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1、(10)申请公布号 CN 103805511 A (43)申请公布日 2014.05.21 CN 103805511 A (21)申请号 201410054147.9 (22)申请日 2014.02.18 C12M 3/00(2006.01) C12M 1/00(2006.01) G01N 33/68(2006.01) (71)申请人 国家纳米科学中心 地址 100190 北京市海淀区中关村北一条 11 号 (72)发明人 蒋兴宇 黄蓉 郑文富 张伟 (74)专利代理机构 北京品源专利代理有限公司 11332 代理人 巩克栋 (54) 发明名称 可在高倍物镜下直接观测的动脉血管模拟微 流控装置。
2、 (57) 摘要 本发明公开了一种可在高倍物镜下直接观测 的动脉血管模拟微流控装置， 该装置从上到下依 次为透明的微流通道模块 （1） 、 弹性膜 （2） 、 负压 产生模块 （3） 以及盖玻片 （10） ； 所述微流通道模 块 1 的底部设有微流通道 （8） ， 用于流体流动 ； 所 述负压产生模块 （3） 内部设有贯穿其上、 下的负 压镂空沟槽 （9） ， 用于产生使弹性膜发生形变的 负压 ； 所述弹性膜 （2） 与盖玻片 （10） 的厚度之和 300m。本发明的微流控装置不但能够模拟体 内同时承受流体剪切力以及机械拉伸力的器官、 组织的生理、 病理状况， 还可在高倍物镜下直接观 测， 从。
3、而实现对单个细胞精细结构和微流通道内 的动静态变化的实时观测， 为相关基础研究以及 为动脉血管疾病的药物筛选提供更加有效工具。 (51)Int.Cl. 权利要求书 2 页 说明书 6 页 附图 1 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书2页 说明书6页 附图1页 (10)申请公布号 CN 103805511 A CN 103805511 A 1/2 页 2 1. 一种可在高倍物镜下直接观测的动脉血管模拟微流控装置， 该装置包括透明的四个 部分 ： 微流通道模块 （1） ， 与其相适配的弹性膜 （2） 、 负压产生模块 （3） ， 以及盖玻片 （10） ； 所。
4、述四个部分从上到下按微流通道模块 （1） 、 弹性膜 （2） 、 负压产生模块 （3） 、 盖玻片 （10） 的次序依次叠合并共价键合在一起 ； 所述微流通道模块 （1） 的底部设有微流通道 （8） ， 用于流体流动 ； 所述微流通道 （8） 以 弹性膜 （2） 为底部， 所述微流通道 （8） 的顶部设有与外部相通的流体入口 （4） 和流体出口 （5） ； 所述负压产生模块 （3） 内部设有贯穿其上、 下的负压镂空沟槽 （9） ， 用于产生使弹性膜 （2） 发生形变的负压 ； 所述负压镂空沟槽 （9） 位于微流通道 （8） 的下方， 且水平截面积大于 微流通道 （8） ， 在所述负压镂空沟槽 。
5、（9） 的顶部且位于微流通道 （8） 外侧的两侧分别设有与 外部相通的第一气路开口 （6） 和第二气路开口 （7） ； 所述弹性膜 （2） 与盖玻片 （10） 的厚度之和 300m。 2. 根据权利要求 1 所述的动脉血管模拟微流控装置， 其特征在于， 所述共价键合是通 过等离子氧化处理实现的。 3. 根据权利要求 1 或 2 所述的动脉血管模拟微流控装置， 其特征在于， 所述流体入口 （4） 和流体出口 （5） 分别通过与其相适配的 PE 管贯穿、 优选垂直贯穿微流通道模块 （1） ， 与 外部相通、 优选与细胞培养基驱动系统相连 ； 优选地， 所述流体入口 （4） 和流体出口 （5） 均为。
6、圆形孔， 更优选地， 所述圆形孔的直径 为 0.5mm。 4. 根据权利要求 3 所述的动脉血管模拟微流控装置， 其特征在于， 所述第一气路开口 （6） 和第二气路开口 （7） 分别通过与其相适配的 PE 管贯穿、 优选垂直贯穿负压镂空沟槽 （9） 上方的弹性膜 （2） 和微流通道模块 （1） ， 与外部相通、 优选与负压发生器相连 ； 优选地， 所述第一气路开口 （6） 和第二气路开口 （7） 均为圆形孔， 更优选地， 所述圆形 孔的直径为 0.5mm。 5. 根据权利要求 1-4 任一项所述的动脉血管模拟微流控装置， 其特征在于， 所述微流 通道模块 （1） 、 弹性膜 （2） 和负压产生。
