装置101耦接，以监测生物人工器官装置101内的一个或多个区域，从而传感器为CPU107提供监测数据。一种类型的传感器优选是压力传感器，其提供关于生物人工器官装置 101中一个或多个操作或中央微通道的压力量的数据。来自微通道壁相对侧的压力数据可用于计算操作和中央微通道之间的实时压力差信息。监测数据由CPU107用于提供有关装置操作条件的信息以及细胞在特定环境中在生物人工器官装置101内的实时行为。传感器可以是电极，具有红外、光学(如照相机或LED)或磁性能力，或利用任何其它合适类型的技术以提供监测数据。例如，传感器可以是一个或多个微电极，用于分析跨培养膜或体外屏障102的电气特性(如电位差、电阻和短路电流)以确认组织的屏障的形成，以及分析跨培养膜或体外屏障102的流体/离子输送功能。应该指出，传感器可以在生物人工器官装置101的外部或者集成在生物人工器官装置101内。可以预期的是，CPU107控制传感器的操作，但不必须如此。

以下适用本说明书的其余部分。如果为了使附图清楚，附图包含未在说明书的直接相关部分中说明的附图标记，则可在前面的说明章节中参照该附图标记。

图2A和2B以组装图和分解图示出了根据本发明的装置的第二实施例的生物人工器官装置201的透视图。生物人工器官装置201配备有四个体外屏障202，并且包括下面将更详细地说明的多个端口212。生物人工器官装置201由不同体部组成，该不同体部包括作为第三体部的底部主体203、致动膜204、作为第二体部的中间主体205、薄的多孔培养膜206和作为第一体部的顶部主体207。底部主体203、中间主体205和顶部主体207中的每一者都具有大致矩形的板状。致动膜204和培养膜206中的每一者都具有大致矩形。

底部主体203包括两个偏转致动通道210和四个阀致动通道209，在各通道中布置有流体，优选空气，以分别控制微型阀的以及致动膜204的偏转的致动。各偏转致动通道210将偏转入口211与均具有限制腔的两个致动室220连接，且各阀致动通道209将阀入口208与两个微型阀室217 连接。

致动膜204构造成被安装或夹持在底部主体203与中间主体205之间。它包含多个通孔214，即两个三通孔的组，每组都布置在致动膜204的纵向端部处。每组多个通孔214都具有位于与底部主体203的阀入口208对应的位置处的两个阀入口孔274、和位于与底部主体203的偏转入口211 相对应的位置处的一个致动入口孔284。通孔214允许流体到达位于底部主体203中的偏转致动通道210和阀致动通道209。

中间主体205包括沿中间主体205纵向延伸的四个灌注通道215。此外，中间主体205配备有位于与底部主体203的阀入口208相对应的位置处的阀入口通孔265和位于与底部主体203的偏转入口211相对应的位置处的致动入口孔265。各灌注通道215将灌注入口275与培养室221和灌注出口285连接。四个培养室221中的每个培养室都被设置为在致动膜204 的方向上扩宽的中间主体205中的锥形通孔。

培养膜206构造成被安装或夹持在中间主体205与顶部主体207之间。它包含位于与底部主体203的阀入口208相对应的位置处、与底部主体203 的偏转入口211相对应的位置处、与中间主体205的灌注入口275相对应的位置处、和与中间主体205的灌注出口285相对应的位置处的多个通孔 264。

顶部主体207包括均由通孔形成的四个通入室213。通入室213与中间主体205的培养室221的位置相对应地定位。顶部主体还包括多个端口通孔216，该多个端口通孔包括位于与底部主体203的阀入口208相对应的位置处的灌注入口孔266、位于与底部主体203的偏转入口211相对应的位置处的灌注出口孔276、位于与底部主体203的阀入口208相对应的位置处的阀入口孔286、和位于与底部主体203的偏转入口211相对应的位置处的致动入口孔296。此外，顶部主体配备有四个体外屏障通入通孔 213作为用于通入体外屏障或培养膜206的通入室。

底部主体203可由非柔性材料制成，尽管可以设想它可替换地由柔性材料制成。底部主体203、中间主体205和顶部主体207优选地由基本上非柔性的生物相容聚合物制成，包括但不限于环烯烃共聚物、聚苯乙烯或任何其它弹性或热塑性材料或其它材料，比如玻璃、硅、软或硬塑料等。然而，它们也可以由软材料制成，并且可以彼此不同。可以设想，薄的多孔培养膜206可以由与主体203、205、207的材料不同的材料制成。培养膜206优选地由基本上柔性的材料如聚二甲硅氧烷或任何其它柔性或非柔性材料如聚酰亚胺、聚对二甲苯等制成。致动膜204优选地由基本上柔性的材料如硅橡胶、优选地聚二甲硅氧烷、或聚酰亚胺、聚对二甲苯或任何其它柔性材料制成。

在操作中，底部主体203的阀致动通道209和偏转致动通道210充填有流体，优选空气，以控制致动膜204和关闭的微型阀的偏转。由此，流体经由由顶部主体207的阀入口孔286、培养膜206的对应通孔264、中间主体205的阀入口孔265、致动膜204的阀入口孔274和底部主体203的阀入口208形成的阀端口提供给阀致动通道209。此外，流体经由由顶部主体210的致动入口孔296、培养膜206的对应通孔264、中间主体205 的致动入口孔295、致动膜204的致动入口孔284和底部主体203的偏转入口211形成的偏转端口提供给偏转致动通道210。

而且，中间主体205的灌注通道215充填有相对不可压缩的流体，例如水或基于水的溶液。其中，该相对不可压缩的流体经由由顶部主体207 的灌注入口孔266、培养膜206的对应通孔264和中间主体205的灌注入口275形成的灌注入口端部提供到灌注通道215中，并经由由顶部主体207 的灌注出口孔276、培养膜206的对应通孔264和中间主体205的灌注出口285形成的灌注出口端口离开灌注通道215。

