Organ-on-a-chip
Brain-on-a-chipEdit
Brain-on-a-chipデバイスは、1）培養生存率の向上、2）ハイスループットスクリーニングのサポート、3）in vitro/ex vivoでの臓器レベルの生理学と疾患のモデリング、4）マイクロ流体デバイスの高精度と調整性の追加によって、神経科学とマイクロ流体との間のインターフェイスを作成する。 Brain-on-a-chipデバイスは、細胞培養方法論の面で複雑さの複数のレベルにまたがっています。 装置は従来の2D細胞培養からorganotypic頭脳の切れの形で3Dティッシュに及ぶプラットホームを使用してなされました。
organotypic brain slicesEditの概要
Organotypic brain slicesは、in vitroモデルであり、in vivo生理学を複製し、スループットと光学的利益を高め、マイクロ流体デバイスとよくペアリングします。 脳スライスは、組織構造が保存され、多細胞相互作用が依然として起こり得るという点で、初代細胞培養よりも利点がある。 切片は鋭敏に（切片の収穫の後の6時間以下）使用されるか、またはより遅い実験使用のために培養することができるので、使用に柔軟性がある。 器官型の脳スライスは数週間生存率を維持できるため、長期的な効果を研究することができます。 スライスベースのシステムはまた、神経病理学的転帰と疾患を相関させるための適切なプラットフォーム作り、細胞外環境の正確な制御と実験的アクセ およそ10から20の切れが単一の頭脳から得ることができるので動物の使用法はin vivoの調査と比較してかなり減ります。 器官型の脳切片は、複数の動物種（例えばラット）から抽出および培養することができるが、ヒトからも抽出および培養することができる。
ApplicationsEdit
マイクロ流体デバイスは、培養生存率を向上させるために有機型スライスとペアにされています。 有機型脳スライス（厚さ約300ミクロン）を培養するための標準的な手順は、空気-媒体界面を作成するために半多孔質膜を使用していますが、この技術は、栄養素と溶存ガスの拡散制限をもたらします。 マイクロ流体システムは、これらの必要な栄養素およびガスの層流を導入するので、輸送が改善され、より高い組織生存率を達成することができる。 標準的なスライスを実行可能に保つことに加えて、brain-on-a-chipプラットフォームは、厚さによる重要な輸送障壁にもかかわらず、より厚い脳スライス（約700ミクロン）の培養を成功させることを可能にした。 厚いスライスは、よりネイティブな組織アーキテクチャを保持するように、これは、細胞の生存率を犠牲にすることなく、より多くの”in vivoのような”特性を マイクロ流体デバイスは、脳を対象とした新しい治療法の開発につながる、2Dとスライス培養の両方でハイスループットスクリーニングと毒物学的評価をサポートしています。 一つのデバイスは、多形神経膠芽腫（人間の脳腫瘍の最も一般的な形態）で組み合わせて薬ピタバスタチンとイリノテカンをスクリーニングすることが これらのスクリーニングアプローチは、脳を治療する際に克服すべき薬物の重要なハードルである血液脳関門（BBB）のモデリングと組み合わされており、この関門を越えた薬物の有効性をin vitroで研究することができる。 マイクロ流体の調査が薬剤の塗布の集中させたmicroperfusionのための方法を作る高い地域精密の染料を渡すのに使用されていました。 マイクロ流体デバイスは光学的アクセス性で設計できるため、特定の領域または個々の細胞における形態およびプロセスの可視化も可能になります。 Brain-on-a-chipシステムは、従来の2Dおよび3D細胞培養技術よりも、アルツハイマー病、パーキンソン病、多発性硬化症などの神経疾患における臓器レベルの生理をより正確にモデル化することができます。 インビボ状態を示す方法でこれらの疾患をモデル化する能力は、治療法および治療法の翻訳に不可欠である。 さらに、brain-on-a-chipデバイスは、脳組織切片における癌のバイオマーカー検出などの医療診断に使用されてきた。
LimitationsEdit
Brain-on-a-chipデバイスは、小さなチャネルを流れるために細胞や組織にせん断応力を引き起こす可能性があり、細胞損傷を引き起こす可能性があります。 これらの小さいチャネルはまた流れを破壊し、可能性としては細胞への損害を与えることができる気泡の捕獲への感受性をもたらします。 ブレイン-オン-チップ-デバイスにおけるPDMS（ポリジメチルシロキサン）の広範な使用には、いくつかの欠点がある。 PDMSは安価で可鍛性で透明ですが、タンパク質や小分子はそれによって吸収され、後に制御されていない速度でリーチすることができます。
