文摘

我们目前的理解呼吸生理和肺部疾病的病理生理机制是发展中经常受到挑战在体外模型忠实的呼吸环境,细胞结构和生理功能。最近的建立和适应microfluidic-based在体外设备(μFIVDs)肺气道使广泛的现代呼吸生理的发展。在本文中,我们解决最近的努力在过去的十年中,旨在推进在体外肺的模型结构和航空公司利用微流控技术和讨论他们的应用程序。我们特别关注μFIVDs覆盖呼吸生理的四个主要方面,即人工肺(AL),气液界面(ALI),液体插头和细胞损伤,alveolar-capillary障碍(ACB)。

1。介绍

肺环境的再现现实的特性在一个实验模型系统是现代呼吸生理的巨大挑战之一。实验任务呈现非常困难由于限制在控制生理功能,维持组织细胞的分化和表达功能,保护自我平衡的细胞微环境,和集成alveolar-capillary障碍,等等的挑战。虽然在活的有机体内和体外方法已成功地发现肺生理的各个方面,重大关切围绕人类肺组织的来源和供应(1]。最近,微流体设备开发替代性的方法显示了巨大的潜能在体外生物和医药应用模型(2]。特别是,microfluidic-based在体外设备(μ相对传统FIVDs)提供了几个优势在体外模型,因此,这种先进的小型化技术已经适应了在体外肺模块(2]。具体的优点和缺点μ总结在表FIVDs呼吸生理学应用程序1。其他类型的更详细的讨论μFIVDs,邀请读者查阅相关的评论主题(3- - - - - -5]。

本文的目的是解决最近的进展进行呼吸生理利用微流控技术。我们讨论,尤其是最近μFIVDs开发了在过去的十年中,模拟高度复杂的肺结构(图1(一))及其随后的复杂的生理功能。传统的方法和其局限性也简要讨论。在这里,我们考虑四个高度相关领域的现代呼吸生理学(图1 (b)),强调当前的努力提出先进在体外方法对理解人类肺损伤和疾病的病理生理学。

2。人工肺

人类的肺是一种了不起的器官优化呼吸气体交换。直到今天,人造工程设备一般都未能达到非凡的这种微妙的结构效率。alveolar-capillary界面带来空气和血液进入亲密接触(图1(一)),目前可用于气体交换面积相当于一个网球场的大小,也就是说,在100米²(6]。的密度极大的安排alveolar-capillary结构创建一个表面积与血容量比300厘米⁻¹(7),气体交换率的效率最大化。特别是,大表面积的组合薄air-blood屏障(< 1μ米)(8)氧汇率所需满足的重要需求,不同从200毫升/分钟的环境空气静止在运动条件下5 L /分钟(7]。不足或肺功能障碍,以及心肺的干预,往往需要人工呼吸支持。此外,需要一个先进的人工肺bridge-to-transplant (AL)出现,也就是说,在等待期之前肺置换手术。的确,严重呼吸障碍,需要整个肺移植患者通常必须等待一年多,直到找到捐献者(9]。在这种情况下,需要一个长期的解决方案:一个稳定和永久基地,可以改善生活质量,降低死亡率在等待移植(10,11]。

人工肺是为了弥补自然肺的呼吸功能不足。换句话说,这些医疗设备需要充氧血和同时去除二氧化碳。传统上,ALs是由圆柱形的疏水性中空纤维膜打包在一个体外设备。详细讨论的基本原则和ALs的传统工程方法,读者被称为详细评论主题(7,11]。短暂,氧气流动腔的(内部)的包,当血液流经设备,也就是说,在纤维。在这种配置中,diffusion-driven发生气体交换:氧气传播了部分压力梯度进入血液而二氧化碳转移到纤维内腔。不幸的是,这种设计通常表现出长(即扩散距离。、膜厚度通常10 - 30μ米)与低血容量比表面积(~ 28厘米⁻¹),因此无法复制的特点本机肺。结果,正如预期的那样,是一种气体交换率低,很难匹配要求休息代谢需求,即使通过纤维提供100%的氧气。其他限制也危及光纤设计的效率。首先,尽管纤维疏水,等离子体发生泄漏。反过来,蛋白质和phospholipidic血栓内创建设备导致气体交换效率下降(12]。此外,在一些AL设计nonphysiological血流通路;他们功能相对较高的剪切力在流动的血液难以预测或控制。这些力量会导致损害红细胞(红血球)如血小板激活,刺激炎症反应,引起血液凝固,所有这些导致高发病率和死亡率(10,12]。最后,血栓的形成需要抗凝管理可能导致出血和electrolyte-related失衡,呼吁更多的医疗护理12]。总的来说,传统的人工肺的主要缺点包括(表1)(我)气体交换率低由于几何限制的多孔膜,(2)短寿命的材料中使用的设备,和(3)限制流动性要求患者100%氧气通过气体的压力容器。