图2C示出了生物人工器官装置201的俯视图，其中生物人工器官装置201的在表面上不可见的一些元件用点划线表示。其中，图示了培养膜 206的可经由通入室213到达的部分形成四个体外屏障202。如在图2D的截面图中可见的，在各体外屏障202处，培养膜206将中间主体205的锥形培养室221与顶部主体207的通入室213分离开。培养室221通过灌注通道215与左侧的灌注入口275和右侧的灌注出口285连接。此外，在各体外屏障202附近，布置有包括底部主体203的致动室220之一及在致动膜204中的与其相邻的部分的致动阀219。

尤其考虑图2E、图2H和图2J的详细视图，可见在中间主体205中，灌注通道215经由微型阀室217通到灌注入口275和灌注出口285。其中，中间主体205的各微型阀室217通过致动膜204与底部主体203的阀致动通道209之一分离开。这样，各微型阀室217连同在致动膜204的与其相邻的部分和阀致动通道209一起构成微型阀。

在图2G中，示出了在致动期间的不同时间点的前文所述的微型阀。其中，在时间点t₁，致动膜204未被致动且灌注通道215处于全开位置。在时间点t₂，致动膜204被部分地致动且灌注通道215对微型阀室217部分地关闭。在时间点t₃，致动膜204被越来越多地致动，且灌注通道215 与致动膜204的致动类似地越来越多地对微型阀室217关闭。在时间点t₄，致动膜204被完全致动且灌注通道215处于完全关闭位置。

尤其考虑图2F的详细视图，可见中间主体205的培养室221在上方由培养膜206与顶部主体207的通入室213分离或分隔开。此外，培养室 221在下方由致动膜204与底部主体203的致动室220分离开，其中致动室220或其限制腔定位成与培养室221相邻但偏心。

当经由包括偏转入口211之一的偏转端口中的一个向致动通道210施加抽吸力或真空时，致动膜204由于致动室220中的压力降低而被负向地或在下方偏转到致动室220中。当致动阀219偏转时，培养室221和灌注通道215中包含的流体——优选地为生理介质、血液、血清、油或空气——的压力下降，并分别引发体外屏障202或培养膜206的偏转。为了避免培养室221和灌注通道215中包含的流体的泄漏，只要致动阀在使用中，微型阀就被气动地致动。因此，微型阀在两侧堵塞灌注通道215。

在一个实施例中，薄的多孔培养膜206利用氧等离子体、富氮等离子体或有利于细胞粘附的类似等离子体被处理，或被涂覆有包含粘附分子如纤连蛋白、胶原蛋白、层粘连蛋白、或任何其它分子、或这些分子的混合物的溶液，有利于细胞在培养膜206上的粘附。这可以例如通过经由体外屏障通入室213和/或经由灌注端口和灌注通道215中的一者施加此类分子来完成。然后，将细胞(例如上皮细胞、内皮细胞、纤维细胞、巨噬细胞、树突细胞、间充质干细胞或任何其它细胞)经由灌注端口之一被导入灌注通道215中，直到它们到达培养室221。然后，生物人工器官装置201被孵化并翻转180°以使细胞附着在培养膜206上。一旦细胞附着，便将生物人工器官装置201再次翻转到其原始位置，并经由通入室213将细胞(同样例如上皮细胞、内皮细胞、纤维细胞、巨噬细胞、树突细胞、间充质干细胞或任何其它细胞)导入到体外屏障202上。一旦细胞附着，可以通过经由偏转端口在偏转入口211处施加循环压力来机械地拉伸细胞培养膜 206或体外屏障202。

以上详细示出的微型阀的三维设计允许限制在培养膜206的方向上被推动通过灌注通道215的介质的体积。因此，培养膜206可被以预定程度并以预定方式精确偏转。微型阀的用途之一是在任何希望的应变条件和任何希望的时间点调平培养膜206。这允许预先限定培养膜206的偏转并精确地控制培养膜206的所希望的预定应变。培养膜206的调平可被以规则或不规则的时间间隔执行，以重置预定的应变水平或定义新的应变水平。培养膜206的调平例如可能在通过培养膜206和/或通过体外屏障有少量泄漏或蒸发的情况下是必需的。这例如可以在培养膜206的孔比较大时和/ 或在体外屏障的完整性在机械、化学或生物物理应力或其组合之后受损的情况下发生。如果对一部分或全部培养介质进行部分或完全采样以用于进一步的分析，则也可能需要对培养膜的调平。

一个或多个被动微型阀或一个或多个主动微型阀或其组合可以用于在任何预定的应变条件下调平培养膜206。主动微型阀可以是常闭阀或常开阀。

通过借助于增加或除去用于细胞培养的细胞培养介质或类似溶液而在灌注入口275和/或灌注出口285和/或通入室213之间形成流体静压差，可以容易地执行在预定应变水平下的培养膜206的调平。该预定应变也可以通过在灌注入口275和/或灌注出口285处和/或在通入室213处施加正压力或负压力或其组合来产生。也可以通过改变一个或多个致动室中的压力来限定该预定应变。此外，可以通过例如使用如以下展示的集成泵送系统来泵送细胞培养介质或任何流体进入或离开培养室221来实现调平。

在一优选实施例中，培养膜206的预定应变水平接近零，并且是通过灌注入口275、灌注出口285和通入室213之间的流体静压差、致动膜204 和培养膜206的残余应力、以及常闭的微型阀的关闭或它们的组合来实现的。代替常闭的微型阀，也可以使用常开的微型阀。

在图2K中，示出了作为前文所述的微型阀的替代的微型阀的一个变型，其可以在前面示出的同一生物人工器官装置201中实施。相比于前文详细说明的微型阀，图2K的微型阀具有不对称的微型阀室217i。特别地，微型阀217i在图2K的俯视图中具有液滴形状，其中液滴的细端通到灌注通道215，并且水滴的宽端与灌注入口275连接。