Lung-on-a-chipEdit
Lung-on-a-chipsは、既存のin vitro肺胞-毛細血管インターフェイスモデルの生理学的関連性を改善するために設計されています。 このような多機能マイクロデバイスは、ヒト肺胞-毛細管界面（すなわち、生きている肺の基本的な機能単位）の主要な構造的、機能的および機械的特性を
ハーバード大学のWyss Institute for Biologically Inspired EngineeringのDongeun Huhは、PDMSで作られた薄い（10μ m）多孔性の可撓性膜で分離された二つの密接に配置されたマイクロチャネルを含むシステ このデバイスは主に三つのマイクロ流体チャネルを含み、中央のものだけが多孔質膜を保持する。 培養細胞は膜の両側に増殖させた：一方の側にヒト肺胞上皮細胞、他方の側にヒト肺微小血管内皮細胞。
チャネルの区画化は、細胞および栄養素を上皮の頂端表面に送達する流体としての空気の流れを容易にするだけでなく、中間チャネルと側チャネルの間に圧力差が存在することを可能にする。 ヒトの呼吸周期における正常な吸気中に、胸腔内圧が低下し、肺胞の拡張を誘発する。 空気が肺に引き込まれると、肺胞上皮および毛細血管内の結合した内皮が引き伸ばされる。 真空が側面チャネルに接続されるので、圧力の減少により中間チャネルは拡大し、従って多孔性の膜および続いて、全体の肺胞毛管インターフェイスを 膜の延伸の背後にある圧力駆動動的運動は、また、（約10％で評価）周期的な機械的歪みとして記述され、大幅にこのデバイスの静的バージョンと比較した場合、多孔質膜を横切ってナノ粒子の転座の速度を増加させ、トランスウェル培養システムに。デバイスの生物学的精度を完全に検証するためには、その臓器全体の応答を評価する必要があります。
デバイスの生物学的精度を完全に検証す この例では、研究者は細胞に傷害を与えた：
- 肺の炎症
肺の炎症反応は、多段階の戦略を伴うが、上皮細胞の産生の増加とサイトカインの早期応答放出と並んで、インターフェイスは白血球接着分子の数の増加を受けるべきである。 Ｈｕｈａの実験では，強力な炎症促進メディエーターを含む培地を導入することによって肺の炎症をシミュレートした。 傷害が引き起こされたわずか数時間後に、環状ひずみに供されたマイクロ流体デバイス内の細胞は、前述の生物学的応答に従って反応した。
- 肺感染症
生きている大腸菌細菌は、システムが細菌性肺感染に対する生来の細胞応答を模倣することさえできる方法を実証するために使 細菌は肺胞上皮の頂端表面に導入された。 数時間以内に，好中球が肺胞コンパートメント内に検出され，多孔質膜が細菌を貪食した血管マイクロチャネルから移行したことを意味した。
さらに、研究者は、このlung-on-a-chipシステムの潜在的な価値が毒性学の応用に役立つと考えています。 ナノ粒子に対する肺応答を調査することにより、研究者は、特定の環境における健康リスクについての詳細を学び、以前に単純化されすぎたin vitroモデ マイクロ流体肺オンチップは、より正確に生きている人間の肺の機械的特性を再現することができるので、その生理学的応答はTranswell培養システムより それにもかかわらず、公開された研究では、lung-on-a-chipの応答がまだネイティブの肺胞上皮細胞の応答を完全に再現していないことが認められています。
Heart-on-a-chipEdit
in vivo心臓組織環境を複製するための過去の努力は、収縮性および電気生理学的応答を模倣する際の困難のために挑戦的であるこ このような特徴は、in vitro実験の精度を大幅に向上させるであろう。
マイクロ流体は、心拍数を制御する電気インパルスを生成する心筋細胞のin vitro実験にすでに貢献しています。 例えば、研究者は、電気化学的および光学的に心筋細胞の代謝を監視するツールとして、センサーと刺激電極と整列したPDMSマイクロチャンバーの配列を構築し 別のlab-on-a-chipは、同様に、単一の成体マウス心筋細胞からの細胞外電位を測定するために、この時間は、平面微小電極とPDMSのマイクロ流体ネットワークを組