7、模块 （3） 均由聚二甲基硅氧烷材料制成 ； 优选地， 所述 弹性膜 （2） 表面为光滑或有纳米拓扑结构。 6. 根据权利要求 1-5 任一项所述的动脉血管模拟微流控装置， 其特征在于， 所述负压 镂空沟槽 （9） 的顶部弹性膜与底部盖玻片不键合， 其间填充有液体润滑剂。 7. 根据权利要求 1-6 任一项所述的动脉血管模拟微流控装置， 其特征在于， 所述微流 通道模块 （1） 、 弹性膜 （2） 、 负压产生模块 （3） 的长度均为 28-35mm， 宽度均为 20-25mm ； 所 述微流通道模块 （1）的厚度为 2-6mm、 优选 3-5mm ； 所述弹性膜 （2）的厚度为 10-100。
8、m、 优选 50-100m ； 所述负压产生模块 （3） 的厚度为 0.3-0.5mm ； 所述盖玻片 （10） 的厚度为 150-200m ； 所述弹性膜 （2） 与盖玻片 （10） 的厚度之和 280m ； 优选地， 所述微流通道 （8） 的长度为 20-23mm， 宽度为 2-3mm， 高度为 200-300m ； 所述 负压镂空沟槽 （9） 的长度为 25-28mm， 宽度为 2.5-3.5mm， 高度为 0.3-0.5mm。 8. 根据权利要求 7 所述的动脉血管模拟微流控装置， 其特征在于， 所述微流通道模块 （1） 、 弹性膜 （2） 、 负压产生模块 （3） 的长度均为 28m。
9、m， 宽度均为 21.5mm ； 所述微流通道模 块 （1） 的厚度为 4mm ； 所述弹性膜 （2） 的厚度为 100m ； 所述负压产生模块 （3） 的厚度为 权 利 要 求 书 CN 103805511 A 2 2/2 页 3 0.4mm ； 所述盖玻片 （10） 的厚度为 170m ； 所述微流通道 （8） 的长度为 20mm， 宽度为 2mm、 高 度为 200m ； 所述负压镂空沟槽 （9） 的长度为 25mm， 宽度为 3mm， 高度为 0.3mm。 9. 如权利要求 1-8 任一项所述的动脉血管模拟微流控装置的用途， 其特征在于， 用于 动脉血管疾病的病理机制研究和 / 或药物。
10、筛选 ； 优选地， 用于制备动脉血管疾病的病理机制研究或药物筛选的生物检测试剂盒。 10. 一种包括权利要求 1-8 中任一项所述的动脉血管模拟微流控装置的生物检测试剂 盒 ； 优选地， 所述生物检测试剂盒还包括检测试剂和缓冲液 ； 进一步优选地， 所述检测试剂为血管活性小分子、 细胞因子、 抗体或用于筛选的药物。 权 利 要 求 书 CN 103805511 A 3 1/6 页 4 可在高倍物镜下直接观测的动脉血管模拟微流控装置 技术领域 0001 本发明涉及生物医药技术领域， 尤其涉及一种可在高倍物镜下直接观测的动脉血 管模拟微流控装置。 背景技术 0002 异常血流动力学因素是导致心脑血。
11、管疾病的关键危险因子之一， 但其作用机理尚 不清楚， 而传统研究方法的局限性阻碍了相关研究进展。 近年来， 血管体外研究模型的建立 和应用大大促进了相关研究的进展。 0003 血管的血流动力学体外研究模型可以根据它们模拟血液流经血管时产生力学刺 激的种类分为三类， 即流体剪切力模型、 牵张应力模型、 流体剪切力和牵张应力共同作用模 型。流体剪切力模型主要是采用层流板， 液体通过开口于两侧的液体进口和出口对种植在 基底的细胞施加流体剪切应力 ； 而牵张应力模型则通过弹性膜或板的形变对粘附在上面的 细胞施加机械拉伸刺激。前两种模型可以探讨细胞在单一力学刺激情况下的行为变化， 然 而， 细胞所处的生。
