專利名稱：一種能同時施加力學刺激和化學刺激的微流控裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種用于能同時施加力學刺激和化學刺激的微流控芯片和具有該芯片的微流控裝置，具體用于體外模擬動脈粥樣硬化。
背景技術：
現有微流控技術是在微管道中控制氣體和流體的技術。這種技術操作簡單并且能夠很容易地與常用的各種生物化學分析方法結合，因而被廣泛地應用到生物化學分析中。動脈粥樣硬化，是最常見的和最具有危害性的疾病，是動脈硬化的一種，大、中動脈內膜出現含膽固醇、類脂肪等的黃色物質，多由脂肪代謝紊亂、神經血管功能失調引起。常導致血栓形成、供血障礙等。動脈粥樣硬化多見于40歲以上的男性和絕經期后的女性。本病常伴有高血壓、高膽固醇血癥或糖尿病等。這種病是發生于血管中的一種由血管內皮細胞功能失調而引起的疾病。血管內皮細胞在體內所處的微環境主要包括物理刺激和化學刺激兩方面，物理刺激主要是由血液流動引起的流體剪切力和由心臟跳動弓I起的周期性的拉伸；化學刺激主要是血液中的葡萄糖、膽固醇等以及各種細胞因子。這些因素共同作用導致血管內皮細胞產生各種病理變化。因此要研究動脈粥樣硬化這種由血管內皮細胞功能失調引起的疾病、需要建立一個簡單有效的能夠結合上述所有因素的模型。現有的研究模型可以概括為三類，分別專注于拉伸、流體剪切力和化學刺激條件的控制。目前并沒有簡單而有效地將三種條件結合于一體的研究模型。中國專利申請(申請號為201110404504.6和201110404620.8)涉及一種動脈血管模擬微流控裝置及其應用，主要是在微流控芯片上實現了對細胞的長期力學刺激，但沒有涉及到將化學刺激引入芯片中，從而模擬例如動脈粥樣硬化這種化學和力學刺激共同作用在血管內皮細胞上從而引發的疾病。另外，在芯片的設計上，上述兩項申請中芯片中薄膜的拉伸表現為單方向的拉伸，在拉伸的同時垂直拉伸方向的薄膜仍會有3%的輕微形變。本發明除了在芯片中同時引入化學刺激和物理刺激以外，與上述現有技術相比有一下三個方面的明顯不同之處:1.負壓發生模塊凹槽F部分沒有形成聯通的回路，如此設計可以確保通道中接種的細胞所承受的拉伸為單軸拉伸；2.氣動室在與兩條窄溝槽Fl平行的中軸線上，并通過兩條通道分別與兩條窄溝槽F2聯通，如此設計可以確保細胞受到的來自管道F2兩側的拉伸力相等；3，微流通道模塊的管道更窄，如此設計可以減少管道中細胞的數量，減少管道中間的細胞與管道兩側的距離，使每個細胞承受的拉伸力更均一。
發明內容
本發明的目的在于提出本發明目的在于構建體外模擬動脈粥樣硬化的微流控裝置，可以模擬血管中物理刺激和化學刺激對血管內皮細胞的影響，從而對動脈粥樣硬化發生發展進行研究，并可進一步進行藥物篩選和探索治療方法。為達此目的，本發明采用以下技術方案:—種微流控芯 片,用于同時施加力學刺激和化學刺激,優選用于體外模擬動脈粥樣硬化，其特征在于:所述微流控芯片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粘合，所述微流控芯片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。進一步的，所述微流通道模塊頂部設有流體出口和流體入口以及貫通孔，所述流體出口和流體入口分別連接于所述微流通道，所述微流通道設于所述微流通道模塊底部。進一步的，所述負壓產生模塊頂部設有負壓凹槽和氣動室，所述氣動室和所述微流通道模塊上的所述貫通孔對準，并且所述氣動室與所述負壓凹槽相連。進一步的，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。進一步的，所述負壓產生模塊和所述彈性膜之間填充有液體潤滑劑。