Abstract
Quantificare caratteristiche di flusso respiratorio nelle profondità acinar polmonari e come influenzano il trasporto di aerosol per via inalatoria è critico verso l'ottimizzazione delle tecniche di inalazione droga, così come la previsione modelli di deposizione di particelle in aria potenzialmente tossici negli alveoli polmonari. Qui, le tecniche di soft-litografia vengono utilizzati per fabbricare strutture delle vie aeree acinar simili complessi ai veritiere anatomici lunghezza scale che riproducono fenomeni di flusso acinare fisiologici in un sistema otticamente accessibile. Il dispositivo di microfluidica dispone di 5 generazioni di biforcano condotti alveolati con periodicamente in espansione e le pareti contraenti. azionamento parete è ottenuta modificando la pressione all'interno di camere piene d'acqua che circondano le sottili pareti del canale PDMS acinose sia dai lati e la parte superiore del dispositivo. In contrasto con dispositivi microfluidici multistrato comuni, dove è richiesta la sovrapposizione di diversi PDMS stampi, un metodo semplice è presentato per fabbricare la parte superiorecamera incorporando la sezione canna di una siringa nello stampo PDMS. Questo romanzo impostazione microfluidica garantisce movimenti respiratori fisiologici che a loro volta danno origine a caratteristici acinar flussi d'aria. Nel corso di studio, micro particelle immagine velocimetria (μPIV) con liquidi in sospensione particelle è stato utilizzato per quantificare tale aria flussi sulla base di corrispondenza similitudine idrodinamica. Il buon accordo tra μPIV risultati e fenomeni di flusso acinare attesi suggeriscono che la piattaforma microfluidica può servire in un prossimo futuro, come un interessante strumento in vitro per studiare il trasporto di particelle rappresentante direttamente in volo e la deposizione nelle regioni acinari dei polmoni.
Introduction
Una quantificazione dettagliata delle dinamiche di flusso respiratorio nel distale, regioni alveolati dei polmoni è di primaria importanza per comprendere il flusso d'aria di miscelazione in acini polmonare e predire il destino di aerosol per via inalatoria nel più profondo vie aeree 1-3. Quest'ultimo aspetto è di particolare importanza quando si affronta un lato i rischi di particelle inquinanti inalate o viceversa nel cercare nuove strategie per una migliore e mirata drug delivery di terapie per via inalatoria a siti localizzati polmone 4, 5 e per la consegna sistemica.
Fino ad oggi, i flussi respiratori nelle regioni profonde acinari polmonari sono stati generalmente indagato in silico utilizzando fluidodinamica computazionale (CFD) o in alternativa in vitro con modelli sperimentali in scala-up seguenti corrispondenza similitudine idrodinamica. Negli ultimi decenni, i metodi CFD sono stati sempre applicati per studiare i fenomeni di flusso acinare, da single modelli alveolari 6, 7 e alveolati condotti 8-12 al più elaborato modelli in silico che cattura anatomicamente-realistica strutture ad albero acinare con più generazioni di dotti alveolati e fino a diverse centinaia di singoli alveoli 13-15.
Insieme, gli sforzi numerici sono stati fondamentale nel mettere in luce il ruolo e l'influenza del movimento della parete durante i movimenti di respirazione sul conseguente modelli acinare flusso d'aria. In assenza di movimento respirazione, statico alveoli funzione ricircolo scorre in loro cavità che presentano alcuno scambio convettivo di aria tra il condotto acinose e l'alveolo 6, 7; in altre parole, flussi alveolari sarebbero completamente isolate dai flussi tra gli alberi acinose e scambio dell'aria comporterebbe esclusivamente da meccanismi diffusivi. Con l'esistenza di espansioni cicliche del dominio alveolari, tuttavia, topologie flusso alveolari sono drasticamente modificati e la resulting modelli di flusso all'interno alveoli sono intimamente legati alla posizione di un alveolo lungo l'albero acinose (ad es., prossimale vs. generazioni distali).