近年来,μFIVDs已成为有吸引力的平台,以设计一个人工肺协助(图2)。特别是微流体系统产生紧凑的设备与micron-size通道直径和更大的表面积与体积比,近似更密切的特点自然肺。此外,微流体系统使单层培养细胞内可以使血液流动环境的生物相容性对于创建一个。由于内皮细胞分泌抗凝因子在活的有机体内、涂料对于内皮可能改善生物相容性和减少血栓发生,最终减少全身抗凝管理的必要性。包括内皮单层膜的可行性在微流体AL设备最近被证明(13]。Microfabricated系统还允许更容易预测和控制流参数,包括剪切应力在设备内的血液流动。)事实上,计算流体动力学(差价合约通常用来精心设计的架构的微流体AL设备(9,10,12,14]。

的第一个组织利用μFIVDs对开发一个阿尔伯吉斯et AL。13)制作一个小的三维(3 d)模块聚(dimethylsiloxane) (PDMS)。的广泛使用的聚合物PDMS微流体(15肌萎缩性侧索硬化症),是一个有利的材料。在它的优势是它的高渗透气体,满意的性能与血液接触的应用程序,和成本效益12]。每个模块包含六个交替PDMS层(< 100μ米厚)血液式微通道或气体通路堆叠在彼此之上。这个微流控设备连续出现氧气和血液通路和渠道提供的表面积与血容量比1000厘米⁻¹。然而,为了实现休息所需的气体交换率条件下,约600000个频道必须合并在一个设备。另一个可能的原因,而低气体交换率源于大扩散距离;由于气体交换发生在设备通过交替层,层厚度是气体透过一个限制因素。事实上,透气性是显示减少随着层厚度(12,13]。一般来说,膜的渗透性为O₂和有限公司₂仍然是至关重要的,因为是液体不渗透性。满足这两个要求,持续努力投资优化和改善气体交换膜在微流体ALs (16]。

通过模拟血管网络的高度支化模式,微流体肺癌辅助装置可以提供更多有效的气体交换,支持病人的代谢需要。Hoganson et al。10)强调利用这种体系结构的重要性,相比直接渠道,扩大可用表面积和气体交换率最大化。介绍了血流通过密集,分支网络的微流体通道与薄透气型膜分离通道从一个气室,代表肺泡空间。同时,装置结构进行优化实现可控,毛细管内的低剪切应力单元,旨在消除等离子体泄漏只通过使用硅胶表面接触血液在整个湿地区。通过检查不同的血液流动条件,发现损失(即效率。氧气交换率)时流量增加。这样的结果与之前的研究相一致(17],显示完全饱和的血红蛋白是4倍的时间在25μ10米宽毛细管,相比μ米宽。考虑到Hoganson等人在200年完成了他们的实验μ米宽的通道,效率是可以预料到的。总体而言,最小化的通道直径并联膜透性的增加可以显著提高微流控肺内气体交换效率助攻。

进一步的工作由Hoganson et al。14]解决匹配生理流的一些注意事项和保存剪切应力在生理范围内,同时模拟血管解剖。由此产生的微通道网络设计(即是基于流最优规则。,minimization of viscous resistance), known as the Hess-Murray law, and on mimicking an anatomically accurate architecture (in terms of vessel diameters, bifurcation angles, vessel length, and 1 : 1 ratio between height and width of the channel). Moreover, the device was fabricated using micromilling techniques, allowing for higher precision compared to traditional milling or photolithography methods. In spite of these advantages, significantly higher efficiency of gas exchange was not established in this design relative to previous AL devices. However, in view of potential medical use, multilayered devices could be obtained by stacking several functional units (i.e., each unit consists of the blood flow microchannels, an air chamber, and the gas transfer membrane). For such purposes, 115 layers would be required to achieve proper function in a patient; however, such number would drastically enlarge the artificial device and prevent its implantation within the chest cavity.