進一步的，所述流體出口和流體入口以及貫通孔均為圓形孔。進一步的，所述負壓產生模塊的氣動室呈圓柱形空腔狀。進一步的，所述彈性膜在與所述微流通道模塊的所述貫通孔和所述負壓產生模塊的所述氣動室相對的對應位置打孔，以使所述負壓產生模塊的所述負壓凹槽和所述氣動室通過所 述貫通孔與外界相通。進一步的，所述負壓凹槽包括對稱設置的兩個彎折形狀的管道和兩條平行的窄溝槽，氣動室E在與兩條窄溝槽平行的中軸線上，其中每條所述管道一端連接所述氣動室，另一端連接一條所述窄溝槽的中部。一種能同時施加力學刺激和化學刺激的微流控裝置，優選用于構建體外模擬動脈粥樣硬化模型，具有上述微流控芯片，還包括細胞培養驅動系統和負壓產生器，所述細胞培養驅動系統包括儲液瓶和與其連接的蠕動泵，所述微流控芯片、所述儲液瓶、所述蠕動泵通過PE管串聯形成循環流體通路；所述儲液瓶與和所述微流控芯片的所述微流通道模塊的所述流體出口相連通，所述蠕動泵進液口與所述儲液瓶相連，所述蠕動泵出液口與所述微流控芯片的所述微流通道模塊的所述流體入口相連以驅動所述微流控芯片的所述微流通道模塊的所述微流通道內的流體流動；所述負壓產生器包括氣流分配器、氣流控制器和真空泵，所述氣流分配器出氣口通過PE管連接至所述微流控芯片的所述負壓產生模塊的所述氣動室以使負壓產生模塊產生負壓；所述氣流控制器包括控制單元和氣流開關，氣流分配器具有三個氣流進出口，氣流分配器第一氣流進出口通過管連接至氣動室，第二氣流進出口經氣流開關與大氣相通，第三氣流進出口與真空泵相連，氣流開關用于控制第二、第三氣流進出口交替打開或關閉，氣流開關的控制端與控制單元相連接。具體操作時，由電動氣流開關控制第二氣流進出口閉合以及使第三氣流進出口打開，以使第一氣流進出口和第三氣流進出口形成通路，使得氣動室與真空泵連通；或使得第二氣流進出口打開以及使第三氣流進出口閉合，以使第一氣流進出口和第二氣流進出口形成通路，使得氣動室與大氣連通。所述氣流開關通過控制單元的設定周期性地通過電動氣流開關改變氣流分配器中的氣流通路。上述任一種微流控芯片或上述微流控裝置的用途，其中，所述微流控芯片或所述微流控裝置應用于體外模擬動脈粥樣硬化。
圖1是微流控芯片的微流通道模塊；圖2是述微流控芯片的負壓產生模塊；圖3是微流控芯片的負壓產生模塊尺寸圖；圖4是述微流控芯片的微流通道模塊、負壓產生模塊、彈性膜的組合結構；圖5是圖4的截面圖；圖6是微流控裝置整體示意圖。
具體實施例方式下面結合附圖并通過具體實施方式
來進一步說明本發明的技術方案。本發明具體提供的一種可以同時施加力學刺激和化學刺激的微流控裝置，包括一個生物力學刺激和化學刺激的微流控芯片、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芯片連接以驅動微流控芯片的微流通道內的液體流動；所述負壓發生器與微流控芯片相連以使其產生負壓。所述微流控芯片1，包括透明的微流通道模塊1.1和與其相適配的透明的負壓產生模塊1.2，所述微流通道模塊底部和負壓產生模塊頂部通過彈性膜1.3相粘合，所述微流控芯片I是所述微流通道模塊1.1、所述彈性膜1.3、所述負壓產生模塊1.2的整合體，所述微流通道模塊1.1用于流體流動，所述負壓產生模塊1.2用于產生使彈性膜1.3發生形變的負壓。