In particolare, è stato ipotizzato nelle simulazioni che i modelli di flusso alveolari sono fortemente influenzate dal rapporto tra alveolare duttale portate tali che generazioni prossimale dell'albero acinari polmonare, dove tale rapporto è relativamente grande seguente conservazione della massa attraverso una struttura ad albero, caratteristica ricircolo complesso scorre all'interno delle cavità alveolari con pathlines fluido irreversibili. Con ogni generazione acinare più profondo, il rapporto tra alveolare portate duttale diminuisce gradualmente in modo che le generazioni acinar distali presentano linee di corrente più radiali simili che ricordano inflazioni semplici e deflazione di un palloncino. Con i progressi nelle moderne tecniche di imaging, i dati di imaging del polmone 16, 17 dei roditori, tra ratto e nel topo, hanno dato origine ad alcuni dei primi simul CFDzioni di flussi acinar anatomicamente-ricostruiti in alveoli ricostruiti. Nonostante tali progressi promettenti, questi studi recenti sono ancora limitati ad affrontare fenomeni di flusso d'aria in sacchi alveolari terminali solo il 18, 19 o pochi alveoli che circondano un unico condotto 20. Di conseguenza, state-of-the-art indagini su fenomeni di flusso respiratorio nei acini rimangono dominate da studi incentrati sulla generici geometrie anatomicamente ispirazione dell'ambiente acinare 2.
Sul lato sperimentale, varie configurazioni caratterizzano una via aerea con uno o più alveoli sono stati sviluppati negli anni 21-24. Tuttavia, non esiste un modello sperimentale di biforcano vie aeree alveolati che sono in grado di mimare la respirazione fisiologica da espandendosi e contraendosi in modo respirazione simile. Data una mancanza di piattaforme sperimentali interessanti a portata di mano, lo studio dei fenomeni di trasporto acinari rimane limitata per quanto riguarda validating studi computazionali e criticamente, ci rimane una carenza di dati sperimentali disponibili. . Negli ultimi anni, Ma et al (2009) hanno costruito un modello rigido parete scala ingrandita di un acinus costituito da tre generazioni acinose; Tuttavia, la mancanza di movimento della parete in questo modello limitato la sua capacità di catturare realistiche schemi di flusso alveolare in condizioni di respirazione.
Altri esperimenti in scala-up, tra cui un modello a parete in movimento sulla base di dati anatomici in ghisa replica sono stati recentemente introdotti 25; tuttavia, dal momento che il modello catturato solo le ultime due generazioni acinar (es., sacche terminali), non è riuscito a catturare i flussi di ricircolo complesse che caratterizzano le generazioni acinari più prossimale. Questi ultimi esempi di esperimenti in scala-up sottolineano ulteriormente le limitazioni in corso con tali approcci. Specificamente, nessun esperimento esistente è finora dimostrato la transizione ipotizzato dal ricircolo di radiale scorre lungoacini e, quindi, confermano le previsioni numeriche di topologie di flusso ipotizzate ad esistere in veri e propri alberi acinar polmonari 7, 15. Forse ancora più critica, esperimenti in scala-up sono estremamente limitate nelle indagini inalato particelle di trasporto e deposito dinamiche 26 a causa di difficoltà di corrispondenza tutto non rilevante parametri -dimensionale (ad es., la diffusione delle particelle, un meccanismo di trasporto critico per particelle sub-micron, è completamente trascurata).
Con sfide sperimentali in corso, nuove piattaforme sperimentali che consentono indagini respiratorio flussi d'aria e le dinamiche delle particelle in pareti mobili complesse sono ricercati reti acinar. Qui, un anatomicamente ispirazione nel modello acinare vitro è introdotto. Questo acinare polmonare microfluidica imita piattaforma fluisce direttamente alla scala rappresentante acinare, e amplia la crescente gamma di modelli microfluidica polmonari 27, tra cui bronchiale liquido plug-floWS 28-30 e la barriera alveolo-capillare 31.