12、物体内是一个有着多种力学刺激的复杂环境， 一个更接近体内环境的心 血管系统体外研究模型必须考虑多种力学刺激对细胞的作用。 0004 近年来， 随着微流控技术的发展， 人们设计和制作了各种模拟体内模型的微流控 装置 ： 0005 Zhang 等人 （Zhang Q,Liu T,Qin J.(2012)A microfluidic-based device for study of transendothelial invasion of tumor aggregates in realtime.Lab Chip. Aug21;12(16):2837-42） 通过微流控技术体外重构了生物血管的一些。
13、重要组分， 包括血管 腔、 内皮层、 含有趋化因子的血管周围基质， 用来研究癌细胞聚集体的粘附和穿透内皮层入 侵过程， 但是该装置没有很好地模拟体内的动力学环境。 0006 Srigunapalan 等 人 （Srigunapalan S,Lam C,Wheeler AR,Simmons CA.(2011) A microfluidic membrane device to mimic critical components of the vascular microenvironment.Biomicrofluidics.5(1):13409.） 制作了一个由两个 PDMS 通道和中间 一个。
14、多孔的 PET 膜组成的装置， 该装置能够体外重构血管微环境的关键组分， 包括血液动 力学的剪切应力、 循环细胞因子、 胞外基质蛋白和多种细胞之间的相互作用， 可以用来在模 拟自然的和组织工程血管的环境中研究多种细胞基质以及细胞 - 细胞之间的相互作用。 0007 Chen 等人 （Chen MB,Srigunapalan S,Wheeler AR,Simmons CA.(2013) A3D microfluidic platform incorporating methacrylated gelatin hydrogels to study physiological cardiovascu。
15、lar cell-cell interactions.Lab Chip. Jul7;13(13):2591-8.） 构建的装置可以用于血管动力学、 瓣膜生物学研究以及血管疾病的 药物筛选等研究， 该装置的关键特征包括多种细胞生理相关的空间排列、 内皮单细胞层上 的流体作用、 在保持细胞划分的基础上允许不同细胞之间的相互作用、 gel-MA 水凝胶作为 生理相关的内皮下 3D 基质维持细胞的长期培养。但是这两个装置在研究过程中只能提供 血液动力学的剪切应力， 无法模拟体内血管的机械拉伸力。 说 明 书 CN 103805511 A 4 2/6 页 5 0008 M o o r e 等人（ M o。
16、 o r e , J . E . , B u r k i , E . , S u c i u , A . , Z h a o , S . M.,Burnier,M.,Brunner,H.R.and Meister,J.J.(1994)A Device for Subjecting Vascular Endothelial-Cells to Both Fluid Shear-Stress and Circumferential Cyclic Stretch.Ann Biomed Eng.22,416-422） 设计的装置可以对细胞同时施加流体剪切 力和拉伸力刺激。 方法是将细胞种植在硅胶管内表面。
17、， 在硅胶管的进口输入液体， 液流流过 细胞表面， 对细胞产生流体剪切力， 同时， 液流产生的压力可以将硅胶管撑开， 对细胞产生 机械拉伸力。该装置的特点是可以模拟血管的搏动的动态过程， 但是该装置无法对该过程 中的细胞进行实时观测和干预。 0009 Huh 等人 （Huh,D.,Matthews,B.D.,Mammoto,A.,Montoya-Zavala,M.,Hsin,H. Y.and Ingber,D.E.(2010)Reconstituting Organ-Level Lung Functions on a Chip. Science.328,1662-1668） 采用的微流控装置可。
18、以对贴附在膜上的细胞产生流体剪切力和 拉伸力， 其用途是模拟和研究肺泡功能， 其制作工艺相对比较复杂， 由于膜没有支撑物， 容 易变形， 显微镜下不易观察细胞形态和变化过程。 0010 Douville 等人 （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 ce。