μFIVDs上面所讨论的所有依靠100%的氧气供应。消除这样的要求将使更多的可移植性和implantability,帮助跳跃进一步推向一个长期的合适的解决方案。为此,最近推出了一个新颖的设计,使血氧使用环境空气(图2)[9]。设备设计功能与在空气中氧的分压气体一侧;并行、射流压力降穿过人工毛细血管约束生理值,以便进一步实现在活的有机体内。类似于上述微流体ALs,设备出现分支网络的空气和血流通道,中间由一(15μ米)PDMS膜。通过最小化两个毛细管高度和膜厚度、气体交换效率这个半岛被发现与商用和其他微流体设备(14]。相比之下,因为这项研究的目标是最大化表面积而不是优化流条件下,剪切应力在设备超出生理范围内,从而增加红细胞损伤和血栓形成的风险。

毫无疑问,的影响μFIVDs向工程人工肺是高价值的。尽管显著改善仍需要在设计和制造的肌萎缩性侧索硬化症,微流体设备造成对未来呼吸支持的临床应用。

3所示。在体外肺气液界面的模型

肺的支架表面填充汇合的,不间断的上皮细胞表在气道树存在作为一个连续体,从喉咙到肺泡(18]。气道上皮细胞覆盖着一个细胞外液体衬里层,结合空气腔的一侧的航空公司,创建了气液界面(ALI)(图1(一))。在进行支气管的气道,液膜由溶胶和凝胶层,一层表面活性剂,在肺泡地区,这多相的电影,而由覆盖一层薄薄的hypophase phospholipid-rich表面活性剂(19]。表面活性剂可以显著降低表面张力的存在在气液界面,从而防止航空公司的精细组织崩溃期间到期,并允许肺泡开放在接下来的灵感。此外,肺表面活性剂电影也为先天防御机制(20.]。水液层衬里是高度动态的,据报道,这从大约10 -μ在气管,至2.5μ支气管最后0.1到0.2米μ在外围航空公司(19]。详细讨论在液体衬里层的属性,包括它的结构和功能,我们称之为扩展读者评论主题(21- - - - - -25]。下面,我们详细说明在体外阿里的气道模型模仿生理方面。

传统上,在体外实验装置进行了使用孤立的细胞在淹没条件下(26- - - - - -28]。在这些研究中,在体外模型是由细胞群完全沉浸在培养基。然而,在特定情况下的肺细胞,这些淹没在体外条件不反映实际生理环境描述肺泡上皮细胞(图1(一)):在航空公司,上皮细胞不断暴露于阿里。换句话说,实现一个实验性的设置与细胞培养在模仿正确的阿里是至关重要的在活的有机体内气道条件。特别是,在体外文化条件的顶端细胞单层是暴露在空气中被诱导细胞分化,导致细胞表达形态和分泌表型匹配这些发现在活的有机体内(29日]。特别重要的是肺表面活性物质的分泌由II型肺泡上皮细胞(30.]。particle-related药物输送和细胞毒性,过去的研究强调阿里的关键作用在确定粒子的特征淹没在沉淀在上皮细胞(19,31日]。例如,组成、形态和理化指标粒子悬浮在培养基时显著改变由于与介质的相互作用的组件。

提供一个阿里在细胞环境中,宏观在体外航空公司主要依靠细胞培养模型中插入孔板,与膜渗透增长媒体(图3(一个))。上皮细胞培养等膜时,划分培养细胞的膜的每一面都是意识到,导致分离条件对上皮细胞单层的顶端和底端,分别为(30.,32]。这种配置允许的上表面接触空气(即。,replicating an airway lumen in an alveolus), while continuously maintaining growth media at the lower surface (i.e., basal side) to support cell viability. Although the abovementioned experimental setups recreate successfully the essence of an ALI, they fail however to replicate the actual cellular microenvironment by neglecting physiological conditions applied on the epithelial monolayer, including respiratory flows on the cells.