Vale a dire, la presente disegno presenta un albero vie aeree alveolato cinque generazione semplificata con ciclicamente espansione e contrazione pareti, dove movimenti ciclici sono conseguiti dalla pressione di controllo all'interno di una camera di acqua che circonda le pareti laterali PDMS sottili e dove la parete superiore è deformata da un ulteriore acqua camera seduto direttamente sopra la struttura acinare. A differenza dei dispositivi microfluidici multistrato comuni, tale camera viene semplicemente formata incorporando la sezione canna di una siringa all'interno del dispositivo PDMS, e non richiede la preparazione di uno stampo PDMS aggiuntivo.
L'approccio miniaturizzato qui presentata offre un mezzo semplice e versatile per la riproduzione di strutture acinar complesse con pareti in movimento rispetto ai modelli in scala-up durante la cattura le caratteristiche di fondo dell'ambiente flusso acinare. Questa piattaforma può essere utilizzata per flow visualizzazione utilizzando particelle fluide in sospensione all'interno delle vie aeree (vedi Rappresentante dei risultati qui sotto). Nel prossimo futuro, il modello verrà utilizzato con particelle in aria per lo studio delle dinamiche delle particelle acinar per via inalatoria.
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Protocol
1. Maestro Fabrication
- Utilizzare profondo etching ioni reattivi (DRIE) di silicio su isolante (SOI) fetta per fabbricare un wafer di silicio maestro come descritto in lavori precedenti 32, 33.
NOTA: DRIE si preferisce SU-8 micromachining di serie a causa delle caratteristiche di elevato rapporto di aspetto (40 micron di larghezza e 90 micron trincee profonde).
2. Fusione e di tenuta del dispositivo a microfluidi
- Mescolare PDMS e catalizzatore in un rapporto di 10: 1 peso all'interno di un piccolo contenitore pulito, come un piatto di plastica di peso.
- Degassare la miscela in un essiccatore sotto vuoto fino a quando tutte le bolle d'aria vengono rimosse.
NOTA: Preparare un numero sufficiente PDMS per tutte le fasi successive. Qui di seguito, l'acronimo "PDMS" si riferisce sempre alle degassati 10: 1 PDMS: miscela indurimento-agent, che è stata preparata in passi 2.1 e 2.2. - Versare il miscuglio-degasata ad una altezza di circa 1 mm sopra il master wafer. Degas, ancora una volta per almeno40 min per rimuovere tutte le bolle d'aria sopra il wafer e minimizzare le bolle sotto il wafer.
NOTA: Assicurarsi che il wafer sia il più vicino possibile al fondo della piastra. Se necessario premere il wafer delicatamente verso il basso con 2 bastoni di agitazione e Degas, ancora una volta. - Cuocere in forno a 65 ° C per 20 minuti in un forno a convezione naturale.
NOTA: Dopo 20 minuti il PDMS è indurito e quasi completamente guarito. Mentre un tempo di cottura più lunga è possibile cottura per 20 min risparmiare tempo e migliora l'aderenza del secondo strato PDMS (vedi sotto) per il primo. - File la sezione canna di una plastica siringa da 2 ml utilizzando una carta abrasiva fine per migliorare l'aderenza al PDMS. Inoltre, utilizzare la carta vetrata per appiattire la base del corpo della siringa posizionando la carta abrasiva su una superficie piana e scorrimento della base del corpo della siringa su di esso. Pulire la siringa con aria pressurizzata.
- Posizionare la sezione cilindro della siringa sopra il primo strato PDMS con laapertura rge affacciata alla superficie delle PDMS, e versare un secondo strato di PDMS sopra il primo ad un'altezza di ~ 5 mm e degassare la PDMS nuovamente in un essiccatore.
NOTA: Il secondo strato PDMS deve essere versato dal piccolo contenitore attorno alla canna, e non deve entrare in esso. - Cuocere la intera configurazione a 65 ° C per almeno 2 ore in un forno a convezione naturale.