19、ll death and detachment in a microfluidic alveolar model.Lab Chip.11,609-619） 采用的微流控装 置同样可以提供流体剪切力和机械拉伸力， 其用途也是模拟和研究肺泡的结构和功能， 可 以形成气液界面， 模拟肺泡细胞的微环境。然而， 上述的微流控装置只适合做肺泡模型。 0011 Zheng 等人 （Zheng W,Jiang B,Wang D,Zhang W,Wang Z,Jiang X.(2012)A microfluidic flow-stretch chip for investigating blood vessel。
20、 biomechanics.Lab Chip.Sep21;12(18):3441-50） 采用的装置可以用于对细胞单独施加流体剪切力、 单独施加 机械拉伸力和同时施加流体剪切力和机械拉伸力的研究， 但是不能在高倍镜下对细胞动态 变化进行观察。 发明内容 0012 针对上述现有技术的缺陷， 本发明的目的在于提出一种能够同时提供流体剪切力 和均衡的机械拉伸力， 并可借助高倍物镜实现对细胞状态和精细结构的实时动态观测的动 脉血管模拟微流控装置。 0013 为达此目的， 本发明采用以下技术方案 ： 0014 第一方面， 本发明提供了一种可在高倍物镜下直接观测的动脉血管模拟微流控装 置， 该装置包括透明。
21、的四个部分 ： 微流通道模块 （1） ， 与其相适配的弹性膜 （2） 、 负压产生模 块 （3） ， 以及盖玻片 （10） ； 0015 所述四个部分从上到下按微流通道模块 （1） 、 弹性膜 （2） 、 负压产生模块 （3） 、 盖玻 片 （10） 的次序依次叠合并共价键合在一起 ； 0016 所述微流通道模块 （1） 的底部设有微流通道 （8） ， 用于流体流动 ； 所述微流通道 （8） 以弹性膜 （2） 为底部， 所述微流通道 （8） 的顶部设有与外部相通的流体入口 （4） 和流体 出口 （5） ； 0017 所述负压产生模块 （3） 内部设有贯穿其上、 下的负压镂空沟槽 （9） ， 用。
22、于产生使弹 说 明 书 CN 103805511 A 5 3/6 页 6 性膜 （2） 发生形变的负压 ； 所述负压镂空沟槽 （9） 位于微流通道 （8） 的下方， 且水平截面积 大于微流通道 （8） ， 在所述负压镂空沟槽 （9） 的顶部且位于微流通道 （8） 外侧的两侧分别设 有与外部相通的第一气路开口 （6） 和第二气路开口 （7） ； 0018 所述弹性膜 （2） 与盖玻片 （10） 的厚度之和 300m。 0019 上述动脉血管模拟微流控装置中， 作为优选， 所述共价键合是通过等离子氧化处 理实现的。 0020 作为优选， 所述流体入口 （4） 和流体出口 （5） 分别通过与其相适配。
23、的 PE 管贯穿、 优 选垂直贯穿微流通道模块 （1） ， 与外部相通、 优选与细胞培养基驱动系统相连 ； 0021 优选地， 所述流体入口 （4） 和流体出口 （5） 均为圆形孔， 更优选地， 所述圆形孔的 直径为 0.5mm。 0022 作为优选， 所述第一气路开口 （6） 和第二气路开口 （7） 分别通过与其相适配的 PE 管贯穿、 优选垂直贯穿负压镂空沟槽 （9） 上方的弹性膜 （2） 和微流通道模块 （1） ， 与外部相 通、 优选与负压发生器相连 ； 0023 优选地， 所述第一气路开口 （6） 和第二气路开口 （7） 均为圆形孔， 更优选地， 所述 圆形孔的直径为 0.5mm。 。
24、0024 作为优选， 所述微流通道模块 （1） 、 弹性膜 （2） 和负压产生模块 （3） 均由聚二甲基 硅氧烷 （PDMS） 材料制成 ； 优选地， 所述弹性膜 （2） 表面为光滑或有纳米拓扑结构。 0025 作为优选， 所述负压镂空沟槽 （9） 的顶部弹性膜与底部盖玻片不键合， 其间填充有 液体润滑剂但不充满， 使之在负压作用下相互之间可以移动， 并在发生相对移动时， 对弹性 膜 （2） 起到润滑和保护的作用。 0026 作为优选， 所述微流通道模块 （1） 、 弹性膜 （2） 、 负压产生模块 （3）的长度均为 28-35mm， 宽度均为 20-25mm ； 所述微流通道模块 （1） 的。