heart-on-a-chipの報告されたデザインは、”層流心筋の階層的な組織アーキテクチャを複製する構築物における構造と機能の関係を測定する効率的な手段”を構築したと主張している。”このチップは、心臓組織および遺伝子発現プロファイル（形状および細胞構造の変形によって影響を受ける）で作られた収縮装置における筋細胞のア このハート-オン-ア-チップはバイオハイブリッド構造であり、設計された異方性心室心筋はエラストマー薄膜である。
この特定のマイクロ流体デバイスの設計および製造プロセスは、まず、基板の所望の形状を輪郭を描くように、ガラス表面の縁をテープ（または任意の 次に、ＰＮＩＰＡのスピンコート層を塗布する。 その溶解後、保護フィルムは剥離され、その結果、ＰＮＩＰＡの自立体が得られる。 最後のステップはカバースリップおよび治癒上のPDMSの保護表面の回転のコーティングを含みます。 筋肉薄膜（MTF）は、心筋単分子層がPDMSの薄い柔軟な基板上に設計されることを可能にする。 適切に2D細胞培養をシードするために、マイクロコンタクト印刷技術は、PDMS表面上のフィブロネクチン”レンガの壁”パターンをレイアウトするために使 心室筋細胞を官能化基質上に播種すると，フィブロネクチンパターンはそれらを配向させて異方性単分子層を生成した。
長方形の歯を持つ二つの列に薄膜を切断し、その後の浴中のデバイス全体を配置した後、電極はフィールド刺激を介して筋細胞の収縮を刺激し、MTF 研究者らは、収縮サイクル中の組織ストレスとMTFストリップの曲率半径との間の相関関係を開発し、実証されたチップを”ストレス、電気生理学および細胞アーキテクチャの定量化のためのプラットフォーム”として検証した。”
Kidney-on-a-chipEdit
腎細胞およびネフロンは、すでにマイクロ流体デバイスによってシミュレートされている。 「このような細胞培養は、細胞および器官の機能に関する新しい洞察をもたらし、薬物スクリーニングに使用することができる」。 Kidney-on-a-chipデバイスは、失われた腎機能の人工的な置換を含む研究を加速する可能性を秘めています。 今日では、透析患者は週に三回まで診療所に行く必要があります。 より運搬可能でアクセス可能な治療形態は、（治療の頻度を増加させることによって）患者の全体的な健康を増加させるだけでなく、プロセス全体がよ 人工腎臓の研究は革新的な訓練によって装置に輸送性、wearabilityおよび多分注入の機能を持って来るように努力しています: マイクロ流体、小型化およびナノテクノロジー。
Nephron-on-a-chipEdit
ネフロンは腎臓の機能単位であり、糸球体と管状成分から構成されています。 MITの研究者は、ネフロンの糸球体、近位の複雑な尿細管およびヘンレのループの機能を複製する生物人工装置を設計したと主張している。
デバイスの各部分は、一般的に膜によって分離された二つの微細加工層からなる、そのユニークなデザインを持っています。 マイクロ流体装置への唯一の入口は入る血液サンプルのために設計されている。 ネフロンの糸球体セクションでは、膜は内皮、基底膜および上皮のpodocytesによって構成される毛管細胞の壁を通してある特定の血の粒子を可能にします。 ボウマンの空間に毛細血管の血液から濾過された流体は、濾液または一次尿と呼ばれています。
尿細管では、いくつかの物質が尿形成の一部として濾液に添加され、いくつかの物質が濾液から再吸収されて血液に戻される。 これらの尿細管の最初のセグメントは、近位の複雑な尿細管である。 これは、栄養上重要な物質のほぼ完全な吸収が起こる場所です。 この装置では、この部分は単に直線チャネルであるが、濾液に行く血液粒子は、前述の膜および腎近位尿細管細胞の層を横断しなければならない。 尿細管の第二のセグメントは、尿からの水およびイオンの再吸収が起こるヘンレのループである。 装置の輪になるチャネルはHenleのループの向流のメカニズムを模倣するように努力する。 同様に、Henleのループは、各細胞型が異なる輸送特性および特性を有するため、多数の異なる細胞型を必要とする。 これらには、下行肢細胞、薄い上行肢細胞、厚い上行肢細胞、皮質収集管細胞および髄質収集管細胞が含まれる。
生理学的ネフロンの完全な濾過および再吸収挙動のマイクロ流体デバイスのシミュレーションを検証するための一歩は、血液と濾液との間の輸送特性が、それらがどこで発生し、膜によって何が入れられているかに関して同一であることを実証することを含む。 例えば、水の受動的輸送の大部分は、近位尿細管および下行の薄い肢で起こり、またはＮａｃｌの能動的輸送は、主に近位尿細管および厚い上行肢で起こる。 装置の設計要件は糸球体のろ過分率が15-20%の間で変わるように要求するか、または近位複雑な尿細管のろ過再吸収は65-70%の間で変わり、最終的に尿の尿素の集中(装置の2つの出口の1つで集められる)は200-400のmMの間で変わるように要求する。
