專利名稱：一種高通量微流控生物力學長期刺激系統及其應用的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種高通量微流控生物力學長期刺激系統及其應用，屬于生物醫藥技術領域。
背景技術：
生物體內細胞處于一個充滿力學刺激的環境、生物力學刺激參與了胚胎發育、骨組織平衡、正常心血管系統維持等正常生理過程，而異常的生物力學刺激則可引起動脈血管硬化、骨質疏松等疾病的發生、發展。雖然力學刺激功能異常是導致某些疾病的重要因素，但其作用機理尚不清楚，而傳統研究方法的局限性阻礙了相關研究進展。近年來，力學刺激體外研究模型的建立和應用大大促進了相關研究的進展。體內最常見的兩種生物力學刺激是流體剪切力和拉伸力，幾乎所有的脈管系統如血管、輸尿管、以及組織間隙如骨間隙等均存在這兩種力。目前已有的體外模型有的只能研究流體剪切力，如層流板，也有的只能研究拉伸力，然而，細胞所處的生物體內是一個有著多種力學刺激的復雜環境，一個更接近體內環境的生物力學體外研究模型必須考慮多種力學刺激對細胞的作用。近年來，人們設計和改進了一些能夠同時施加流體剪切力和牽張應力的裝置(Moore，J.E.，Burki, E., Suciu, A., Zhao, S.Μ., Burnier, Μ., Brunner, H.R.and Meister, J.J.(1994)A Device for Subjecting Vascular Endothelial-Cells to Both Fluid Shear-Stressand Circumferential Cyclic Stretch.Ann Biomed Eng.22,416-422 ；Qiu, Y.C.andTarbell, J.M.(2000)Interaction between wall shear stress and circumferentialstrain affects endothelial cell biochemical production.J Vasc Res.37，147—157 ；Toda, M.，Yamamoto，K.，Shimizu, N.，Obi，S.，Kumagaya, S.，Igarashi，T.，Kamiya, A.andAndo, J.(2008)Differential gene responses in endothelial cells exposed to acombination of shear stress and cyclic stretch.J Biotechnol.133，239-244)，其基本的原理是用內壁貼附了內皮細胞的硅橡膠管模擬血管，在管腔內保持一定壓力的情況下通過管腔的擴張給粘附的細胞施加牽張應力，同時通過液體的沖刷給細胞施加剪切應力。但是，上述裝置的缺點也很明顯，即細胞在管壁的粘附不好控制、不能對細胞在力學刺激下的行為進行實時觀察以及干預等，這些問題也制約著相關研究的進展。近年來，微流控技術的快速發展為許多疾病病理研究模型的建立提供了契機，微流控芯片可以為細胞提供更接近于生理、病理條件下的微環境，可以結合表面化學和軟刻蝕技術對細胞行為進行操控和干預，還可以在細胞群體和單細胞兩種水平對細胞的行為變化進行觀察和分析。Huh等(Huh, D.,Matthews, B.D., Mammoto, A., Montoya-Zavala, Μ., Hsin, H.Y.and Ingber,D.Ε.(2010) Reconstituting Organ-Level Lung Functions on a Chip.Science.328,1662-1668)采用的微流控裝置可以對貼附在膜上的細胞產生流體剪切力和拉伸力，其用途是模擬和研究肺泡功能。Douville 等(Douville, N.J., Zamankhan, P., Tung, Y.C., Li, R.