25、厚度为 2-6mm、 优选 3-5mm ； 所述弹性 膜 （2） 的厚度为 10-100m、 优选 50-100m ； 所述负压产生模块 （3） 的厚度为 0.3-0.5mm ； 所述盖玻片 （10）的厚度为 150-200m ； 所述弹性膜 （2）与盖玻片 （10）的厚度之和 280m ； 0027 进一步优选地， 所述微流通道 （8）的长度为 20-23mm， 宽度为 2-3mm， 高度 为 200-300m ； 所述负压镂空沟槽 （9）的长度为 25-28mm， 宽度为 2.5-3.5mm， 高度为 0.3-0.5mm。 0028 在本发明的一个具体实施方案中， 所述微流通道模块 （1）。
26、 、 弹性膜 （2） 、 负压产生 模块 （3） 的长度均为 28mm， 宽度均为 21.5mm ； 所述微流通道模块 （1） 的厚度为 4mm ； 所述弹 性膜 （2） 的厚度为 100m ； 所述负压产生模块 （3） 的厚度为 0.4mm ； 所述盖玻片 （10） 的厚 度为 170m ； 所述微流通道 （8） 的长度为 20mm， 宽度为 2mm、 高度为 200m ； 所述负压镂空 沟槽 （9） 的长度为 25mm， 宽度为 3mm， 高度为 0.3mm。 0029 上述动脉血管模拟微流控装置可同时施加流体剪切力和机械拉伸力， 并在高倍物 镜下实时动态观测细胞状态及其精细结构， 其功能。
27、实现过程如下 ： 0030 首先通过微流通道 （8） 的流体入口 （4） 的相应管道将细胞悬液加入微流通道 （8） ， 在 37 摄氏度、 5% 二氧化碳条件下， 使细胞贴壁于通道底部的弹性膜 （2） 上， 然后， 将微流通 道 （8） 的输入端 （即流体入口 （4） 及其连接的 PE 管） 和输出端 （即流体出口 （5） 及其连接的 PE 管） 和细胞培养基驱动系统连接。将负压产生模块 （3） 的第一气路开口 （6） 和第二气路 说 明 书 CN 103805511 A 6 4/6 页 7 开口 （7） 通过 PE 管和负压发生器连接。然后， 同时开动培养基驱动系统和负压发生器， 培 养基驱。
28、动系统可以驱动微流通道内的液体流动， 从而对通道内基底上附着的细胞产生流体 剪切力， 而负压发生器所产生的负压可以通过 PE 管传导入负压产生模块 （3） 内的负压镂空 沟槽 （9） 内， 使负压镂空沟槽 （9） 上方的弹性膜 （2） 发生对称的形变， 从而拉动微流通道底 部的弹性膜， 使之发生 ： i） 水平方向的形变， 从而使贴附在上面的细胞受到机械拉伸力 ； 和 ii） 竖直向下的形变， 使其紧贴于负压镂空沟槽底部的盖玻片 （10） 表面， 便于高倍物镜观 察。 0031 由于弹性膜 （2） 在平行于通道 （8） 长轴方向上的形变非常小， 可以忽略不计， 施加 在弹性膜 （2） 以及弹性。
29、膜 （2） 上细胞的力主要是垂直于通道 （8） 长轴方向的， 因此， 细胞的 受力情况为 ： 平行于通道 （8） 方向的流体剪切力和垂直于通道 （8） 方向的机械拉伸力。由 于弹性膜 （2） 与盖玻片 （10） 的总厚度 300m， 所以当微流通道 （8） 底部的弹性膜 （2） 向 下拉伸至接近或到达盖玻片 （10） 时， 能够使用高倍物镜直接观测弹性膜 （2） 上的细胞状态 及其精细结构， 从而实现细胞状态及其精细结构的实时动态观测。 0032 第二方面， 本发明提供了如第一方面所述的动脉血管模拟微流控装置的用途， 其 特征在于， 用于动脉血管疾病的病理机制研究和 / 或药物筛选 ； 优选地。