图2L示出了介质泵送期间的具有不对称的微型阀室的微型阀217i。其中，在时间点t₁，致动膜204未被致动，并且灌注通道215处于完全打开位置。在时间点t₂，致动膜204被部分地致动，并且介质被递送到灌注通道215中并沿灌注入口275的方向被递送。在时间点t₃，致动膜204被进一步致动，并且与灌注入口275的连接关闭。在时间点t₄，致动膜204 被越来越多地致动，并且介质仅被递送到灌注通道215中。不执行沿灌注入口的方向的泵送。在时间点t₅，致动膜204被完全致动，并且实现介质向灌注通道215内的最终泵送。

如图2M所示，在微型阀的每次致动(关闭和/或打开)时，容纳在微型阀室217i中的溶液或介质的流被迫使经由灌注通道215进入或离开培养室221、以及被迫使进入或离开灌注入口275。被迫使进入或离开培养室 221的流应被最小化以便不影响培养膜206的预定应变。微型阀的用于达到此目的的一种可行的设计是微型阀腔的尺寸的最小化，以最小化在微型阀关闭或打开时位移的容积。该方案的缺点可以是致动比较小的膜204需要比较高的压力和相关问题，例如致动膜204由于高压力而粘附在微型阀室217i上，这可能需要特殊的防粘附涂层。为了避免此问题，可以缩小灌注通道215的截面，以根据泊肃叶定律增大灌注通道215的液压阻力并进而降低流速。

另一种可行性是将微型阀室217i设计成使得通过微型阀3002的关闭而产生的双向流是不对称的，优选地沿灌注入口275的方向流动而不是在灌注通道215和培养室221中流动。这可以通过首先关闭来自微型阀室217 的灌注入口同时保持通向灌注通道215的出口打开来实现。这例如利用所述的微型阀室217i的三维几何形状来执行。该三维阀具有能够实现致动膜 204的快速偏转的毫米级的直径。在时间点t₂，致动膜204与具有与灌注通道215的入口相对应的下突出的中间主体205交汇。这立即阻止了沿培养膜206的方向的流动。在致动通道209中的压力继续上升时，致动膜204 进一步偏转。此系统的优点在于它不需要大的压力，因为微型阀的尺寸可以是毫米级的。此外，可以保证灌注通道的密闭。这种三维的微型阀可以通过使用3D打印技术以及立体平版印刷、光刻、标准铣削、层叠、注射成型、热压成型或它们的组合而容易地生产。

在一个实施例中，可设想使用不对称阀来执行培养膜206的调平，以限制沿培养膜的方向在灌注通道中被推动的流。

在另一实施例中，可设想使用不对称阀作为泵。与大多使用三个阀腔来泵送流体的现有技术蠕动泵形成鲜明对比，不对称的微型阀仅需一个腔来泵送流体。这代表大幅简化和优点，因为将利用每个泵一个致动通道来简化设置。可以通过泵腔的几何结构(尺寸)、所施加的致动频率以及为了使膜偏转而施加的力的大小来调节泵送的流体的流率。可以利用不同的致动原理(例如磁、气动(优选)、电)或利用形状记忆合金来使膜偏转。泵可以用于将细胞培养介质、生长因子、药物、生物异源物质或其它物质输送到培养室中。还可以设想创建再循环灌注系统。

在优选实施例中，不对称阀由包含倾斜壁的微型阀腔构成，致动膜在所述倾斜壁上偏转。在倾斜壁中产生灌注通道的小入口以限制由于微型阀的致动而引发的流被推入或抽入培养室221或者从培养室221推出或抽出。

图3A和3B示出根据本发明的装置的第三实施例的生物人工器官装置 2010的视图。一般而言，生物人工器官装置2010与上述生物人工器官装置201基本上相同地实施。生物人工器官装置2010包括作为第三体部的底部主体2030，具有偏转致动通道2100、阀致动通道、微型阀室2170和具有限制腔的致动室2200。在底部主体2030的顶部上布置有具有灌注通道 2150和培养室2210的中间主体2050作为第二体部，其中致动膜2040被夹持在底部主体2030与中间主体2050之间。在中间主体2050的顶部上设置有具有通入室2130的顶部主体2070作为第一体部，其中薄的多孔培养膜2060被夹持在中间主体2050与顶部主体2070之间。培养膜2060的位于顶部主体2070的通入室2130中或其下方的部分形成体外屏障2020。

图3A示意性地示出了用于体外屏障2020的机械拉伸的机构。一旦流体(优选地为细胞培养介质)充填培养室2210并且流体(优选地为空气) 充填致动通道2100，经由阀致动通道在微型阀室2170中引发正压力，这致使致动膜2040正向地或向上偏转。由此，灌注通道2150在培养室2210 的两侧关闭。

如图3B所示，致动室2200中的负压然后使致动膜2040负向地或向下偏转到致动室2200的限制腔中，这引发体外屏障2020在z向或向下方向上的正偏转。在优选实施例中，限制腔的容积与体外屏障2020的位移容积相等，使得体外屏障2020的最大偏转w_max受限制腔限制。体外屏障2020 中的应力因此被很好地控制并保持恒定，而不论致动膜2040和培养膜2060 的机械性能如何。

参照图3A和3B，也可以设想使用被动微型阀、利用磁力致动的微型阀、或气动致动的微型阀或它们的组合来关闭灌注通道2150。可以采用常闭模式或常开模式设计被致动的微型阀。也可以设想使用不具有微型阀的生物人工器官装置2010，通过在各致动循环稍微增大致动室2200的容积以补偿灌注通道2150中输送的流体的体积。

图4示出根据本发明的装置的第四实施例的生物人工器官装置2019。生物人工器官装置2019基本与上述生物人工器官装置201和生物人工器官装置2010相似地设置。它包括作为第三体部的底部主体2039，其具有在一侧与五个偏转入口2189连接且在相反侧与10个致动室229连接的五对偏转致动通道2109。在底部主体2039的顶部上设置有作为第二体部的中间主体2059，其具有与12个灌注入口2189、12个培养室和12个灌注出口2179连接的12个灌注通道2159，其中致动膜2049被夹持在底部主体 2039与中间主体2059之间。在中间主体2059的顶部上设置有具有12个通入室2139的顶部主体2079作为第一体部，其中薄的多孔培养膜2069 被夹持在中间主体2059与顶部主体2079之间。培养室2069的位于顶部主体2079的通入室2139中或其下方的部分形成12个体外屏障2029。