NOTA: Non è necessario tenere la canna in posizione durante i processi di polimerizzazione in quanto il peso dei PDMS premendo contro la base larga della canna tiene saldamente la canna in posizione. - Tagliare lo stampo PDMS intorno alla regione fantasia del wafer master utilizzando un bisturi. Durante il taglio, il bisturi dovrebbe debolmente toccare la superficie del wafer. Quindi, inserire delicatamente uno strumento sottile, come pinze wafer nella tacca creato dal bisturi, e staccare il PDMS espressi dal master wafer.
- Posizionare il cast su una superficie morbida coperta con un foglio di alluminio con il lato modellatorivolta verso l'alto (cioè., la canna dovrebbe appendere dal bordo del tavolo), e un buco nel PDMS all'ingresso ingresso e camera di canale utilizzando una biopsia del punzone 1 mm.
- Coat un vetrino pulito con un (degassificati) 10: 1 PDMS: miscela indurimento-agente utilizzando un dispositivo a induzione rotazione programmata a 3.000 rpm per 30 secondi, e cuocere per> 1 ora a 65 ° C. Quindi, pulire la diapositiva e PDMS gettato utilizzando nastro adesivo trasparente.
- Trattare la superficie dello stampo e PDMS rivestita vetrino PDMS con O 2 al plasma (per esempio, utilizzando un portatile corona treater) per 1 min, e quindi premere delicatamente le superfici insieme e cuocere in forno a 65 ° C per una notte (O / N) .
3. riempimento del dispositivo e di azionamento
- Mescolare particelle di polistirene fluorescenti acqua in sospensione con acqua e glicerolo in una fiala di vetro per ottenere un (v / v) miscela di glicerolo / acqua 64/36 con 0,25% (w / w) particelle ..
- Mettere una goccia della soluzione di glicerolo sopra l'entrata del canale e una goccia di DI water sull'ingresso camera, quindi posizionare l'apparecchio in un essiccatore e vuoto per ~ 5 min.
NOTA: Prima di rilasciare il vuoto attesa per le bolle che si formano nelle gocce di soluzione di glicerolo e acqua deionizzata al pop. Al momento del rilascio del vuoto i liquidi vengano risucchiati i vuoti all'interno del dispositivo. Se l'aria residua rimane all'interno dei canali, eliminarla applicando pressione esterna sui fluidi (ad es., Usando una siringa) e consentendo all'aria di diffondere nel PDMS. - Iniettare ~ 2 ml di acqua deionizzata nella camera superiore (cioè, il corpo della siringa, Fig. 2b) finché non è completamente riempito di acqua. Poi coprire la camera superiore con un 19 calibro punta smussata della siringa, tagliare la punta di un altro 19 a scartamento smussato punta della siringa e inserire questo suggerimento per l'ingresso camera laterale. Collegare entrambe le punte siringa ad una siringa da 1 ml con sottili tubi in Teflon e un connettore a forma di T.
NOTA: Assicurarsi che la siringa da 1 ml, tubi in Teflon, connettore a T e camera superiore (siringa da 2 ml barrEL) sono tutti pieni di acqua senza bolle. Ciò può essere ottenuto aprendo punti di connessione, spingendo l'acqua attraverso sezioni vuote di tubi e ricollegare i punti di collegamento. - Collegare la siringa da 1 ml di una pompa a siringa pre-programmati per simulare, ad esempio una tranquilla ciclo di respirazione di marea (con un periodo di T = 4 sec) costruito con rampe lineari, vale a dire, da zero a 1,8 ml / min in 1 sec, da 1,8 ml / min a -1.8 ml / min a 2 sec e da -1.8 ml / min torna a zero in 1 sec.
4. Flusso di visualizzazione Esperimenti: Micro-Particle Image Velocimetry (μPIV)
- Mentre il dispositivo viene azionato, ottenere una serie di 9 - 12, immagini doppio telaio ad aggancio di fase del flusso di particelle testa di serie usando un sistema (μPIV) micro-particelle immagine velocimetry costituito ad esempio da un doppio CCD esposizione frame-multipla fotocamera (ad es., 1.600 × 1.200 pixel per ottenere una risoluzione sufficiente), un doppio pulsato laser Nd-YAG (Lunghezza d'onda: 532 nm, energia di uscita: 400 mJ, durata dell'impulso: 4 nsec), e un microscopio invertito.