如圖1所示，所述微流通道模塊1.1頂部設有流體出口 B和流體入口 C以及貫通孔A，所述流體出口 B和流體入口 C分別通過與流體入口 C和流體出口 B相適配的PE管貫通連接于微流通道D，所述微流通道D設于所述微流通道模塊1.1底部。如圖2所示，所述負壓產生模塊1.2頂部設有負壓凹槽F和氣動室E，所述氣動室E和微流通道模塊上的貫通孔A對準，并通過與其相適配的PE管與負壓凹槽F相連。圖3是負壓產生模塊的具體尺寸圖。如圖4所示，彈性膜1.3位于所述微流通道模塊1.1、負壓發生模塊1.2之間，經粘合后組合成一個整體，并將彈性膜1.3的與所述微流通道模塊的所述貫通孔A和所述負壓產生模塊的所述氣動室E相對的對應的位置打孔以使負壓發生模塊的負壓凹槽F和氣動室E通過貫通孔與外界相通，所述負壓發生模塊1.2和彈性膜1.3間填充有液體潤滑劑。如圖5所示，微流控裝置包括一個生物力學刺激和化學刺激的微流控芯片、細胞培養驅動系統和負壓發生器。所述細胞培養驅動系統包括儲液瓶3和與其連接的蠕動泵2，所述微流控芯片1、所述儲液瓶3、所述蠕動泵2通過PE管串聯形成循環流體通路；所述儲液瓶3 —端與所述流體出口 B與所述微流通道D相連，所述蠕動泵2通過PE管與所述儲液瓶3的另一端相連，所述蠕動泵2通過PE管和所述流體入口 C與所述微流通道D相連，以驅動微流通道D內的流體流動。所述負壓發生器包括氣流分配器4、氣流控制器和真空泵5，所述氣流分配器底部通過PE管連接至氣動室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單元和氣流開關，氣流分配器4具有三個氣流進出口，氣流分配器第一氣流進出口通過管連接至氣動室E，第二氣流進出口經氣流開關與大氣相通，第三氣流進出口與真空泵相連，氣流開關用于控制第二、第三氣流進出口交替打開或關閉，氣流開關的控制端與控制單元6相連接。具體操作時，由電動氣流開關控制第二氣流進出口閉合以及使第三氣流進出口打開，以使第一氣流進出口和第三氣流進出口形成通路，使得氣動室與真空泵連通；或使得第二氣流進出口打開以及使第三氣流進出口閉合，以使第一氣流進出口和第二氣流進出口形成通路，使得氣動室與大氣連通。所述氣流開關通過控制單元的設定周期性地通過電動氣流開關改變氣流分配器中的氣流通路。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以及貫穿孔均為圓形孔，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氣動室呈圓柱形空腔狀。另一方面，本發明提供一種利用可以同時施加力學刺激和化學刺激的微流控裝置在體外模擬血管內皮細胞在體內的微環境，以研究動脈粥樣硬化發生和發展的各種影響因素。優選的，通過在微流通道模塊中通入含有致病因子的培養基引入對微流通道內細胞的化學刺激；優選的，通過改變真空泵抽氣的頻率可以控制彈性膜的拉伸頻率從而對微流通道內生長在彈性膜上的細胞施加力學刺激；優選的，通過蠕動 泵控制其循環液流的流速，可以控制對微流通道內細胞的流體剪切力刺激。具體實施例如下:實施例1微流控芯片的制備通過機械加工制備聚甲基丙烯酸甲酯模板，表面經過全氟硅烷處理后，利用軟刻蝕技術制備聚二甲基硅氧烷模板以及二次翻模制備聚二甲基硅氧烷模塊，包括微流通道模塊(圖1)和負壓發生模塊(圖2)。其中，微流通道模塊的管道D長20mm，寬1mm，高0.4mm;三個圓柱形孔A、B、C貫通整個模塊，高約2mm，直徑0.8mm。微流通道模塊總長約30mm，寬約15mm。負壓發生模塊總長約30mm,寬約15mm,厚約2mm。負壓發生模塊上的凹槽深1mm。其他具體數據如圖3所示。兩條平行窄溝槽F2間距0.5mm ;窄溝槽F2寬0.25mm,長15mm。管道Fl寬0.5mm，與窄溝槽F2聯通處位于窄溝槽F2中點，管道Fl與窄溝槽F2垂直段長3mm,與窄溝槽F2平行段長15mm ;氣動室E與管道Fl及窄溝槽相聯通，為圓柱形，直徑3mm。通過勻膠機將液態PDMS旋涂在潔凈的硅片上，固化后獲得PDMS薄膜。PDMS膜厚40nm,長30mm,寬15mm,具有彈性。按照圖4的方式將微流通道模塊、負壓發生模塊以及PDMS薄膜組合形成微流控芯片。