，Vaughan, B.L., Tai, C.F., White, J., Christensen, P.J., Grotberg, J.B.and Takayama,S.(2011)Combination of fluid and solid mechanical stresses contribute to celldeath and detachment in a microfluidic alveolar model.Lab Chip.11,609-619)米用的微流控裝置同樣可以提供流體剪切力和機械拉伸力，其用途也是模擬和研究肺泡的結構和功能。然而，上述的微流控裝置只適合做肺泡模型，并且很難進行長時間對細胞進行力學刺激的實驗。因為長時間微流控細胞培養和實驗面臨諸如溫度和酸堿度控制、氣泡產生、堵塞、漏液等問題，其中任何一個問題都可能導致實驗的失敗。發明內容
因此，本發明的目的是針對現有的微流控裝置只適合做肺泡模型，并且很難進行長時間對細胞進行力學刺激的實驗的不足，提供一種同時提供流體剪切力和拉伸力，并可以提供長時間生物力學刺激的微流控系統及其應用，為相關研究提供有效工具。
針對上述技術目的，本發明的技術方案如下:
一方面，本發明提供一種高通量微流控生物力學長期刺激系統，包括至少一個生物力學刺激微流控裝置、細胞培養驅動系統和負壓發生器，所述細胞培養驅動系統與微流控裝置連接以驅動微流控裝置的微流通道內的液體流動；所述負壓發生器與微流裝置相連以使其產生負壓，其用于生物力學刺激的器官、組織的生理、病理狀況的高通量觀察和檢測。
優選地，所述生物力學刺激微流控裝置包括透明的微流通道模塊和與其相適配的透明的負壓產生模塊，所述微流通道模塊底部和負壓產生模塊頂部通過彈性膜相鍵合，所述生物力學刺激微流控裝置是所述微流通道模塊、所述彈性膜、所述負壓產生模塊的整合體，所述微流通道模塊用于流體流動，所述負壓產生模塊用于產生使彈性膜發生形變的負壓；
所述微流通道模塊頂部設有流體出口和流體入口，所述流體出口和流體入口分別通過與流體入口和流體出口相適配的第一 PE管連接于微流通道，并與其相貫通，所述微流通道設于所述微流通道模塊底部；
所述負壓產生模塊頂部設有負壓凹槽，所述負壓凹槽設于微流通道下方，所述負壓產生模塊頂部設有一個氣路開口，所述氣路開口通過與其相適配的第二 PE管與負壓凹槽相連。
優選地，所述細胞培養驅動系統包括儲液瓶和與其連接的蠕動泵，所述生物力學刺激微流控裝置、所述儲液瓶、所述蠕動泵通過所述第一 PE管串聯形成循環流體通路；所述儲液瓶通過所述第一 PE 管和所述流體出口與所述微流通道相連，所述蠕動泵通過所述第一 PE管與所述儲液瓶相連，所述蠕動泵通過第一 PE管和所述流體入口與所述微流通道相連以驅動微流通道內的流體流動。
優選地，所述負壓發生器包括氣流分配器、氣流控制器和微型真空泵，所述氣流分配器底部通過第二 PE管連接至氣流開口與負壓發生模塊連接，以使負壓發生模塊產生負壓；所述氣流控制器包括控制器和電動氣流開關，所述氣流分配器頂部和微型真空泵均連接至電動氣流開關的第一端，所述電動氣流開關的第二端與控制器相連。
優選地，所述負壓凹槽一側還設有與其相貫通的負壓緩沖池，所述第二 PE管通過負壓緩沖池與負壓凹槽相連。
優選地，所述負壓緩沖池通過一個凹槽與負壓凹槽相貫通，優選地，所述第二 PE管垂直連接于負壓緩沖池底部。
優選地，所述負壓凹槽中間圍繞一個長方形平臺，和所述彈性膜緊貼并對應于其上方的所述微流通道，所述長方形平臺和所述彈性膜間填充有液體潤滑劑；優選地，所述負壓產生模塊的頂部和底部封合而成一體結構，所述長方形平臺長為1.5Χ104μπι，寬為1.0Χ IO3 μ m,。
優選地，所述微流通道呈第二長方體結構，其由第三、第四側壁和微流通道底部，所述微流通道底部由彈性膜構成，優選地，所述第二長方體的長為1.8X IO4 μ m，寬為1.5 X IO3 μ m,高為 0.5 X IO3 μ m。