NOTA: Tale sistema è in grado di ottenere coppie telaio con un ritardo di fino a pochi microsecondi tra il primo e secondo telaio. Per ottenere immagini doppio telaio phase-locked, è utile acquisire una serie doppia cornice a es., 10 Hz (coppie telaio sono separati da 0.1 sec l'uno dall'altro). Poi, i dati possono essere riorganizzati in modo che tutte le coppie di frame che sono separati da un tempo di ciclo completo (qui T = 4 sec) formano una nuova serie temporale. Acquisizione immagine deve essere ripetuta più volte durante la modifica il tempo di ritardo tra il primo e il secondo telaio di ciascuna coppia fotogramma (es., 100 msec a 0,1 sec) per risolvere diverse regioni di flusso all'interno della cavità alveolare.
Nota: configurazioni alternative per quanto riguarda migliori combinazioni di sistemi di acquisizione di immagini (. Cioè, fotocamera) e illuminazione fonti (ad esempio, laser) a un'immagine cosìmicroflussi Sono disponibili anche 34, 35. - Utilizzare un algoritmo di somma di correlazione per calcolare mappe vettore velocità del campo di moto risultante phase-locked dalla serie di immagini per ogni intervallo di tempo utilizzato. Ripetere questa operazione più volte con diversi tempi di ritardo tra il primo e secondo telaio in ciascuna coppia cornice per risolvere diverse regioni di flusso all'interno della cavità alveolare. Successivamente, utilizzare un programma di analisi dei dati per cucire insieme le singole mappe di flusso in una mappa completa e dettagliata alta dei modelli di flusso facendo la media sovrapposti punti dati 33.
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Representative Results
Computer-aided design (CAD) e microscopio immagini della piattaforma acinare in vitro sono presentati in Fig. 1. Il modello biomimetico acinare dispone di cinque generazioni di ramificazione canali rettangolari piene di cavità cilindriche alveolari-simile (Fig. 1). Qui, le generazioni di modelli sono numerati da 1 generazione (per la generazione più prossimale) in generazione 5 (per la generazione più distale). Si noti che solo l'imbocco del canale che porta alla generazione 1 è aperta verso l'ambiente esterno mediante un'apertura nel PDMS. I 16 canali che partono dalla generazione 5 sono lasciati chiusi per aria (Fig. 1a). Modulando periodicamente la pressione dell'acqua all'interno delle camere, le pareti sottili che costituiscono le cavità alveolari e condotti sono ciclicamente deformati. Allo stesso tempo, il soffitto delle vie aeree è deformato verticalmente mediante una camera d'acqua supplementare posizionato sopra i condotti; per creare questa camera superiore in unmodo semplice senza preparazione di uno strato ulteriore microfluidica la canna di una siringa è stato sommerso all'interno del PDMS prima reticolazione. Ciò ha provocato uno strato PDMS di 1 mm circa separano i condotti alveolati e la camera dell'acqua superiore (vedi Fig. 2).
Le camere dell'acqua sono collegate ad una pompa a siringa programmato per ripetere una serie di portate linearmente a rampa per simulare un normale movimento scenario respiro corrente di un adulto umano medio con un tempo di ciclo di 4 sec (T). Ciò si traduce in una diminuzione periodica ed aumento di volume delle vie aeree; poiché le prese sono sigillati e solo l'ingresso è aperta verso l'ambiente, il fluido all'interno dei condotti viene inalato ed espirato dal dispositivo attraverso l'ingresso, in analogia a una respirazione naturale. Qui, i condotti delle vie aeree sono stati riempiti con una soluzione di glicerolo seminato con particelle fluorescenti (vedi Protocol) e micro particelle immagine velocimetria (μPIV) è stato utilizzato per mappare la resulti campi di flusso ng attraverso l'albero vie respiratorie 33.