微流通道模塊與負壓發生模塊的通道對齊，與中間夾一層PDMS彈性膜，微流通道模塊的貫通孔A和負壓發生模塊的氣動室E相對，并將薄膜打穿以使負壓發生模塊的管道和氣動室通過貫通孔A與外界相通。實施例2利用本發明的模型重現血管內皮細胞在體內所處的正常微環境的實施方案如下:1.按照實施例1中的方法制作微流控芯片。2.通過微流通道模塊上的流體出口 B和入口 C向微流通道中接種血管內皮細胞，在其貼壁后培養12小時。3.用外徑為0.8mm的PE軟管將流體出入口 B和C連接成回路，回路中注滿培養基，并將回路與蠕動泵連接，通過蠕動泵控制其循環液流的流速，將其中細胞所承受的流體剪切力控制在1.16Pa至5.07Pa之間(體內細胞所受的正常流體剪切力范圍)。4.用外徑為0.8mm的PE軟管將貫通孔A與真空泵及其控制系統相連，真空泵可將負壓發生模塊中的氣體抽出，使PDMS彈性膜拉伸，從而對膜上的血管內皮細胞施加拉伸力。通過控制系統將真空泵抽氣的頻率設定為70次/分鐘(正常心跳的頻率)。5.將芯片置于37°C，5%C02的培養箱中。通過以上5步，即可為接種在芯片內的細胞提供一個十分接近體內正常微環境的培養條件。培養一段時間后對細胞進行免疫熒光檢測，即可分析細胞狀態。實施例3利用本發明的模型重現血管內皮細胞在體內所處的微環境，單獨改變培養基中化學刺激條件，為血管內皮細胞提供一種高血糖環境的實施方案其中之一如下:1.按照實施例1中的方法制作微流控芯片。2.通過微流通道模塊上的流體出B和入口 C向微流通道中接種血管內皮細胞，在其貼壁后培養12小時。3.用外徑為0.8mm的PE軟管將流體出入口 B和C連接成回路，在培養基中加入20mmol/L的葡萄糖后注滿回路中，并將回路與蠕動泵連接，通過蠕動泵控制其循環液流的流速，將其中細胞所承受的流體剪切力控制在1.16Pa至5.07Pa之間(體內細胞所受的正常流體剪切力范圍)。4.用外徑為0.8mm的PE軟管將貫通孔A與真空泵及其控制系統相連，真空泵可將負壓發生模塊中的氣體抽出，使PDMS彈性膜拉伸，從而對膜上的血管內皮細胞施加拉伸力。通過控制系統將真空泵抽氣的頻率設定為70次/分鐘(正常心跳的頻率)。5.將芯片置于37°C，5%C02的培養箱中。通過以上5步，即可為接種在芯片內的細胞提供一個十分接近體內高血糖微環境的培養條件。高血糖被認為可能是引起血管內皮細胞功能失調，并進而導致動脈粥樣硬化的重要原因之一，通過本實施例，即可單獨研究血糖濃度對血管內皮細胞狀態的影響。培養一段時間后對細胞進行免疫熒光檢測，即可分析細胞狀態。實施例4利用本發明的模型重現血管內皮細胞在體內所處的微環境，單獨改變流體剪切力條件，為血管內皮細胞提供一種低血液流速環境的實施方案其中之一如下:1.按照上述方法制作微流 控芯片2.通過微流通道模塊上的流體出口 B和入口 C向微流通道中接種血管內皮細胞，在其貼壁后培養12小時。3.用外徑為0.8mm的PE軟管將流體出口 B和入口 C連接成回路，回路中注滿培養基，并將回路與蠕動泵連接，通過蠕動泵控制其循環液流的流速，將其中細胞所承受的流體剪切力控制在小于1.07Pa (顯著低流體剪切力的條件)。4.用外徑為0.8mm的PE軟管將貫通孔A與真空泵及其控制系統相連，真空泵可將負壓發生模塊中的氣體抽出，使PDMS彈性膜拉伸，從而對膜上的血管內皮細胞施加拉伸力。通過控制系統將真空泵抽氣的頻率設定為70次/分鐘(正常心跳的頻率)。5.將芯片置于37°C，5%C02的培養箱中。通過以上5步，即可為接種在芯片內的細胞提供一個十分接近體內低流體剪切力微環境的培養條件。低流體剪切力環境出現于動脈粥樣硬化形成后，血管內徑變小，血液流速降低的情況下，被認為可能促使動脈粥樣硬化的進一步發展。通過本實施例即可對低流體剪切力對血管內皮細胞的影響進行研究。培養一段時間后對細胞進行免疫熒光檢測，即可分析細胞狀態。