優選地，所述微流通道模塊的頂部和底部通過第一、第二側壁連接成水平方向貫通的第一長方體結構，所述第一、第二側壁和頂部由聚二甲基硅氧烷(PDMS)模塊構成，優選地，所述第一長方體的長為2.5-3.0XlO4Um,寬2.0-2.5X104ym,高為3.0-5.0 X IO3 μ m。
優選地，所述微流通道模塊、負壓產生模塊和彈性膜均由聚二甲基硅氧烷(PDMS)材料制成。
優選地，所述流體出口和流體入口均為圓形孔，優選地，所述圓形孔的直徑為8.0X IO2 μ m ;所述第一 PE管垂直連接于所述微流通道模塊底部。
優選地，所述負壓產生模塊的頂部呈長方形，該長方形的長為2.5-3.0X IO4 μ m，寬為2.0-2.5 XlO4Um,所述負壓凹槽呈第三長方體結構，其截面為長方形，高為5X IO2 μ m，寬為2.5X IO2 μ m ;所述負壓緩沖池呈垂直于平臺區的圓柱形空腔狀，所述圓柱形空腔的直徑為5.0X IO3 μ m,高為1.0X IO3 μ m ;所述凹槽呈第四長方體結構，其長為3.0 X IO3 μ m，寬為5 X IO2 μ m,高為5 X IO2 μ m ;所述氣路開口為圓形孔，優選地，所述圓形孔的直徑為8 X IO2 μ m。
優選地，所述微流通道膜塊和負壓產生膜塊長均為2.5-3.0X IO4 μ m，寬均為 2.0-2.5 X IO4 μ m，厚均為 3.0-5.0 X IO3 μ m ;所述彈性膜長為 2.5-3.0 X IO4 μ m，寬2.0-2.5 X IO4 μ m,厚為 10-100 μ m。
另一方面，本發明提供一種高通量微流控生物力學長期刺激系統在生物力學刺激研究、相關藥物的高通量檢測 和篩選或在制備用于生物檢測的試劑盒中的應用。
又一方面，本發明提供了一種微流控生物力學刺激系統在制備用于生物檢測的試劑盒中的應用，優選地，所述試劑盒為為體外生物力學刺激研究或相關藥物的高通量檢測和篩選的試劑盒。
再一方面，本發明提供一種用于生物檢測的試劑盒，該試劑盒包括根據本發明的高通量微流控生物力學長期刺激系統，還包括檢測試劑和緩沖液，優選地，所述檢測試劑為細胞力學相關的細胞因子、抗體、活性小分子或用于篩選的藥物。
本發明的有益效果為:基于微流控技術，通過合理設計和整合微流通道模塊、彈性膜、負壓產生模塊的生物力學刺激微流控裝置，能夠同時提供流體剪切力和機械拉伸力，一個系統可同時包括多個微流控裝置，用于生物力學刺激的器官、組織的生理、病理狀況的高通量觀察和檢測，建立體內疾病的體外模型，為相關研究提供有效工具，體積小，結構簡單，易于制作和使用；光學透明材料制作，易于肉眼或鏡下觀察通道內的情況，可以在顯微鏡和培養箱之間任意轉換，可以實現對細胞在兩種力學刺激下以及化學刺激下的原位動態監測，兩種力學刺激的大小、頻率隨時可調，可以隨時改變細胞的化學微環境，溫度、酸堿環境恒定，系統可保持長時間穩定工作；實現高通量觀察和檢測。


以下，結合附圖來詳細說明本發明的實施方案，其中:
圖1為本發明所述的高通量微流控生物力學長期刺激系統的結構示意圖2為本發明所述的生物力學刺激微流控裝置的結構示意圖3為所述彈性膜放置于本發明所述的系統的微流控裝置中進行拉伸的實驗結果示意圖，圖中a為拉伸前的彈性膜的結果示意圖，圖中b為拉伸后的彈性膜的實驗結果示意圖4為將大鼠骨髓基質干細胞(MSC細胞)輸入本發明所述的系統的微流控生物力學刺激裝置中后與MSC細胞單獨拉伸和單獨剪切進行對比的實驗結果示意圖，圖中a為MSC細胞單獨拉伸的實驗結果示意圖，b為MSC細胞單獨剪切的實驗結果示意圖，c為MSC細胞在本發明的裝置中經拉伸和剪切后的實驗結果示意其中:
I為微流通道模塊，101為微流通道模塊的頂部，102為微流通道模塊的底部，103為第一側壁，104為第二側壁，105為流體入口，106為流體出口，107為第一 PE管，108為微流通道，1081為微流通道頂部、1082為微流通道底部、1083為第三側壁、1084為第四側壁；