解决复制一个精确的局限性肺气液环境(即传统的宏观方法。、孔板、培养皿等),μFIVDs已成为越来越受欢迎的在允许细胞微环境的精确控制和模拟生理条件下流动。我们所知,哈等人介绍了第一次的设计μFIVD复制密切肺泡气空间和创造上皮气液界面(33]。在他们的研究中,两个细小,多孔膜分离,捏造和小气道上皮细胞(SAECs)被播种在多孔膜(图3 (b))。这个开创性的设计特色夹结构,允许气流在参议院的并行与增长提供持续灌注媒体基底上皮细胞单层。除了暴露空气导致的细胞分化和表达的分泌和形态学表型,细胞单层被暴露在生理流的液体基底一侧(单层)和空气(顶端一侧),以模拟呼吸状况。结果表明,气液界面诱导SAECs分化,克拉拉细胞10-kDa蛋白表达(CC10),一个已知的分化和化学功能SAECs标志。相反,细胞维持在恒定灌注不表达任何CC10培养的时期。此外,更高的完整细胞的单层成立由于紧密连接形成,并显著提高细胞培养在一个阿里相比细胞单独培养下液体灌注。

创建一个稳定、可行的阿里长时间(超过三个星期在体外),并行工作特征长度的增长需求在不断灌注的单层人类肺泡上皮细胞(即。A549细胞株)在微流体平台(34]。这个细胞系被广泛用作人类模型II型肺泡上皮细胞(35]。特别是,Nalayanda et al。36)检测细胞活力,单层完整性和表面活性剂生产通过细胞在淹没条件下和air-exposed文化(36]。发现上皮细胞培养在一个阿里一起表现出更高的细胞生存能力和完整性降低表面张力表面活性剂生产,细胞培养相比,在传统媒体曝光。后发现是同意嗯et al。33),以及最近的研究表现出增加的生产表面活性剂(37)和更高的transepithelial电阻(te) [38为II型上皮细胞维持在一个阿里。此外,A459细胞抵抗更高的机械力(即被发现。、流体剪切应力)在气液界面培养。在最近的一项研究[38),磷酸缓冲saline-based (PBS)液体插头在水下和传播air-exposed单层上皮,创建流体剪切应力对细胞。尽管阿里的上皮细胞并未维持生存,不过他们仍然附着在文化基质即使传播10液体插头。相反,细胞培养下液体灌注完全脱离衬底后不超过3传播插头。

上述研究结果强调的意义复制air-exposed文化充分条件和重建在气液界面实现physiologically-realistic条件在体外小气道和肺泡的模型。μFIVDs提供一个可行的策略来整合这些生物约束和同时提供解剖和physiologically-realistic呼吸道的环境。

4所示。液体在肺航空插头和细胞损伤

肺的远端航空公司(例如,< 1 - 2毫米直径),薄液膜的生理变化会引起急性肺损伤和上皮细胞损伤。这种改变的起源来自异常物理力量,由于机械通风或流体剪切应力,以及表面活性剂功能障碍(即。表面活性剂,破坏新陈代谢)[39]。特别是,修饰的细胞功能与发病机制有着密切的联系和结构改造的肺、呼吸道疾病的结果包括哮喘、慢性阻塞性肺疾病,囊性纤维化,呼吸窘迫综合征(RDS) (40- - - - - -43]。

如前所述,肺表面活性物质在肺的蜂窝状的地区大幅降低表面张力在气液界面,也就是说,与震级之间发现接近零值(在end-expiration),大约25 mN / m (end-inspiration),为一个简单的空气与界面远低于值,也就是说,~ 70 mN / m (18]。然而,在表面活性剂生产不足,或相反的表面活性剂功能障碍,不仅可以导致呼吸障碍和气道崩溃,它也可以产生两相,气液不稳定,形成液塞封闭小航空公司和阻碍气体交换(图1(一))[44,45]。特别是,膨胀在气道表面的灵感可以推动下游塞进航空公司,最终导致插头破裂和气道开放。