實施例5利用本發明的模型重現血管內皮細胞在體內所處的微環境，單獨改變拉伸頻率條件，為血管內皮細胞提供一種心動過速環境的實施方案其中之一如下:1.按照實施例1中的方法制作微流控芯片。2.通過微流通道模塊上的流體出入口 B和C向微流通道中接種血管內皮細胞，在其貼壁后培養12小時。3.用外徑為0.8mm的PE軟管將流體出入口 B和C連接成回路，回路中注滿培養基，并將回路與蠕動泵連接，通過蠕動泵控制其循環液流的流速，將其中細胞所承受的流體剪切力控制在1.16Pa至5.07Pa之間(體內細胞所受的正常流體剪切力范圍)。
4.用外徑為0.8mm的PE軟管將貫通孔A與真空泵及其控制系統相連，真空泵可將負壓發生模塊中的氣體抽出，使PDMS彈性膜拉伸，從而對膜上的血管內皮細胞施加拉伸力。通過控制系統將真空泵抽氣的頻率設定為120次/分鐘(心動過速)。5.將芯片置于37°C，5%C02的培養箱中。通過以上5步，即可為接種在芯片內的細胞提供一個十分接近體內心動過速微環境的培養條件。一個心動周期包括收縮期和舒張期，心動過速會同時縮短收縮期和舒張期，但會增大收縮期與舒張期之比，收縮期與舒張期之比的增大被認為可能會引起血管內皮細胞功能失調，是動脈粥樣硬化發生的誘因之一。通過本實施例即可對心動過速對于血管內皮細胞的影響進行研究。培養一段時間后對細胞進行免疫熒光檢測，即可分析細胞狀態。實施例6利用本發明的模型重現血管內皮細胞在體內所處的微環境，同時改變化學刺激條件和物理刺激條件，為血管內皮細胞提供一種心動過速且高糖低流速微環境的實施方案其中之一如下:1.按照實施例1中的方法制作微流控芯片。2.通過微流通道模塊上的流體出入口 B和C向管道中接種血管內皮細胞，在其貼壁后培養12小時。3.用外徑為0.8mm的PE軟管將流體出入口 B和C連接成回路，在培養基中加入20mmol/L的葡萄糖后注滿回路中，并將回路與蠕動泵連接，通過蠕動泵控制其循環液流的流速，將其中細胞所承受的流體剪切力控制在小于1.07Pa (顯著低流體剪切力的條件)。4.用外徑為0.8mm的PE軟管將貫通孔A與真空泵及其控制系統相連，真空泵可將負壓發生模塊中的氣體抽出，使PDMS彈性膜拉伸，從而對膜上的血管內皮細胞施加拉伸力。通過控制系統將真空泵抽氣的頻率設定為120次/分鐘(心動過速)。5.將芯片置于37°C，5%C02的培養箱中。通過以上5步，即可為接種在芯片內的細胞提供一個十分接近體內心動過速且高糖低流速微環境的培養條件。本實施例為血管內皮細胞提供的環境條件綜合了上述實施例3，實施例4及實施例5所分別提供的異常條件，包含了可能引起血管內皮細胞功能失調進而導致動脈粥樣硬化的三類主要 影響因素，可對這些異常條件對血管內皮細胞狀態的共同作用效果進行研究。培養一段時間后對細胞進行免疫熒光檢測，即可分析細胞狀態。通過以上設計，該模型能有效地將對血管內皮細胞的物理刺激和化學刺激條件相結合，采用光學透明材料制備，易于肉眼或光學顯微鏡下實時觀察細胞的狀態，條件控制簡單。在芯片的設計上，與現有技術相比，可以實現芯片中薄膜的雙向對稱拉伸，減少其余方向不必要的形變。
權利要求
1.一種微流控芯片，其特征在于:所述微流控芯片(I)包括透明的微流通道模塊(1.1)和與其相適配的透明的負壓產生模塊(1.2)，所述微流通道模塊底部和負壓產生模塊頂部通過彈性膜(1.3)相粘合，所述微流控芯片(I)是所述微流通道模塊(1.1)、所述彈性膜(1.3)、所述負壓產生模塊(1.2)的整合體，所述微流通道模塊(1.1)用于流體流動，所述負壓產生模塊(1.2)用于產生使彈性膜(1.3)發生形變的負壓。