ある最近のレポートは受動の拡散の機能を確立するヒドロゲルのマイクロ流体装置のbiomimicネフロンを説明する。 ネフロンの複雑な生理学的機能は、血管と細管との間の相互作用（両方とも中空チャネルである）に基づいて達成される。 しかし、従来の実験技術では、3Dで発生する実際の生理学を再現する能力がないペトリ皿のような2D構造に焦点を当てていたため、3Dヒドロゲル内に機能性、細胞ライニング、灌流可能なマイクロチャネルを作製する新しい方法を開発しました。 血管内皮細胞および腎上皮細胞は、ヒドロゲルマイクロチャネル内で培養され、それぞれ血管および細管を模倣するために細胞被覆を形成する。 彼らは共焦点顕微鏡を用いて、ヒドロゲル中の血管と細管の間の一つの小さな有機分子（通常は薬物）の受動的拡散を調べた。 この研究は、再生医療と薬物スクリーニングのための腎生理学を模倣する有益な可能性を示しています。
Vessel-on-a-chipEdit
心血管疾患は、しばしば小血管の構造および機能の変化によって引き起こされる。 例えば、自己報告された高血圧の割合は、その割合が増加していることを示唆している、と国民健康栄養検査調査からの2003年の報告書は述べている。 動脈の生物学的応答をシミュレートするマイクロ流体プラットフォームは、薬物開発試験を通じてより頻繁に発生する臓器ベースのスクリーンを有効にするだけでなく、小動脈の病理学的変化の背後にある根本的なメカニズムの包括的な理解をもたらし、より良い治療戦略を開発することができませんでした。 トロント大学のAxel Guntherは、このようなMEMSベースのデバイスは、臨床環境（個別化医療）における患者の微小血管状態の評価に潜在的に役立つと主張している。
孤立した抵抗性血管（細動脈および直径が30μ mから300μ mの間で変化する小動脈）の固有の特性を調べるために使用される従来の方法には、圧力筋 しかしながら、そのような方法は、現在、手動で熟練した人員を必要とし、拡張可能ではない。 Artery-on-a-chipは、スケーラブルで安価で、おそらく製造時に自動化されるプラットフォームにarteryを収容することによって、これらの制限のいくつかを克服するこ
臓器ベースのマイクロ流体プラットフォームは、脆弱な血管を固定することができるlab-on-a-chipとして開発され、抵抗動脈機能不全の決定要因を研究す
動脈微小環境は、周囲の温度、経壁圧、および管腔によって特徴付けられる&abluminal薬物濃度。 微小環境からの複数の入力は、それぞれ、血管の外側および管腔壁を並べる平滑筋細胞（SMCs）および内皮細胞（ECs）上の機械的または化学的刺激の広い範囲 従ってEndothelial細胞はvasoconstrictionおよびvasodilator要因を解放するために責任があり、調子を変更します。 血管緊張は、その最大直径に対する血管内の収縮の程度として定義される。 病原性の概念は現在この微小環境への微妙な変更が幹線調子に対する顕著な効果をもたらし、厳しく周辺管の抵抗を変えることができることを この設計の背後にあるエンジニアは、特定の強さは、ミオグラフィーのプロトコルは、その設計のおかげで、唯一の均一な微小環境を確立しているのに対し、微小環境内で見つかった不均一な時空間的な影響を制御し、シミュレートする能力にあると考えています。 彼らは、フェニレフリンを外壁にスーパーフュージョンを提供する二つのチャネルのうちの一つだけを介して送達することによって、薬物対向側が薬物対向側よりもはるかに収縮することを証明した。
artery-on-a-chipは、サンプルの可逆的移植のために設計されています。 装置はマイクロチャネルネットワーク、動脈のローディング区域および別の動脈の点検区域を含んでいる。 動脈の区分に荷を積むために使用されるマイクロチャネルがあり生物的ティッシュの毛管ベッドに動脈血の栄養配達のプロセスを複製するのに 別の一対のマイクロチャネルは、動脈セグメントの両端を固定するのに役立つ。 最後に、最後の組のmicrochannelsがabluminal壁上の一定した支える媒体を渡すことによって器官の生理学的な、新陳代謝の活動を維持するためにsuperfusionの流動度を提供する チップには熱電ヒータとサーモレジスターが接続されており、動脈検査領域で生理的な温度を維持しています。