2為彈性膜；
3為負壓產生模塊，301為負壓產生模塊的底部，302為負壓產生模塊的頂部，303為負壓凹槽，304為氣流開口，303負壓凹槽，305為第二 PE管，306負壓緩沖腔，307為凹槽，308為長方形平臺；
4為生物力學刺激微流控裝置；5為儲液瓶；6為蠕動泵；7為氣流分配器；8為控制器；9為電動氣流開關；10為微型真空泵。
具體實施方式
如圖1所示，本發明所述的高通量微流控生物力學長期刺激系統，包括細胞培養驅動系統5、負壓發生器6和一個生物力學刺激微流控裝置4，所述細胞培養驅動系統與生物力學刺激微流控裝置連接以驅動生物力學刺激微流控裝置的微流通道內的液體流動；所述負壓發生器與生物力學刺激微流裝置相連以使其產生負壓。
所述細胞培養驅動系統包括儲液瓶5和與其連接的蠕動泵6，所述儲液瓶5通過流體入口 105與微流通道108相連，所述蠕動泵6通過流體出口 106與微流通道108相連以驅動微流通道內的流體流動。`
所述負壓發生器包括氣流分配器7、氣流控制器和微型真空泵10，所述氣流分配器7底部通過第二 PE管305連接至氣流開口 304與負壓發生模塊3連接，以使負壓發生模塊3產生負壓；所述氣流控制器包括控制器8和電動氣流開關9，所述氣流分配器7頂部和微型真空泵10均連接至電動氣流開關9的第一端，所述電動氣流開關9的第二端與控制器8相連。
所述儲液瓶501的容量為50毫升，瓶蓋和瓶體能夠擰緊密封，瓶蓋有三個孔，分別為液態流入孔，液體流出孔、換氣孔。液體流入孔和流出孔均由直徑為8.0X IO2 μ m的PE管穿過，兩管均開口于液面以下，PE管和瓶蓋之間通過澆注PDMS而密封。換氣孔由內徑為8.0XlO2Um的針頭穿過，針頭在瓶內部分位于液面以上，針頭的另一端和孔徑為0.22微米的針式濾器連接，開口于空氣中。針頭穿過瓶蓋部分以及針頭和濾器連接部分均密封。
所述蠕動泵502的規格:能夠提供最小流量為2微升/分鐘，滾軸為10個，兩通道。
所述微型真空泵603，流量為28升/分鐘，真空度為10千帕。
所述電動氣流開關6022的結構類似注射器，由圓柱體形外殼和活塞組成。外殼材料為銅，內徑為I厘米，長5厘米，在底部有兩個開口，內徑為5毫米，分別連接抽氣管的近、遠兩端。外殼的中部(2.5厘米處)有一個開口，內徑為3毫米。活塞部分材料為不銹鋼，長為6厘米，外徑為0.5厘米，活塞頭部材料為聚四氟乙烯，其外徑和外殼的內徑相當，與殼體之間緊密摩擦形成對氣體的密封。活塞的尾部通過軸承以及連桿和固定于步進電機軸上的圓盤相連。步進電機和控制器6021通過信號線連接，控制器6021可以調節電機轉速和方向。
所述氣流分配器:由PDMS材料制作，體積為外徑為2厘米，高為2厘米的圓柱體，內為直徑I厘米，高為I厘米的圓柱體空腔。在圓柱體的正上方有一個孔，連接內徑為2毫米的PE管，該管通過孔徑變換接頭連接到氣流控制器的遠端開口。在圓柱體空腔的圓柱面上，分別開4-6個孔并和0.8暈米外徑、0.5暈米內徑的PE管連接,該PE管連接到微流芯片的負壓氣孔開口，多個PE管可以連接多個芯片。
如圖2所示，本發明所述的微流控裝置4，該裝置包括透明的微流通道模塊I和與其相適配的透明的負壓產生模塊3，所述微流通道模塊底部和負壓產生模塊頂部通過彈性膜2經等離子氧化處理共價鍵合，所述微流通道模塊2、負壓產生模塊3和彈性膜2均由PDMS材料制成，所述彈性模2為長2.5-3.0 X IO4 μ m,寬2.0-2.5 X IO4 μ m,厚為10-100 μ m的彈性模2，，所述微流通道模塊I用于流體流動，所述負壓產生模塊3用于產生使彈性膜2發生形變的負壓；所述微流通道模塊頂部101和底部102通過第一、第二側壁103、104連接成水平方向貫通的第一長方體結構，所述第一長方體的長為2.5-3.0X IO4Um,寬 2.0-2.5XlO4U