10个致动室229中的每个致动室与12个培养室的其中一个相关。致动室229具有变化的容积的限制腔。其中，致动室229的不同限制腔2219、 2229、2239、2249、2259的容积对应于以在体外屏障2029中发生的应变的百分比被给出的特定线性应变值。在沿着线A-A的截面图中示出了限制腔为零且不引发任何应变(0％应变)。在沿着线B-B的截面图中示出的两个致动室229具有产生5％应变的限制腔2219。在沿着线C-C的截面图中示出的两个致动室229具有产生10％应变的限制腔2229。在沿着线D-D 的截面图中示出的两个致动室229具有产生15％应变的限制腔2239。在沿着线E-E的截面图中示出的两个致动室229具有产生20％应变的限制腔 2249。在沿着线F-F的截面图中示出的两个致动室229具有产生25％应变的限制腔2259。

因此，生物人工器官装置2019的该可行的实施例允许在单个生物人工器官装置2019上体外屏障2029有不同线性应变。应该指出，可以实现上面给出的应变内包含的任何值。优选应变为10％，但可以介于0％与30％之间。正应变也是可能的，如下文更详细所述。

图5A示出根据本发明的装置的第五实施例的生物人工器官装置2018。生物人工器官装置2018基本与上述生物人工器官装置201、生物人工器官装置2010和生物人工器官装置2019相似地设置。它包括作为第三体部的底部主体2038，其具有在一侧与偏转入口连接且在相反侧与致动室2208 连接的偏转致动通道。在底部主体2038的顶部上布置中间主体2058作为第二体部，其具有与灌注入口21518、培养室2218和灌注出口21528连接的灌注通道2158，其中致动膜2048被夹持在底部主体2038与中间主体 2058之间。在中间主体2058的顶部上布置顶部主体2078作为第一体部，其具有灌注入口孔21618、通入室2138和灌注出口孔21628，其中薄的多孔培养膜2068被夹持在中间主体2058与顶部主体2078之间。培养室2068 的位于顶部主体2078的通入室2138中或其下方的部分形成体外屏障2028。该生物人工器官装置的底部主体2038的各致动室配备有具有圆角底面的两个限制腔2208。致动腔2208的直径例如可以介于300微米与10毫米之间，且优选3.5毫米。限制腔2208例如可以被分别减压，通过不将限制腔 2208减压而在体外屏障2028中产生0％应变，或例如通过将其中一个限制腔2208减压以使得致动膜2048在其中一个限制腔2208中完全偏转而另一个限制腔2208保持处于常压下，在体外屏障2028中产生5％应变，或通过将两个限制腔2208减压而在体外屏障2028中产生10％应变。

图5B示出根据本发明的装置的第六实施例的生物人工器官装置2017。生物人工器官装置2017与上述生物人工器官装置2018大体相同。它包括具有在一侧与偏转入口连接且在相反侧与致动室2207连接的偏转致动通道的作为第三体部的底部主体2037。在底部主体2037的顶部上布置具有与灌注入口21517、培养室2217和灌注出口21527连接的灌注通道2157 的中间主体2057作为第二体部，其中致动膜2047被夹持在底部主体2037 与中间主体2057之间。在中间主体2057的顶部上布置具有灌注入口孔 21617、通入室2137和灌注出口孔21627的顶部主体2077作为第一体部，其中薄的多孔培养膜2067被夹持在中间主体2057与顶部主体2077之间。培养室2067的位于顶部主体2077的通入室2137中或其下方的部分形成体外屏障2027。该生物人工器官装置的底部主体2037的各致动室配备有具有圆角底面的三个限制腔2207。致动腔2207的直径例如可以介于300微米与10毫米之间，且优选3.5毫米。限制腔2207例如可以被分别减压，通过不将限制腔2207减压而在体外屏障2027中形成0％应变，或通过将其中一个限制腔2207减压以使得致动膜2047在其中一个限制腔2207中完全偏转而其它限制腔2207保持处于常压而在体外屏障2027中形成例如 5％应变，或通过将两个限制腔2207减压以使得致动膜2047在其中两个致动腔2207中完全偏转而另一个限制腔2207保持处于常压而在体外屏障 2027中形成10％应变，或通过将全部三个限制腔2207减压而在体外屏障 2027中形成15％应变。

如对于本领域的技术人员而言显而易见的，可以增加限制腔的数量以使得致动器的容积可以被设计和制作成使得可以在相应的体外屏障中引发特定应变值。限制腔的形状可以是半球形的，其竖向半径优选介于100微米与5毫米之间，优选的深度对于约5％应变而言为约549微米，对于约 10％应变而言为约668微米，对于约15％应变而言为约753微米，对于约 20％应变而言为约823微米，对于约25％应变而言为约884微米，且对于约30％应变而言为约939微米。作为替代，限制腔可以是矩形的。可以设想致动腔也可以采用其它形状，例如半圆形、椭圆形、四边形或三角形。

本文中描述的生物人工器官装置的所有实施例的体外屏障的直径可以处于约100微米至约10毫米的范围内，且优选介于1毫米与5毫米之间。在所示的实施例中，体外屏障具有圆形直径，但可以设想它们可以具有椭圆形、四边形或矩形表面等。