的形成液塞在小航空公司还可以从临床治疗结果等机械通气(MV)和表面活性剂替代疗法(SRT) [39]。然而,这些治疗策略被广泛用于恢复肺功能。液体插头也认为是用作靶向药物输送车(46]。是否治疗干预的结果(例如,MV、SRT和药)或生理障碍(例如,表面活性剂功能障碍或衰竭),液体沿呼吸道航空插头的传播,与气道开放的进程,人们认为生产本地化,但严重的流体机械应力在底层上皮表面(47]。实验和理论研究的基础上在活的有机体内动物和计算模型,分别表明剪切应力异常发达的流体机械应力在气道开放可能会伤害到上皮细胞和导致各种呼吸系统并发症47- - - - - -51]。

探索液体的基本流体力学塞传播及其对呼吸气道壁的破坏性影响,实验通过的发展已启动调查在体外气道模型。这些努力包括几桌上型模型模仿physiologically-realistic航空公司和地址明确气道关闭和重启的特点通过液体插头。例如,不同半径的薄壁聚乙烯管使用衬里液体的表面张力和粘度被用作模型气道测量气道开放速度和应用之间的关系重新开放气道压力(50]。进一步,气道模型常数粘度的牛顿衬涂上液体被用来调查倒塌的气道周围的薄壁组织和描述拘束和流体部队如何交互影响重开压力(52]。最终,各种类型的刚性直和分叉管,干或prewetted,捏造分析通过肺航空插头运输液体的物理现象(53]。在这些平行实验中,计算的一些研究也进行了预测液体插头在航空公司的行为49,51,54,55]。例如,液体flexible-walled频道作为一个初始模型的肺气道开放、开发研究的发展一个手指的空气通过与液体插头(航空公司关闭了50]。虽然上述研究已经成功地研究物理现象描述的动态液体堵塞交通,,然而,有限发现插头和底层的单层上皮细胞之间的交互。这些交互是出名的例子产生surface-tension-induced上皮损伤气道开放期间(47]。

鉴于这样的缺点,更高级的平台理想化模型的航空公司最近浮出水面,包括平行板流室功能频道内衬层的单胎鼠肺上皮细胞(ccl - 149) [47]。,倒塌的重新开放气道模仿了半无限气泡在狭窄的进展fluid-occluded室的通道。这项研究显示,半无限泡沫的发展在一个狭窄的通道两旁肺上皮细胞诱导显著损伤上皮细胞群,肺表面活性物质的加入明显减轻细胞损伤。在另一个工作,压力的大小,而不是暴露于压力的时间,发现构成的主要决定因素在控制细胞损伤的程度在气道开放(56]。虽然这些开创性的研究代表一个重大进步调查实验流体剪切力压力诱导的细胞损伤,他们缺乏准确模仿在活的有机体内气道环境。首先,的一个主要差异在于缺乏(即机械的灵活性。、肺组织扩张性)出现在实验模型。此外,这样的实验模型缺乏胶原蛋白基质下上皮细胞。后者是重要的因为可以缓冲压力施加在气道开放胶原蛋白,因其灵活自然,下在活的有机体内条件(57]。最后,大小和几何模型的航空公司明显不同于实际在活的有机体内气道解剖。总之,这些限制和其他动机的研究人员探索新的实验策略整合更多physiologically-realistic气道环境。

μ对创建FIVDs显示巨大的潜力在体外气道模型,结合液塞的生成和传输与细胞培养都集成在一个平台(33,39]。最近,microfabricated肺气道模型两相、气液微流程已经证明了它的潜力(i)工程肺形态芯片和(2)产生生理和病理液塞流(iii)建模physiologically-realistic阿里,正如前面提到的(33]。这项研究的结果证实了早些时候的发现与气道开放相关的压力可能有害的上皮细胞。然而,这项工作的主要发现是至关重要的最后一个步骤发生在重开事件,也就是说,非常薄的液塞的进展及其在促进机械组织损伤破裂。的脚步啊等。33],与计算机控制的芯片上集成微流控肺气道模型生成器和装有压力传感器,电磁阀和流量计,最近被捏造的解决压力的精确控制和测量能力水平在这些微环境(38]。该设备提供了一个解决方案来获得可再生的、定义良好的液体插头,并最终使上皮细胞响应的分析剪切应力与液塞生理微分压力下传播。最近的这些结果表明,知识的地方,在活的有机体内流体剪切力的压力可以提供一个更好的理解压力引起的肺损伤。此外,μFIVDs一直利用调查的影响墙灵活性墙上插头传播和由此产生的应力在灵活的巩膜,密切模仿人类小航空公司(58]。