m,高為 3.0-5.0XlO3Um,所述微流通道模塊為長 2.5-3.0XlO4Um,寬2.0-2.5 X IO4 μ m，厚為3.0-5.0XlO3Um的PDMS模塊，所述微流通道模塊頂部101設有流體入口 105和流體出口 106，所述流體入口 105和流體出口 106分別通過與流體入口105和流體出口 106相適配的第一 PE管107垂直連接于微流通道模塊底部102的微流通道108，所述微流通道108呈第二長方體結構，其由微流通道頂部、底部1081、1082和第三、第四側壁1083、1084構成，并與其相貫通，所述微流通道底部由彈性膜構成，所述第二長方體的長為1.8 X IO4 μ m，寬為1.5 X IO3 μ m，高為0.5 X IO3 μ m，所述流體入口 105和流體出口 106均為圓形孔，所述圓形孔的直徑為8.0X IO2 μ m ;所述負壓產生模塊3的底部301和頂部302封合而成一體結構，所述負壓產生模塊3由PDMS模塊構成，所述負壓產生模塊長為 2.5-3.0XlO4Um,寬為 2.0-2.5Χ104μπι，厚為 3.0-5.0X IO3 μ m，所述負壓產生模塊頂部302設有負壓凹槽303，所述負壓凹槽303設于微流通道108的下方，從而形成與微流通道108相隔離的單獨的空間，所述負壓產生模塊頂部302設有一氣路開口 304，所述氣路開口 304通過與其相適配的第二 PE管305與負壓凹槽303相連，所述負壓凹槽中間圍繞一個長方形平臺308，和所述彈性膜緊貼并對應于其上方的所述微流通道108，長方形平臺長為1.5 X IO4 μ m，寬為1.0X IO3 μ m，所述長方形平臺308與彈性膜2不鍵合，添加液體潤滑劑，使之在負壓作用下相互之間可以移動，所述負壓凹槽303 —側還設于與其相貫通的負壓緩沖池306，所述第二 PE管305通過負壓緩沖池306與負壓凹槽303相連，所述負壓緩沖池306通過一個凹槽307與負壓凹槽303相貫通，所述第二 PE管305垂直連接于負壓緩沖池306底部，，所述負壓產生模塊的頂部302呈長方形，該長方形的長為2.5-3.0X IO4 μ m，寬為2.0-2.5Χ104μπι，所述負壓凹槽303呈第三長方體結構，其截面為長方形，高為5.0XlO2Um,寬為2.5X IO2 μ m ;所述負壓緩沖池306呈垂直于底部301的圓柱形空腔狀，所述圓柱形空腔的直徑為5.0X IO3 μ m,高為1.0X IO3 μ m ;所述凹槽307呈第四長方體結構，其長為3.0Χ103μπι，寬為5.0Χ102μπι，高為5.0 X IO2 μ m ;所述氣路開口 304為圓形孔氣路開口，所述圓形孔氣路開口 304的直徑為8.0 X IO2 μ m。
使用時，首先通過微流通道模塊I的流體入口 105將細胞懸液加入微流通道108，在37攝氏度5%二氧化碳條件下，使細胞貼壁于微流通道108底部的彈性膜2上，然后，將微流通道108的流體入口 105和流體出口 106與細胞培養基驅動系統5連接；再將負壓產生模塊3的氣路開口 304通過第二 PE管和負壓發生器6連接，然后，開動細胞培養基驅動系統5，細胞培養基驅動系統5可以驅動微流通道108內的液體流動，從而對微流通道108內基底上附著的細胞產生流體剪切力，而負壓發生器6產生的負壓可以通過第二 PE管305傳導入負壓產生模塊3內的負壓凹槽303內，使負壓凹槽303上方的彈性膜2發生形變，從而拉動貼于長方形平臺的彈性膜2，使之發生水平方向的形變，從而使貼附在上面的細胞受到機械拉伸力。由于彈性膜2在平行于通道長軸方向上的形變非常小，可以忽略不計，施加在彈性膜2以及彈性膜 上細胞的力主要是垂直于通道長軸方向的，因此，細胞的受力情況為:平行于通道方向的流體剪切力和垂直于通道方向的機械拉伸力。
具體試駘實施例
試駘實施例1