在图6A中，示出了根据本发明的装置的第七实施例的生物人工器官装置2016。生物人工器官装置2016基本与上述生物人工器官装置201、2010、 2019、2018、2017相似地设置。它包括具有微型阀以及在一侧与偏转入口连接且在相反侧与致动室2206连接的偏转致动通道的作为第三体部的底部主体2036，所述微型阀具有微型阀室2176。在底部主体2036的顶部上布置具有与灌注入口、培养室2216和灌注出口连接的灌注通道2156的中间主体2056作为第二体部，其中致动膜2046被夹持在底部主体2036与中间主体2056之间。在中间主体2056的顶部上布置具有灌注入口孔、通入室2136和灌注出口孔的顶部主体2076作为第一体部，其中薄的多孔培养膜2066被夹持在中间主体2056与顶部主体2076之间。培养室2066的位于顶部主体2076的通入室2136中或其下方的部分形成体外屏障2026。每个培养室2216都与三个通入室2136相关联，从而与三个体外屏障2026 相关联。此外，各致动室2206与一个培养室2216相关联。

在生物人工器官装置2016中每个培养室2216具有多个体外屏障2026 的目的在于扩大体外屏障2026的整个表面。在此实施例中，利用具有致动室2206的单个致动阀同时拉伸一组体外屏障2026。在此构型中，压力在细胞培养室2216内均匀地分布，从而允许体外屏障2026同时偏转，其中具有阀室217的微型阀保持培养室2216关闭。

图6B示出根据本发明的装置的第八实施例的生物人工器官装置2015。生物人工器官装置2015基本与上述生物人工器官装置201、2010、2019、 2018、2017、2016相似地设置。它包括具有微型阀以及在一侧与偏转入口连接且在相反侧与致动室2205连接的偏转致动通道的作为第三体部的底部主体2035，所述微型阀具有微型阀室2175。在底部主体2035的顶部上布置具有均与灌注入口、三个培养室2215和灌注出口的连接的灌注通道 2155的中间主体2055作为第二体部，其中致动膜2045被夹持在底部主体 2035与中间主体2055之间。在中间主体2055的顶部上布置具有灌注入口孔、通入室2135和灌注出口孔的顶部主体2075作为第一体部，其中薄的多孔培养膜2065被夹持在中间主体2055与顶部主体2075之间。培养室 2065的位于顶部主体2075的通入室2135中或其下方的部分形成体外屏障 2025。每个灌注培养室2215均与一个致动室2045和一个阀室2175相关联。

其中，生物人工器官装置2015配备有被分别致动的多组三个体外屏障 2025，分别具有专用致动阀或致动室2205。在此实施例中，微型阀室217 位于一组体外屏障2025之间以使得各细胞培养室2215可以被分别关闭。

图7A、7B、7C示出了根据本发明的装置的第九实施例的生物人工器官装置2014。生物人工器官装置2014基本与上述生物人工器官装置201、 2010、2019、2018、2017、2016、2015相似地设置。生物人工器官装置2014 包括作为第四体部的底部主体2034，中间主体2054布置在该底部主体的顶部上。中间主体2054具有包括灌注通道2154的生物人工器官装置2014 的第二体部，每个灌注通道使灌注入口2184与培养室2214和灌注出口 2194连接。中间主体2054还具有包括偏转通道2014的端部的生物人工器官装置2014的第三体部，每个偏转通道通到具有限制腔的致动室2204。第三体部的致动室2204与第二体部的灌注通道2154相邻，位于灌注入口 2184与培养室2214之间。致动室2204通过致动膜2044与灌注通道2154 分离开。在中间主体2054的顶部上布置具有灌注入口孔2084、通入室2134、偏转通道2104的部分以及灌注出口孔的顶部主体2074作为第一体部，其中薄的多孔培养膜2064被夹持在中间主体2054与顶部主体2074之间。培养室2064的位于顶部主体2074的通入室2134中或其下方的部分形成体外屏障2024。

这样，在生物人工器官装置2014中，致动室2204布置在位于中间主体2054中的第三体部中。致动膜2044经由偏转通道2104被偏转。如图 7B所示，致动膜2044可以因偏转通道2104中的负压力向上或负向地偏转。这致使相应的体外屏障2024向下偏转或偏转到培养室2214中。此外，如图7C所示，通过在偏转通道2104中施加正压力，致动膜2044可以向下或正向地偏转。这致使相应的体外屏障2024向上偏转或偏转到通入室2134 中。因此，体外屏障2024可以高效地正向地、负向地或既正向地又负向地应变。

在图8A、8B、8C和8D中，示出了可以在上述生物人工器官装置的实施例中的任一个中实施的薄的多孔培养膜206x的制作。培养膜206x可以由具有多个孔801的材料制成，由此分子、细胞、流体或任何其它介质能够经由一个或多个孔801穿过薄的多孔培养膜206x。如以下更详细地讨论的，薄的多孔培养膜206x由允许响应于细胞培养膜与生物人工器官装置周围的压力之间存在的压力差而承受应力和/或应变的材料制成。薄的多孔培养膜206x的厚度在约20纳米与约20微米之间，优选地为约200纳米与约5微米之间。孔801的尺寸介于约0.4微米与约12微米之间，优选地为约3微米。孔的密度介于约10,000孔/cm²与约100,000,000孔/cm²之间，优选地为约800,000孔/cm²。还可以设想体外屏障可以配备有非多孔膜。

图8A、8B和8C示出了具有膜孔801的可能的几何形状的薄的多孔培养膜206x的示意性制作过程。具有微柱803的阵列的模具802由覆盖基板804覆盖。非聚合流体805通过毛细力被动导入或通过力压入在模具802、覆盖基板804和微柱803的阵列之间形成的空置空间中(参照图8B)。图 8C示出了具有充满非聚合流体805的空间的模具802和覆盖基板804的组件的截面。微柱803的高度限定非聚合流体805的厚度。通过使非聚合流体805以设定温度和时间固化产生了具有气孔801的阵列的薄培养膜206x (参照图8D)。在一实施例中，模具802可以通过硅、二氧化硅、氮化硅等的湿或干蚀刻而制成。

图9A和9B以俯视图和截面图示出根据本发明的装置的第十实施例的生物人工器官装置901。在生物人工器官装置901中，体外屏障9202可以在两侧被灌注。灌注通道904经由体外屏障通入端口与体外屏障9202的上侧连接且一个灌注通道902与其下侧连接。图9B示出了该可能实施例中的生物人工器官装置901的截面的详细视图。可以设想多个灌注通道904 与体内屏障9202连接。