La velocità ampiezza normalizzata (u x / u x, max) nella streamwise (es., Assiale) direzione attraverso la larghezza dei canali è mostrato in Fig. 3. I risultati sono presentati alla velocità inalazione picco per ciascuna delle 5 generazioni dispositivo, e rappresentano la proiezione 2D del flusso all'interno di una lastra sottile in prossimità del piano mediano condotto. Per confronto, la soluzione analitica del flusso laminare di stato stazionario per infinitamente lungo il canale 36 viene anche presentata in Fig. 3.
La figura 4 mostra snellire i modelli e grandezze di velocità all'interno di cavità alveolari al piano mediano delle vie aeree a picco inalazione. Figure 4a, B e C rappresentano generazioni acinar 1, 3 e 5, rispettivamente.
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Figura 1: Microfluidic Modello dell'Albero Network acinose (a) disegno CAD del dispositivo completo.. (B) Close-up istantanee della struttura ad albero acinare che mostra i canali, le camere e le pareti sottili che li separano. Frecce viola indicano le posizioni corrispondenti e -directions Y positive dei profili di flusso presentati in Fig. 3. Adattato con il permesso di rif. 33.
Figura 2:. CAD design del dispositivo a microfluidi (a) linee tratteggiate indicano i tubi che portano dalle camere laterali e superiore alla pompa a siringa tramite un connettore a forma di T. (B) lato tagliato attraverso il centro del dispositivo illustrante la posizione della siringa all'interno del getto PDMS. UNdapted con il permesso di rif. 33.
Figura 3: acinari flusso Velocities profili di velocità duttale normalizzate (u x / u x, max) estratti dal PIV lungo la larghezza del canale per generazioni 1 a 5 nelle posizioni illustrate in Fig.. 1; y = 0 coincide con la posizione punto centrale attraverso il canale e u x, max = 0,0104 m / sec corrisponde qui alla velocità di picco streamwise misurata in un dispositivo di generazione 1. misure PIV sono mostrati qui a picco inalazione (t = 0.6 sec) e la linea nera corrisponde al profilo di velocità analitico per strisciante flusso all'interno di un canale rettangolare con W d = 345 micrometri e <em> h = 92 micron. Adattato con il permesso di rif. 33.
Figura 4: Velocity grandezze e le corrispondenti modelli Streamline. I dati sono ottenuti da micro-PIV per una proiezione del flusso estratto al piano mediano di un alveolo situato a generazioni dispositivo 1, 3 e 5. campi di flusso sono mostrati inalazione approssimativamente al picco (t = 0,6 sec). grandezze Velocity vengono visualizzati su una scala logaritmica. Adattato con il permesso di rif. 33.
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Discussion
Una caratteristica fondamentale della piattaforma acinare microfluidica qui presentata è la sua capacità di riprodurre i movimenti di respirazione fisiologicamente-realistici che danno origine a profili di flusso fisiologico e velocità nei condotti acinar e all'interno di alveoli. Poiché i canali microfluidica sono prodotti con un rapporto relativamente basso aspetto (es., W d / h ≈ 3,9, dove w d è la larghezza del condotto ed h è l'altezza del condotto), i flussi misurati mostrano altre caratteristiche di flusso a tappo rispetto al i profili di flusso parabolici prevede che esisterebbero in canali circolari. Tuttavia, le velocità misurate sono ben all'interno della gamma fisiologica; si è trovato che la caratteristica numero di Reynolds adimensionale, confrontando inerziale a forze viscose, produce un massimo di circa 0,01 corrispondente a metà e regioni acinose distale, seguenti stime semi-empiriche 2.