將彈性膜(PDMS膜，其上面印有熒光標記蛋白點陣)放置于本發明所述的高通量微流控生物力學長期刺激系統的微流控裝置中進行拉伸，結果如圖3所示，經負壓拉伸后的PDMS膜，與拉伸前的PDMS膜相比，拉伸率達25%，其拉伸率和均勻性能夠達到預期效果，完全滿足模擬體內試驗的需要。
試駘實施例2
將MSC細胞(大鼠骨髓基質干細胞，取自SD大鼠(購自北京維通利華實驗動物公司)，提取方法參考以下文獻進行:Bosnakovski D, Mizuno M, Kim G, Takagi S, OkumuraM, Fujinaga T.1solation and multilineage differentiation of bovine bone marrowmesenchymal stem cells.Cell Tissue Res2005 ；319:243-53.)輸入本發明所述的高通量微流控生物力學長期刺激系統的微流控裝置中，與MSC細胞單獨拉伸和單獨剪切的結果相t匕，如圖4所示，從該圖可以看出單獨拉伸可以使細胞的骨架沿拉伸力平行方向排列，而單獨流體剪切力可以使細胞骨架沿剪切力方向排列；拉伸力和流體剪切力的合力則可使細胞骨架的排列呈現與合力方向相同的趨勢。因此，流體剪切力和拉伸力對血管內細胞的排列有重要影響，從而說明本發明的系統為相關研究的有力工具。
權利要求
1.一種高通量微流控生物力學長期刺激系統，其特征在于，包括細胞培養驅動系統、負壓發生器和至少一個生物力學刺激微流控裝置，所述細胞培養驅動系統與生物力學刺激微流控裝置連接以驅動微流控裝置的微流通道內的液體流動；所述負壓發生器與生物力學刺激微流控裝置相連以使其產生負壓。
2.根據權利要求1所述的系統，其特征在于，所述生物力學刺激微流控裝置包括透明的微流通道模塊和與其相適配的透明的負壓產生模塊，所述微流通道模塊底部和負壓產生模塊頂部通過彈性膜相鍵合，所述微流通道模塊用于流體流動，所述負壓產生模塊用于產生使彈性膜發生形變的負壓； 所述微流通道模塊頂部設有流體出口和流體入口，所述流體出口和流體入口分別通過與流體入口和流體出口相適配的第一 PE管連接于微流通道，并與其相貫通，所述微流通道設于所述微流通道模塊底部； 所述負壓產生模塊頂部設有負壓凹槽，所述負壓凹槽設于微流通道下方，所述負壓產生模塊頂部設有一個氣路開口，所述氣路開口通過與其相適配的第二 PE管與負壓凹槽相連。
3.根據權利要求1或2所述的系統，其特征在于，所述細胞培養驅動系統包括儲液瓶和與其連接的蠕動泵，所述儲液瓶、所述蠕動泵通過所述第一 PE管串聯形成循環流體通路，所述儲液瓶通過所述第一 PE管和所述流體出口與所述微流通道相連，所述蠕動泵通過所述第一 PE管與所述儲液瓶相連，所述蠕動泵通過第一 PE管和所述流體入口與所述微流通道相連以驅動所述微流通道內的流體流動。
4.根據權利要求1至3中任一項所述的系統，其特征在于，所述負壓發生器包括氣流分配器、氣流控制器和微型真空泵，所述氣流分配器底部通過第二 PE管連接至氣流開口與負壓發生模塊連接，以使負壓發生模塊產生負壓；所述氣流控制器包括控制器和電動氣流開關，所述氣流分配器頂部和微型真空泵均連接至電動氣流開關的第一端，所述電動氣流開關的第二端與控制器相連。
5.根據權利要求1至4中任一項所述的系統，其特征在于，所述負壓凹槽一側還設有與其相貫通的負壓緩沖池，所述第二 PE管通過負壓緩沖池與負壓凹槽相連。
6.根據權利要求1至5中任一項所述的系統，其特征在于，所述負壓緩沖池通過一個凹槽與負壓凹槽相貫通，優選地，所述第二 PE管垂直連接于負壓緩沖池底部。
7.根據權利要求1至6中任一項所述的系統，其特征在于，所述負壓凹槽中間圍繞一個長方形平臺，與所述彈性 膜緊貼并對應于其上方的所述微流通道，所述長方形平臺和彈性膜間填充有液體潤滑劑，優選地，所述負壓產生模塊的頂部和底部封合而成一體結構，所述長方形平臺長為1.5Χ104μπι，寬為1.0Χ103μπι。