在图10中，示出了根据本发明的装置的第十一实施例的生物人工器官装置2013。生物人工器官装置2013与上述生物人工器官装置201、901、 2010、2019、2018、2017、2016、2015、2014基本相似地设置。生物人工器官装置2013包括具有致动室2203的作为第三体部的底部主体2033。在底部主体2033的顶部上布置具有均连接到灌注入口、培养室2213和灌注出口的灌注通道2153的中间主体2053作为第二体部，其中致动膜2043 被夹持在底部主体2033与中间主体2053之间。在中间主体2053的顶部上布置均具有通入室2133的三个顶部主体2073作为第一体部，其中薄的多孔或非多孔培养膜2063被夹持在中间主体2053与顶部主体2073之间以及顶部主体2073之间。培养膜2063的位于顶部主体2073的通入室2133中或其下方的部分形成体外屏障2023。位于中间主体2053与下一个顶部主体2073之间的顶部主体2073和位于另外两个顶部主体2073之间的顶部主体2073均配备有用于向/从相应通入室2133提供介质的通入室入口通道 20713和通入室出口通道20723。

图11A、11B、11C和11D示出根据本发明的装置的第十二实施例的生物人工器官装置2012。生物人工器官装置2012与上述生物人工器官装置201、901、2010、2019、2018、2017、2016、2015、2014、2013基本相似地设置。它包括具有微型阀以及在一侧与偏转入口连接且在相反侧与致动室2202连接的偏转致动通道2102的作为第三体部的底部主体2032，所述微型阀具有微型阀室2172。覆盖底部主体2032的致动膜2042安装在底部主体2032的顶部上。生物人工器官装置2012还包括具有与灌注入口 21512、培养室2212和灌注出口21522连接的灌注通道2152的中间主体 2052作为第二体部。在中间主体2052的顶部上设置具有灌注入口孔、通入室2132和灌注出口孔的顶部主体2072作为第一体部，其中薄的多孔培养膜2062被夹持在中间主体2052与顶部主体2072之间。培养室2062的位于顶部主体2072的通入室2132中或其下方的部分形成体外屏障2022。生物人工器官装置2012被调整成使得可以从作为顶部的中间主体2052、培养膜2062和顶部主体2072将底部主体2032和致动膜2042作为底部移除。

在使用中，如图11B所示，中间主体2052、培养膜2062和顶部主体 2072翻转180°并且培养介质7022滴落到培养室2212中。由此，包含悬浮的细胞和/或其它细胞聚合物的培养介质7022被装载在培养膜2062的背面上并且细胞7012生长并形成体外屏障2022。因此，细胞7012在生物人工器官装置2012被上下翻转的状态下被装载在培养膜2062的背面上。如图11C所示，一旦细胞粘附在培养膜2062上，便将中间主体2052、培养膜2062和顶部主体2072翻转并与底部主体2032和致动膜2042装配在一起。两个部分可利用使用机械力、电力、磁力或它们的组合的保持器来装配。培养介质7022然后被挤压在两个主体之间并经由灌注通道2152被引导。如图11D所示，一旦装配好，便可以将设置在培养介质7032中的另外的细胞7042装载在通入室2132内部的培养膜2062的上侧面上并培养。如上所述，微型阀在开始培养膜2062的致动之前关闭。流体被截留在体部之间以及在培养室2132中，该培养室具有足够大以便细胞至少在分析期间存活的容积。典型地，培养室2212的容积为约50微升，但可以介于约0.5 微升与约500微升之间。多余的流体被引向流体排出室，在该流体排出室流体溢出。可以设想生物人工器官装置2012可以再次打开和关闭以重复上述过程，以装载另外的细胞类型、分子、纳米粒子。

在图11E中，示出了根据本发明的装置的第十三实施例的生物人工器官装置4000。生物人工器官装置4000与上述生物人工器官装置201、901、2010、2019、2018、2017、2016、2015、2014、2013、2012、2011基本相似地设置。它包括具有在一侧与偏转入口连接且在相反侧与致动室2201i 连接的偏转致动通道的作为第三体部的底部主体2031i。在底部主体2031i 的顶部上布置其中灌注通道2151i和培养室2211i连接的中间主体2051i 作为第二体部，其中致动膜2041i被夹持在底部主体2031i与中间主体2051i 之间。在中间主体2051i的顶部上布置具有通入室2131i的顶部主体2071i 作为第一体部，其中薄的多孔培养膜2061i被夹持在中间主体2051i与顶部主体2071i之间。培养室2061i的位于顶部主体2071i的通入室2131i中或其下方的部分形成体外屏障2021i。在此实施例中，灌注通道2151i是中间主体2051i中的腔体，一旦顶部主体2071i与中间主体2051i装配在一起该腔体便被封闭。培养膜2061i安装在其上的顶部主体2071i之间的装配是可逆的。它可以在装配之前装载一滴或多滴包含悬浮的细胞的细胞培养介质。

可逆的结合用于将细胞装载在生物人工器官装置上或采样细胞上清液以用于进一步的分析或观察培养膜上的细胞或添加细胞培养介质或其它物质。为了实现可逆的结合，生物人工器官装置的一个或两个体部需要配备有一个或多个腔体，该腔体一旦与第二体部装配在一起便能形成细胞培养室。

生物人工器官装置的其它体部可以出于相同或其它目的而可逆地结合。可设想顶部主体可以与中间体部可逆地装配在一起。

可逆的结合系统还允许利用可以被可逆地装配、清洁、表面处理以使它们亲水和疏水的体部而产生微型阀。

在一实施例中，将包含悬浮的细胞的培养介质的液滴置于底部主体 2032i的顶部上。然后立即使用上述方法将顶部主体与下部主体结合并翻转180°以允许细胞粘附在培养膜2062i上。一旦细胞粘附，再次翻转生物人工器官装置并在培养膜的顶部上培养细胞。