content "> Qui, il numero di Reynolds è definito come Re = ¾ x, soluzione h / ν glicerolo max D, dove U x, max è la velocità media streamwise tutti i midplane condotto all'istante della portata massima, D h è il diametro idraulico del condotto e ν soluzione di glicerolo è la viscosità cinematica della soluzione glicerolo utilizzato per la visualizzazione di flusso che è stato abbinato alla viscosità cinematica dell'aria a ~ 24 ° C (ν aria = 1,55 × 10 -5 m 2 / sec, ν soluzione di glicerolo = 1.51 × 10 -5 m 2 / sec). Inoltre, una diminuzione della grandezza del flusso di circa si osserva un fattore due dopo ogni biforcazione come previsto dallale dicotomiche modelli di ramificazione del modello acinare. Vale a dire, questa cascata di velocità di flusso è una caratteristica importante di acinare scorre negli alberi delle vie aeree.Profili di flusso vicini e all'interno di cavità alveolari (Fig. 4) mostrano che le velocità duttale stanno gradualmente decrescente verso più profonde generazioni acinar. Inoltre, grandezze flusso goccia ripidamente lungo l'apertura degli alveoli con conseguente velocità di flusso pari a due o tre ordini di grandezza più lento alveoli all'interno rispetto ai condotti; tali topologie di flusso sono stati precedentemente segnalati in diversi studi numerici 1, 9, 15, inoltre, modelli di flusso cambiano in modo significativo da una generazione acinare ad un altro, come previsto nelle simulazioni 7, 15:., mentre la generazione 1 dispone di una zona di ricircolazione che coincide grosso modo con la centro del alveoli (Fig. 4, sinistra), generazione 3 è caratterizzato da una zona di ricircolazione che viene spostata verso il lato prossimale dellaalveolo con un modello più aperto aerodinamica (Fig. 4, al centro). Infine, linee di flusso radiale senza zona di ricircolazione sono osservate generazione dispositivo 5 (Fig. 4, destra). Per quanto a conoscenza degli autori, questa è la prima volta che l'esistenza di una vasta gamma di modelli di flusso alveolari viene catturato sperimentalmente.
Il successo del metodo presentato dipende da alcuni passaggi critici nel protocollo microfabbricazione. Innanzitutto, per evitare che i PDMS sottili pareti strappi dopo il rilascio dal master wafer modello inciso sulla superficie del wafer dovrebbe avere pareti diritte e non devono rispettare le PDMS vulcanizzati. È quindi altamente raccomandato per produrre i wafer utilizzando DRIE di una fetta SOI come descritto in Fishler et al. (2013). Tale wafer maestro è durevole e può essere facilmente rivestita con uno strato antiadesivo da uno silanizzazione della superficie come descritto in Fishler et al. (2013) o garantendo tcappello l'ultimo passo nel processo DRIE è quello di passivazione con CF 4. Un altro passo importante è il deposito (passo 2,5) e incorporazione (punto 2.6) il corpo della siringa per creare la camera superiore. Bolle di aria intrappolata tra la base siringa e il primo strato PDMS può ridurre notevolmente l'integrità e la durata del dispositivo realizzato. Per prevenire la formazione di bolle, è fondamentale che la base del corpo della siringa è piatta e uniforme depositata.
Mentre il disegno attuale permette la fabbricazione di un doppio strato-dispositivo utilizzando solo padrone wafer, un metodo modificato può includere creando uno strato PDMS aggiuntivo contenente una rientranza circolare per formare la camera superiore. Per questo secondo strato PDMS un ulteriore wafer maestro con una cresta circolare può essere fabbricato utilizzando SU-8 fotolitografia standard. Un ulteriore modifica del protocollo può includere un metodo differente per PDMS legame che non richiede un trattamento corona. Per aderire lo stampo PDMS al vetroscivolo, prima mano il vetrino come descritto al punto 2.10 del protocollo, ma utilizzare un 5: 1 invece di un 10: 1 PDMS: rapporto peso indurimento-agent. Cuocere il vetro rivestito per 15 min a 65 ° C in un forno a convezione naturale, premere lo stampo PDMS alle PDMS vetro ricoperta, e cuocere una notte a 65 ° C in un forno a convezione naturale.