2.如權利要求1所述的微流控芯片，其特征在于:所述微流通道模塊(1.1)頂部設有流體出口(B)和流體入口(C)以及貫通孔(A)，所述流體出口(B)和流體入口(C)分別貫通連接于所述微流通道(D)，所述微流通道(D)設于所述微流通道模塊(1.1)底部。
3.如權利要求2所述的微流控芯片，其特征在于:所述負壓產生模塊(1.2)頂部設有負壓凹槽(F)和氣動室(E)，所述氣動室(E)和所述微流通道模塊(1.1)上的所述貫通孔(A)對準，并且所述氣動室(E)與所述負壓凹槽(F)相連。
4.如權利要求1-3中任一項所述的微流控芯片，其特征在于:所述微流通道模塊(1.1)、負壓產生模 塊(1.2 )和彈性膜(1.3 )均由聚二甲基硅氧烷(PDMS )材料制成。
5.如權利要求1-3中任一項所述的微流控芯片，其特征在于:所述負壓產生模塊(1.2)和所述彈性膜(1.3)之間填充有液體潤滑劑。
6.如權利要求3所述的微流控芯片，其特征在于:所述負壓產生模塊的氣動室(E)呈圓柱形空腔狀。
7.如權利要求3所述的微流控芯片，其特征在于:所述彈性膜(1.3)在與所述微流通道模塊(1.0的所述貫通孔(A)和所述負壓產生模塊(1.2)的所述氣動室(E)相對的對應位置打孔，以使所述負壓產生模塊(1.2)的所述負壓凹槽(F)和所述氣動室(E)通過所述貫通孔(A)與外界相通。
8.如權利要求3所述的微流控芯片，其特征在于:所述負壓凹槽(F)包括對稱設置的兩個彎折形狀的管道(F2)和兩條平行的窄溝槽(F1)，氣動室E位于與兩條窄溝槽(Fl)平行的中軸線上，其中每條所述管道(F2)—端連接所述氣動室(E)，另一端連接一條所述窄溝槽(Fl)的中部。
9.一種能同時施加力學刺激和化學刺激的微流控裝置，具有如權利要求1-9中任一項所述的微流控芯片，還包括細胞培養驅動系統和負壓產生器，其特征在于: 所述細胞培養驅動系統包括儲液瓶(3)和與其連接的蠕動泵(2)，所述微流控芯片(I)、所述儲液瓶(3 )、所述蠕動泵(2 )通過PE管串聯形成循環流體通路；所述儲液瓶(3 )與和所述微流控芯片(I)的所述微流通道模塊(1.1)的所述流體出口(B)相連通，所述蠕動泵(2 )進液口與所述儲液瓶(3 )相連，所述蠕動泵(2 )出液口與所述微流控芯片(I)的所述微流通道模塊(1.0的所述流體入口(C)相連以驅動所述微流控芯片(I)的所述微流通道模塊(1.1)的所述微流通道(D)內的流體流動； 所述負壓產生器包括氣流分配器(4)、氣流控制器和真空泵(5)，所述氣流分配器出氣口通過PE管連接至所述微流控芯片(I)的所述負壓產生模塊(1.2)的所述氣動室(E)，以使負壓產生模塊(1.2)產生負壓；所述氣流控制器包括控制單元(6)和氣流開關，氣流分配器具有三個氣流進出口，第一氣流進出口通過管連接至氣動室(E)，第二氣流進出口與大氣相通，第三氣流進出口與真空泵相連，氣流開關用于控制第二、第三氣流進出口交替打開或關閉，氣流開關的控制端與控制單元(6 )相連接。
10.如權利要求1-8中任一項所述的微流控芯片或權利要求9所述的微流控裝置的用途，其特征在于:所述微流控芯片或所述微流控裝置應用于體外模擬動脈粥樣硬化。
全文摘要
一種能同時施加力學刺激和化學刺激的微流控裝置，用于體外模擬動脈粥樣硬化，其包括一個微流控芯片、細胞培養驅動系統和負壓產生器，所述細胞培養驅動系統與微流控芯片連接以驅動微流控芯片的微流通道內的液體流動；所述負壓產生器與微流控芯片相連以產生負壓，該裝置可以模擬血管中物理刺激和化學刺激對血管內皮細胞的影響，從而對動脈粥樣硬化發生發展進行研究，并可進一步進行藥物篩選和探索治療方法。
文檔編號C12M3/00GK103215185SQ20131010962
公開日2013年7月24日 申請日期2013年3月29日 優先權日2013年3月29日
發明者蔣興宇, 姜博, 鄭文富, 張偉 申請人:國家納米科學中心