検査ゾーンに組織サンプルをロードして固定するプロトコルは、このアプローチが臓器全体の機能をどのように認識するかを理解するのに役立ちます。 組織セグメントを負荷ウェルに浸漬した後、負荷プロセスは、負荷チャネルの遠端で一定の流量の緩衝液を引き出すシリンジによって駆動される。 これにより、動脈が専用の位置に向かって輸送される。 これは閉鎖した固定およびsuperfusionのin/outletラインとされる。 ポンプを停止した後、サブ大気圧は、固定チャネルのいずれかを介して適用されます。 次いで、負荷を十分に密閉した後、第二の固定チャネルは、大気圧以下の圧力に供される。 今度は動脈は点検区域で対称的に確立され、transmural圧力は区分によって感じられる。 残りのチャネルは開き、一定した散水およびsuperfusionは別のスポイトポンプを使用して調節される。
血管オンチップは、多くの病気のプロセスを研究するために適用されています。 例えば、Alireza Mashaghiと彼の同僚は、ウイルスによる血管完全性の喪失を伴うウイルス出血症候群を研究するモデルを開発した。 モデルは、エボラウイルス疾患を研究し、抗エボラ薬を研究するために使用されました。
Skin-on-a-chipEdit
人間の皮膚は、多くの病原体に対する最初の防衛線であり、それ自体が癌や炎症などの様々な病気や問題の対象となる可能性があります。 このように、スキン-オン-チップ（SoC）アプリケーションには、局所医薬品や化粧品のテスト、皮膚疾患や炎症の病理学の研究、病原体の存在を示す可能性のある抗原や抗体の存在をテストするための”非侵襲的な自動細胞アッセイの作成”が含まれます。 潜在的な適用の多種多様にもかかわらず、肺および腎臓のような他の多くの器官破片と比較される皮破片の開発に比較的少し研究は、行きました。 マイクロチャネルからのコラーゲン足場の剥離、不完全な細胞分化、およびデバイス製造のためのポリ（ジメチシロキサン）（PDMS）の優勢な使用などの問題は、生物学的試料に化学物質を浸出させることが示されており、プラットフォームの標準化によって大量生産することはできない。 追加の難しさの1つは、スキンオンチップデバイスで使用される細胞培養足場、または細胞を培養するための基本物質の変動性である。 人体では、この物質は細胞外マトリックスとして知られています。
細胞外マトリックス（ECM）は、主にコラーゲンで構成されており、様々なコラーゲンベースの足場は、SoCモデルでテストされています。 コラーゲンは、線維芽細胞の収縮のために培養中にマイクロ流体骨格から剥離する傾向がある。 ある研究では、豚の皮膚、ラットの尾、アヒルの足の三つの異なる動物源からのコラーゲン足場の品質を比較することによって、この問題に対処しようと 他の研究はまた、完全な皮膚分化のプロセスが数週間かかることを考慮すると、問題のあることができる収縮による剥離の問題に直面した。 収縮の問題は、コラーゲン足場を収縮しなかったフィブリンベースの皮膚マトリックスに置き換えることによって回避された。 より大きな分化と細胞層の形成は、従来の静的培養と比較して、マイクロ流体培養においても報告され、動的灌流による改善された細胞-細胞および細胞-マトリックス相互作用の以前の知見と一致し、または連続培地の流れからの圧力による間質空間を介した透過の増加と一致した。 この改良された分化および成長は、流体の流れによるマイクロチャネルに沿った圧力勾配によって生成されるせん断応力の産物であり、培地に直接隣接していない細胞への栄養供給を改善する可能性があると考えられている。 従来の皮膚同等物で使用される静的培養では、細胞は拡散を通してのみ培地中の栄養素を受け取るが、動的灌流は間質空間または細胞間の隙間を通 この灌流はまた層のcorneum、皮の表面層の浸透へ主要な障壁である表皮の堅い外の層の堅い接続点の形成を改善するために示されました。
動的灌流はまた、予想寿命を数週間延長したマイクロ流体プラットフォームに市販の皮膚同等物を配置することによって実証された細胞生存率を向上させる可能性がある。 この初期の研究はまた、皮膚同等のモデルにおける毛包の重要性を示した。 毛小胞は項目クリーム状になるためのsubcutaneous層への第一次ルートであり、皮、最近の調査が頻繁に説明しなかった特徴の表面に加えられる他の物質。
ある研究では、表皮、真皮、内皮層の三つの層からなるSoCを多孔質膜で分離し、浮腫、細胞外液の蓄積による腫脹、感染または傷害に対する共通の応答、細胞修復のための不可欠なステップを研究した。 抗炎症特性を有するステロイドクリームであるＤｅｘの前適用は，Ｓｏｃにおけるこの腫脹を減少させることが実証された。