In occasione di fuoriuscita di liquido dalla superficie legame tra PDMS stampo e vetro possono essere adottate le seguenti misure: (1) assicurarsi che il trattamento corona è produrre scintille elettriche durante il trattamento, se non, aumentare la tensione di uscita, (2) prolungare il tempo di trattare con Corona treater e (3) utilizzare il metodo alternativo per l'incollaggio di stampo PDMS al vetro (vedi paragrafo precedente). Spesso l'acqua può fuoriuscire attraverso il collegamento del tubo sottile Teflon all'ingresso della camera. Per aggirare tali perdite, assicurarsi che il 19-gauge punta smussa siringa viene usato per collegare il tubo di Teflon verso l'ingresso. Se le perdite d'acqua tra lo stampo PDMS e THe camera superiore (2 ml siringa) assicurarsi che la base del corpo della siringa è stata depositata (vedi passo 2.5 in Protocol), e che il secondo strato di PDMS è stato versato abbastanza alto (~ 5 mm sopra il primo strato PDMS ).
Si noti che l'entità della deformazione parete è fortemente dipendente PDMS proprietà meccaniche. Piccole variazioni delle procedura di preparazione dei dispositivi possono comportare una notevole variabilità delle velocità misurate fra dispositivi diversi. Per garantire condizioni massime di utilizzo ripetibilità costanti preparazione (umidità, tempi di cottura, ecc.). Inoltre, la messa a punto della variazione di volume durante l'azionamento del dispositivo può essere realizzato visualizzando la superficie superiore dei canali microscopio a contrasto di fase e regolazione delle rampe di velocità della pompa siringa in modo che la superficie superiore del canale viene deviato alla distanza desiderata come misurato dal z-movimento del palco microscopio.
Un Limita importantezione della tecnica attuale è che le caratteristiche morfologiche esatte (ad esempio, anatomia, morfometria) dei polmoni non possono essere riprodotti con precisione. Infatti, il disegno planare del modello acinose non cattura per esempio fuori dal piano biforcazioni acinose e il rapporto tra il volume alveolare duttale è molto inferiore a quello misurato in vivo valori 37. Inoltre, la geometria microfluidico semplificata cattura solo una piccola porzione di un acinus completa. Nonostante queste limitazioni, l'attuale modello è in grado di riprodurre schemi di flusso previsti e velocità direttamente ai veri scale di lunghezza anatomiche, e rappresenta quindi una piattaforma di test prezioso per fenomeni di trasporto acinare.
Per concludere, i modelli microfluidica presenti degli acini polmonari mostrano una grande promessa come uno strumento in vitro per le indagini quantitative di acinare respiratorio flussi mimano modelli di respirazione. Qui, il semplice modello acinare si compone di cinque generations di espansione e contrazione condotti alveolati, in tal modo che riproduce alcune delle importanti proprietà di flusso di fondo previsto di esistere all'interno della regione acinare dei polmoni. Flusso visualizzazione, utilizzando micro-PIV, entro cavità alveolari prevede la prima evidenza sperimentale volta della gamma di ricircolo complesso e flussi radiali alveolari lungo l'albero acinare. Questo approccio permette di microfluidica fabbricazione di strutture acinose complesse con pareti in movimento a seguito di una procedura relativamente semplice e offre una valida alternativa ai modelli in scala acinar-up. In particolare, con il vantaggio principale di fornire un modello in scala uno-a-uno, vera dinamica inalatoria acinose particelle possono essere studiati senza ulteriore necessità di corrispondenza similitudine dinamica.
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Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Polydimethylsiloxane (PDMS) and curing agent | Dow Corning | (240)4019862 | Sylgard® 184 Silicone Elastomer Kit |
| Plastipak 2 ml syringe | BD | 300185 | |
| Norm-Ject Luer slip 1 ml syringe | Henke Sass Wolf | 4010-200V0 | |
| 1 mm Biopsy punch | Kai Medical | BP-10F | |
| Laboratory Corona Treater | Electro-Technic Products | BD-20AC | |
| PHD Ultra Syringe pump | Harvard apparatus | 703006 | |
| Dyed red rqueous fluorescent particles | Thermo-Scientific | Uncatalloged 0.86 µm beads were used | |
| Glycerin AR | Gadot | 830131320 | |
| FlowMaster MITAS micro-particle image velocimetry (µPIV) system | LaVision | 1108630 |
References
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