30、， 用于制备动脉血管 疾病的病理机制研究或药物筛选的生物检测试剂盒。 0033 第三方面， 本发明提供了一种包括第一方面所述的动脉血管模拟微流控装置的生 物检测试剂盒 ； 优选地， 所述生物检测试剂盒还包括检测试剂和缓冲液 ； 进一步优选地， 所 述检测试剂为血管活性小分子、 细胞因子、 抗体或用于筛选的药物。 0034 本发明的动脉血管模拟微流控装置具有如下特征和优势 ： 0035 1、 微流通道、 弹性膜、 负压发生模块三部分结构和功能上的高度整合， 并且所有部 件均用光学透明材料制作， 易于肉眼或镜下观察通道内的情况。 0036 2、 体积小， 结构简单， 易于制作和使用。 0037 3。
31、、 可在培养箱中实现细胞的长期培养。 0038 4、 可在细胞培养过程中按需要改变培养的化学微环境。 0039 5、 可在高倍物镜下直接观察装置内细胞的精细结构， 并可在实验过程中实现对细 胞的动态实时观察。 0040 6、 可在装置中单独或综合施加机械拉伸力和流体剪切力， 并可灵活调控流体剪切 力的大小和机械拉伸力的频率， 以模拟血管内不同位置或病理条件下的力学环境。 0041 体内有许多器官和组织的细胞同时受到流体剪切力和机械拉伸力的刺激， 这些器 官的生理病理研究目前缺乏合适的便于操作和直观实时观测的体外模型， 该装置的发明为 相关的研究提供了平台， 可以有效促进相关研究的进展。 004。
32、2 本发明的动脉血管模拟微流控装置不但能够模拟体内同时承受流体剪切力以及 机械拉伸力的器官、 组织的生理、 病理状况， 建立体内疾病的体外模型， 为疾病的病理研究、 药物筛选和纳米颗粒经修饰携带基因转染细胞等研究工作提供体外操作平台， 还可在高倍 物镜下直接观测， 从而实现对单个细胞精细结构和微流通道内的动静态变化的实时观测， 为相关基础研究以及为动脉血管疾病的药物筛选提供更加有效工具。 0043 综上， 本发明适用于一切需要对细胞单独施加流体剪切力或机械拉伸力的生理或 病理实验或是同时施加流体剪切力或机械拉伸力的生理或病理实验， 特别是可为细胞在力 说 明 书 CN 103805511 A 。
33、7 5/6 页 8 学刺激下的长时间实时观察和动态干预实验提供便于操作和实时观测的平台， 并为长期实 时观测细胞在力学刺激下的精细结构提供实验平台 ； 另外， 还可在对细胞施加流体剪切力 和 / 或机械拉伸力的同时， 施加化学刺激， 从而为动脉血管疾病的治疗药物筛选提供了平 台。 附图说明 0044 图 1 是本发明的动脉血管模拟微流控装置的结构示意图 ； 其中， 1 为微流通道模 块， 2 为弹性膜， 3 为负压发生模块， 4 为流体入口， 5 为流体出口， 6 为第一气路开口， 7 为第 二气路开口， 8 为微流通道， 9 为负压镂空沟槽， 10 为盖玻片 ； 0045 图 2 是本发明的。
34、动脉血管模拟微流控装置中， 弹性膜在负压下进行拉伸的实验结 果示意图 ； 其中 A 为拉伸前的弹性膜， B 为拉伸后的弹性膜 ； 0046 图 3 是在 63 倍物镜下观察的本发明的动脉血管模拟微流控装置中的细胞精细结 构。 具体实施方式 0047 下面结合附图并通过具体实施方式来进一步说明本发明的技术方案。 0048 图 1 是本发明的动脉血管模拟微流控装置的结构示意图。如图 1 所示， 该装置包 括透明的微流通道模块 （1） 和与其相适配的透明的弹性膜 （2） 和负压产生模块 （3） ， 以及 透明的盖玻片 （10） 。从上到下按微流通道模块 （1） 、 弹性膜 （2） 、 负压产生模块 。
35、（3） 、 盖玻片 （10） 的次序依次叠合， 并经等离子氧化处理共价键合在一起， 所述微流通道模块 （1） 、 弹性 膜 （2） 、 负压产生模块 （3） 均由聚二甲基硅氧烷 （PDMS） 材料制成。所述微流通道模块 （1） 、 弹性膜 （2） 、 负压产生模块 （3） 的长度均为 28mm， 宽度均为 21.5mm ； 所述微流通道模块 （1） 的厚度为 4mm ； 所述弹性膜 （2） 的厚度为 100m ； 所述负压产生模块 （3） 的厚度为 0.4mm ； 所述盖玻片 （10） 的厚度为 170m。所述微流通道 （8） 的长度为 20mm， 宽度为 2mm、 高度为 200m。所述负压。