在一实施例中，将不包含悬浮细胞的培养介质的液滴置于底部主体 2032i的顶部上。然后立即使用上述方法将顶部主体结合在下部主体上并在培养膜的顶部添加细胞。这种实施例将有助于研究仅位于培养膜2062i 的顶部上的细胞。

在图12A和图12B中，示出了根据本发明的装置的第十四实施例的生物人工器官装置2011。生物人工器官装置2011与上述生物人工器官装置 201、901、2010、2019、2018、2017、2016、2015、2014、2013、2012基本相似地设置。它包括具有在一侧与偏转入口连接且在相反侧与致动室 2201连接的偏转致动通道的作为第三体部的底部主体2031。在底部主体 2031的顶部上，布置其中灌注通道2151与培养室2211连接的中间主体 2051作为第二体部，其中致动膜2041被夹持在底部主体2031与中间主体 2051之间。在中间主体2051的顶部上布置具有通入室2131的顶部主体 2071作为第一体部，其中薄的多孔培养膜2061被夹持在中间主体2051与顶部主体2071之间。培养室2061的位于顶部主体2071的通入室2131中或其下方的部分形成体外屏障2021。生物人工器官装置2011配备有用于封闭培养室2211的装置。如图12所示，一旦细胞被播撒在培养膜2061 的下侧面上，培养室2211便被封闭。

在图13A和图13B中，示出了根据本发明的装置的第十五实施例的生物人工器官装置4001。生物人工器官装置4001与上述生物人工器官装置 201、901、2010、2019、2018、2017、2016、2015、2014、2013、2012、 2011基本相似地设置。它包括具有在一侧与偏转入口连接且在相反侧与致动室2201ii连接的偏转致动通道的作为第三体部的底部主体2031ii。在底部主体2031ii的顶部上，布置其中灌注通道2151ii和培养室2211ii连接的中间主体2051ii作为第二体部，其中致动膜2041ii被夹持在底部主体2031ii 与中间主体2051ii之间。在中间主体2051ii的顶部上布置具有通入室2131ii 的顶部主体2071ii作为第一体部，其中薄的多孔培养膜2061ii被夹持在中间主体2051ii与顶部主体2071ii之间。培养室2061ii的位于顶部主体2070ii 的通入室2131ii中或其下方的部分形成体外屏障2021ii。在此实施例中，生物人工器官装置4001配备有用于关闭培养室2211ii的常闭微型阀3002ii。该微型阀3002ii允许通过平衡薄的多孔膜2021ii的两侧的压力来校准薄的多孔膜2021ii。事实上，在关闭培养室2211ii之后，薄的多孔膜2021ii可由于悬浮的液滴中包含的过量培养介质而膨胀。在培养室2211ii关闭之前，通过在致动通道3001ii中施加负压来使致动膜2041ii偏转。一旦包括薄的多孔膜2021ii的中间部分2051对齐并附着在底部2031ii上，致动通道 3001ii中的负压便被切断，从而释放致动膜2041ii并关闭微型阀3002ii。微型阀3002ii的设计被设想成使得当微型阀3002ii关闭时最少量培养介质进入灌注通道2151ii和培养室。

图14示出了生理(10％线性)周期性机械应变对上皮细胞屏障的渗透性的影响。肺支气管上皮细胞(16HBE_O-)以250,000个细胞/cm²的密度被播撒在涂有纤连蛋白的培养膜上。允许细胞附着并生长72h。使细胞暴露于周期性应变(10％线性，0.2Hz)19个小时，而控制保持在静态条件。利用两种分子——FITC-钠和RITC-右旋糖酐——测量细胞渗透性。在2h 的孵化之后，利用荧光多平台读取器(Tecan Infinite M1000； Ex:460/Em:515&Ex:553/Em:627)测量各分子的渗透性。结果表明，拉伸 19h的细胞相比于将细胞控制在静态条件下而言呈现显著提高的对于小分子(FITC-钠)的跨膜渗透性。相比而言，不管拉伸与否，在上皮细胞之间对于大分子(RITC-右旋糖酐)未观察到明显的渗透性差异。周期性机械应变对气血屏障渗透性的重要性在可预测经由呼吸路线进入血流中的分子的类型的这种临床相关实验中被清楚地证实。

图15示出了生理周期性机械应变对原代人类肺泡上皮细胞的汇合层的新陈代谢活动的影响。在此实验中，原代人类肺泡上皮细胞以400,000 个细胞/cm²的密度被播撒在涂有明胶/胶原蛋白1的致动膜上。允许细胞附着并生长48h。使细胞暴露于周期性应变(10％线性，0.2Hz)48个小时，而在同一时间段将控制保持在静态条件。利用无毒性AlamarBlue化验 (Invitrogen)在施加周期性拉伸之前1h和开始拉伸细胞之后23h和47h测量细胞活力和增殖。在1h的孵化期间，所有细胞都被保持在静态条件。在孵化之后，利用荧光多平台读取器(Tecan Infinite M1000； Ex:570/Em:585)测量简化型AlamarBlue。结果表明，被拉伸48h的细胞相比于未经受机械刺激的控制细胞而言具有显著增加的新陈代谢活动。

本公开中展示的装置的实施例旨在描述和生产与用于制药行业(药物发现过程)中的标准机器人移液站兼容的高产出芯片肺系统。微流体系统一般而言非常适合这种方案。然而，例如上述的体外屏障系统的挑战之一是在培养膜的底部培养细胞。这允许将平台翻转以允许细胞附着在膜上(或者它们将沉积在系统底部)。不是使用微流体通道来将细胞装载到系统中并且一旦细胞导入便将它翻转，而是优选地首先将板翻转并在培养膜上添加包含悬浮的细胞的介质的液滴然后让它们附着。相比于经由细胞附着在其中的通道进行细胞播撒而言，该方案具有播撒在膜上的细胞的数量公知的重要优点。然后将系统关闭(无气泡)并在灌注或非灌注模式下使用。