8.根據權利要求1至7中任一項所述的系統，其特征在于，所述微流通道呈第二長方體結構，其由第三、第四側壁和微流通道底部構成，所述微流通道底部由彈性膜構成，優選地，所述第二長方體的長為1.8 X IO4 μ m,寬為1.5 X IO3 μ m,高為0.5 X IO3 μ m。
9.根據權利要求1至8中任一項所述的系統，其特征在于，所述微流通道模塊的頂部和底部通過第一、第二側壁連接成水平方向貫通的第一長方體結構，優選地，所述第一長方體的長為 2.5-3.0 X IO4 μ m，寬 2.0-2.5 X IO4 μ m,高為 3.0 5.0 X IO3 μ m。
10.根據權利要求1至9任一項所述的系統，其特征在于，所述微流通道呈第二長方體結構，其由第三、第四側壁和微流通道底部和微流通道底部構成，所述微流通道底部由彈性膜構成，優選地，所述第二長方體的長為1.8 X IO4 μ m，寬為1.5 X IO3 μ m，高為·0.5 X IO3 μ m。
11.根據權利要求1至10中任一項所述的系統，其特征在于，所述微流通道模塊、負壓產生模塊和彈性膜均由PDMS材料制成。
12.根據權利要求1至11中任一項所述的系統，其特征在于，所述流體出口和流體入口均為圓形孔，優選地，所述圓形孔的直徑為8.0X IO2 μ m ;所述第一 PE管垂直連接于所述微流通道模塊底部。
13.根據權利要求1至12中任一項所述的系統，其特征在于，所述負壓產生模塊的頂部呈長方形，該長方形的長為1.5-3.0 X IO4 μ m，寬為2.0-2.5 X IO4 μ m,所述負壓凹槽呈第三長方體結構，其截面為長方形，高為5.0 X IO2 μ m，寬為2.5 X IO2 μ m ;所述負壓緩沖池呈垂直于平臺區的圓柱形空腔狀，所述圓柱形空腔的直徑為5.0 X IO3 μ m，高為1.0 X IO3 μ m ;所述凹槽呈第四長方體結構，其長為3.0Χ103μπι，寬為5.0Χ102μπι，高為5.0Χ102μπι;所述氣路開口為圓形孔，優選地，所述圓形孔的直徑為8.0XlO2U m。
14.根據權利要求1至13中任一項所述的系統，其特征在于，所述微流通道膜塊和負壓產生膜塊長均為 2.5-3.0XlO4Um,寬均為 2.0-2.5Χ104μπι，厚均為 3.0-5.0 X IO3 μ m ;所述彈性膜長為 2.5-3.0XlO4U m,寬為 2.0-2.5 X IO4 μ m,厚為 10-100 μ m。
15.根據權利要求1至14中任一項所述的系統在體外生物力學刺激研究、相關藥物的高通量檢測和篩選或制備用于生物檢測的試劑盒中應用，優選地，所述試劑盒為體外生物力學刺激研究以及相關藥物的高通量檢測和篩選的試劑盒。
16.一種用于生物檢測的試劑盒，其特征在于，所述試劑盒包括權利要求1至14中任一項所述的高通量微流控生物力學長期刺激系統，還包括檢測試劑和緩沖液，優選地，所述檢測試劑為細胞力學相關的 細胞因子、抗體、活性小分子或用于篩選的藥物。
全文摘要
本發明提供一種高通量微流控生物力學長期刺激系統及其應用，包括至少一個生物力學刺激微流控裝置、細胞培養驅動系統和負壓發生器，所述細胞培養驅動系統與微流控裝置連接以驅動微流控裝置的微流通道內的液體流動；所述負壓發生器與微流裝置相連以使其產生負壓；及其在體外生物力學刺激研究、相關藥物的高通量檢測和篩選或制備用于生物檢測的試劑盒中的應用。本發明的系統基于微流控技術，通過合理設計和整合微流通道模塊、彈性膜、負壓產生模塊的微流控裝置，能夠同時提供流體剪切力和機械拉伸力，建立體內疾病的體外模型，為相關研究提供有效工具，易于制作使用，可同時連接多個動脈血管模擬微流控裝置，實現高通量觀察和檢測。
文檔編號C12M3/00GK103146574SQ201110404620
公開日2013年6月12日 申請日期2011年12月7日 優先權日2011年12月7日
發明者蔣興宇, 鄭文富, 張偉, 王棟, 姜博 申請人:國家納米科學中心