36、镂空沟槽 （9） 的长度为 25mm， 宽度为 3mm， 高度为 0.3mm。所述负压镂空 沟槽 （9） 的顶部弹性膜 （2） 和底部盖玻片 （10） 之间不键合， 在负压镂空沟槽 （9） 中填充少 量液体润滑剂 （但不充满） ， 使之在负压作用下相互之间可以移动， 并在弹性膜 （2） 发生相对 移动时， 对弹性膜 （2） 起到润滑和保护的作用。所述流体出口 （5） 和流体入口 （4） 均为直径 为 0.5mm 的圆形孔， 对称设于微流通道 （8） 顶部的两侧， 所述流体出口 （5） 和流体入口 （4） 通过与其相适配的 PE 管垂直贯穿所述微流通道模块， 与细胞培养基驱动系统连接。所述第 一。
37、气路开口 （6） 和第二气路开口 （7） 也均为直径为 0.5mm 的圆形孔， 对称设于所述负压镂 空沟槽 （9） 的顶部且位于微流通道 （8） 外侧的两侧， 所述第一气路开口 （6） 和第二气路开口 （7） 通过与其相适配的 PE 管贯穿负压镂空沟槽 （9） 上方的弹性膜 （2） 和微流通道模块 （1） ， 与负压发生器相连。 0049 使用时， 首先通过微流通道 （8） 的流体入口 （4） 相应的管道将细胞悬液加入微流 通道 （8） ， 在 37 摄氏度、 5% 二氧化碳条件下， 使细胞贴壁于通道底部的弹性膜上， 然后， 将微 流通道的流体入口 （4） 和流体出口 （5） 通过其相应的 P。
38、E 管与细胞培养基驱动系统连接， 再 将负压产生模块的第一气路开口 （6） 和第二气路开口 （7） 与负压发生器连接。然后， 同时开 动培养基驱动系统和负压发生器， 培养基驱动系统可以驱动微流通道内的液体流动， 从而 说 明 书 CN 103805511 A 8 6/6 页 9 对通道 （8） 内基底上附着的细胞产生流体剪切力， 而负压发生器所产生的负压可以通过 PE 管传导入负压产生模块 （3） 内的负压镂空沟槽 （9） 内， 使负压镂空沟槽 （9） 上方的弹性膜 （2） 发生对称的形变， 从而拉动微流通道底部的弹性膜， 使之发生 ： i） 水平方向的形变， 从而 使贴附在上面的细胞受到机械。
39、拉伸力 ； 和 ii） 竖直向下的形变， 使其紧贴于负压镂空沟槽 底部的盖玻片 （10） 表面， 便于高倍物镜观察。 0050 由于弹性膜 （2） 在平行于通道 （8） 长轴方向上的形变非常小， 可以忽略不计， 施加 在弹性膜 （2） 以及弹性膜 （2） 上细胞的力主要是垂直于通道 （8） 长轴方向的， 因此， 细胞的 受力情况为 ： 平行于通道 （8） 方向的流体剪切力和垂直于通道 （8） 方向的机械拉伸力。由 于弹性膜 （2） 与盖玻片 （10） 的总厚度 300m， 所以当微流通道 （8） 底部的弹性膜 （2） 向 下拉伸至接近或到达盖玻片 （10） 时， 能够使用高倍物镜直接观测弹性膜。
40、 （2） 上的细胞状态 及其精细结构， 从而实现细胞状态及其精细结构的实时动态观测。 0051 实施例 1 本发明动脉血管模拟微流控装置运行时弹性膜的拉伸检测 0052 将HeLa细胞加入本发明动脉血管模拟微流控装置中的微流通道， 在37、 5%二氧 化碳条件下， 使细胞贴壁于弹性膜 ； 然后在负压作用下进行拉伸， 20 倍物镜下观察弹性膜 上的细胞， 结果如图 2 所示， 经负压拉伸后的弹性膜与拉伸前相比， 拉伸率为 8% 左右。 0053 实施例 2 高倍物镜下观察本发明动脉血管模拟微流控装置中的细胞精细结构实 例 0054 将人脐静脉内皮细胞加入本发明动脉血管模拟微流控装置中的微流通道，。
41、 在 37、 5% 二氧化碳条件下， 使细胞贴壁于弹性膜 ； 模拟动脉血管的力学条件进行细胞培养 2 小时后， 对细胞进行固定， 并对细胞核和微丝进行染色， 在弹性膜拉伸的条件下， 63 倍镜观 察弹性膜上细胞的精细结构， 结果如图 3 所示， 可清晰观测到细胞的精细结构。 0055 申请人声明， 本发明通过上述附图及实施例来说明本发明的微流控装置， 但本发 明并不局限于上述附图及实施例。所属技术领域的技术人员应该明了， 对本发明的任何改 进， 均落在本发明的保护范围和公开范围之内。 说 明 书 CN 103805511 A 9 1/1 页 10 图 1 图 2 图 3 说 明 书 附 图 CN 103805511 A 10 。