本公开所示的装置的实施例旨在描述和生产与用于气体、复杂混合物、纤维、纳米粒子的体外研究的以研究空气传播物质的影响的接触系统兼容的高产出芯片肺系统。这些系统允许复制肺呼吸道暴露于各种呼入粒子。因此可以设想使在该装置上培养的细胞(例如来自呼吸道的原代细胞和/ 或细胞系)暴露于细胞与气液界面处的试验气氛的成分之间的直接接触或与培养细胞的溶液的接触。这些系统的应用是药物(例如呼吸系统药物) 的毒性和功能或来自燃烧过程的各种物质(排气)、化妆品、家化产品、工业化学品、农药、杀虫剂、其它药物、二手烟的毒性的研究，并且也可以用于执行室内和室外空气分析。

在关闭的非灌注系统(静态生理溶液)中，应当存在足够的营养物以便细胞在化验期间存活。下部可以由位于一旦装配好便将容纳介质的培养膜周围的凹部构成。此外，允许过量溶液从培养室流出的系统被实现为使得系统中不会包含气泡。设想两种方案，第一种由阀构成，第二种不包含阀。在两种情况下，需要确保培养膜在系统关闭时不偏转。由通过体部封闭的凹部构成的培养室可以具有约50μL的容积并且可以处于约10μL至约200μL的范围内。在灌注系统中，凹部的容积不需要那么大并且可以减至数微升。

为了永久或非永久地关闭系统，可以设想多种方案。拆解系统的可能性可以允许细胞的进一步分析(溶解、RT-PCR等)。在一个实施例中，保持器利用由弹簧或诸如螺钉等的附接装置产生的机械力将两个体部保持在一起。也可以设想将利用顶部或底部中的将被夹在另一部分中的特定销来装配两个部分。

虽然已在附图和前面的描述中详细示出和描述本发明，但这种图示和描述应该被看作说明性的或示例性的而不是限制性的。应理解，普通技术人员可在以下权利要求的范围和精神内进行变更和修改。特别地，本发明涵盖具有上文和下文描述的不同实施例的特征的任何组合的其它实施例。

本发明还涵盖附图分别所示的所有其它特征，尽管它们在前面或下面的描述中可能未被描述。此外，可从本发明的主题或从所公开的主题放弃附图和说明书中描述的实施例的单一替代方案及其特征的单一替代方案。本公开包括由在权利要求中或示例性实施例定义的特征组成的主题以及包含所述特征的主题。

此外，在权利要求中，用词“包括”不排除其它要素或步骤，并且不定冠词“一”或“一个”不排除多个。单个单元或步骤可实现在权利要求中叙述的多个特征的功能。在相互不同的从属权利要求中叙述的特定措施的纯粹事实并不表示这些措施的结合不可有利地使用。与定语或值相结合的用语“基本上”、“约”、“大约”等特别是还分别明确地定义该定语或明确地定义该值。给定数值或范围的上下文中的用语“约”指的是例如给定值或范围的20％以内、10％以内、5％以内或2％以内的值或范围。权利要求中的任何附图标记均不应当被解释为限制保护范围。

Claims (15)

1.一种用于体内器官组织的体外模型化的装置，包括：

具有至少一个通入室的第一体部，

具有至少一个培养室的第二体部，和

将所述至少一个通入室与所述培养室分隔开的培养膜，

其特征在于还包括：

具有至少一个致动室的第三体部，该致动室具有至少一个限制腔，和

将所述至少一个培养室与所述至少一个致动室分隔开的致动膜，

其中，所述培养膜能通过调节致动室中的压力而与致动膜的偏转相对应地三维地偏转，所述限制腔允许限制致动膜的偏转并且相应地还限制培养膜的偏转。

2.根据权利要求1所述的装置，其中，所述至少一个致动室的所述至少一个限制腔的容积被调节成与所述培养膜到所述至少一个培养室中或离开所述至少一个培养室的预定偏转相对应。

3.根据权利要求1或2所述的装置，其中，所述至少一个致动室与偏转致动通道连接。

4.根据权利要求1或2所述的装置，其中，所述至少一个致动室与偏转致动端口连接，所述偏转致动端口与压力施加装置连接，所述压力施加装置用于调节所述至少一个致动室的所述至少一个限制腔内部的压力。

5.根据权利要求1或2所述的装置，包括灌注通道，所述灌注通道具有入口、出口和所述至少一个培养室，其中所述入口、所述至少一个培养室和所述出口是相连的。

6.根据权利要求5所述的装置，包括用于关闭所述灌注通道的至少两个阀，其中所述至少两个阀中的一个阀布置在所述灌注通道的所述入口、出口和所述灌注通道的所述培养室之间，且所述至少两个阀中的另一个阀布置在所述灌注通道的所述培养室与所述灌注通道的所述出口之间。

7.根据权利要求1或2所述的装置，其中，所述培养膜被夹持在所述第一体部与所述第二体部之间，并且所述致动膜被夹持在所述第二体部与所述第三体部之间。

8.根据权利要求1或2所述的装置，其中，所述培养膜被至少部分地进行等离子体处理或被涂覆细胞附着分子。

9.根据权利要求1或2所述的装置，其中，所述第一体部、所述第二体部和所述第三体部中的每一者都是由生物相容材料制成的微型板。

10.根据权利要求1或2所述的装置，其中，所述至少一个通入室由所述培养膜所限定的所述第一体部中的通孔形成。

11.根据权利要求1或2所述的装置，包括与所述至少一个培养室连接的介质源、与所述至少一个培养室连接的介质槽、以及适于将介质从所述介质源经由所述至少一个培养室提供给所述介质槽的充填结构。

12.根据权利要求11所述的装置，其中，所述介质源和所述介质槽是单独一个物理实体。

13.根据权利要求1或2所述的装置，包括用于向所述至少一个培养室中提供细胞的细胞注入器。

14.根据权利要求1或2所述的装置，包括适于调节和监测所述装置的操作性能的控制单元。

15.根据权利要求14所述的装置，其中，所述控制单元适于控制向所述至少一个培养室中的细胞注入。

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