在过去,一个的发展在体外气管树的网络被认为是一项艰巨的任务执行使用传统的“大规模”的方法。然而,μFIVDs已经打开的可能性创造一个气道树网络和生成集成单内气液界面平台(33,36]。例如,一个简化的微流体模型的肺气道树与五代最近发达研究液体插头出现在肺的运动分岔(59]。虽然这个设计没有功能的上皮细胞单层,气道树模型是描述液体色散沿气管分支。并行,微流体肺泡模型最近被揭露培养开发层的肺泡上皮细胞(A549)的组合机械压力和表面张力(60]。这项研究是首次研究流体机械的联合效应(即。、液膜运动)和坚实的机械应力(即。,distension-contraction movements) on alveolar epithelial cells. To extend the applicability of microfluidic platforms, an airway model of wound-healing was designed to investigate the regeneration of a wounded lung epithelial cell layer exposed to hepatocyte growth factor [61年]。总之,最近microfluidic-driven努力重建奠定了基础在体外模型的肺气道,可以用于探索液体塞传播,肺损伤,伤口愈合而绕过许多限制在传统的大型系统。

5。在体外模型Alveolar-Capillary障碍

肺的功能效率主要是由精致的结构特征和肺泡气分开毛细管血液(图1(一))。这个薄薄的屏障(< 1μ米(8)是由三个离散层:肺泡上皮细胞、毛细血管内皮细胞和基底膜分离两个细胞层(62年]。除了作为空气和血液之间的路障,alveolar-capillary障碍(ACB)是至关重要的调节各种生理功能包括(i)气体交换(氧气和二氧化碳),(2)之间的溶质和蛋白质运输毛细管血液和肺泡气,(3)肺泡液体间隙,和(iv)液体内稳态1,63年]。由于肺泡腔表面易受微生物感染,损伤,炎症,ACB也调节防御机制通过控制运动的巨噬细胞和淋巴细胞间质和/或向肺泡毛细血管腔表面。另外,扩散性质的障碍也可能被利用为靶向药物和基因传递(64年]。屏障完整性主要依赖于紧张的肺泡上皮和内皮被动运输的分子(1]。由于间质成分的差异,发现alveolar-capillary膜的一侧比另一个更薄,就是明证超微结构图像分析横截面的毛细管躺在肺泡壁(62年]。薄的部分主要是参与动态气体交换过程,而厚导致一部分流体通量和更高的抵抗机械静水压力。损害障碍,例如,由于急性肺损伤可以导致上皮和内皮通透性改变65年,66年),增加吸入纳米易位到体循环(64年)以及肺水肿(62年和损伤上皮细胞65年]。

以其巨大的表面积和关闭并置与潜在的毛细血管,肺泡被认为是肺的功能单元(67年]。由于其体积小(~ 250μ米)和大型表面体积比用于空气,肺泡表面张力部队以来本质上是不稳定的结构在阿里有一种自然倾向崩溃肺领空(1]。薄液排液覆盖肺泡上皮细胞直接接触空气分离开来,同时减少有害的表面张力的影响。底层的上皮由立方形的II型细胞和鳞状I型细胞。绝大部分肺泡表面(> 90%)是由I型细胞因为他们的主要功能是构成血液和空气之间的障碍。尽管II型细胞的数量的两倍数量的I型细胞,II型细胞弥补只有7%的肺泡表面。然而,他们的主要功能是至关重要的:[lipoprotein-like物质的分泌表面活性剂,通过胞吐分泌囊泡称为层状的身体(磅)。)表面活性剂由glycerophospholipids(~ 80%),与dipalmitoylphosphatidylcholine (DpPC)作为主要的组件,胆固醇(~ 10%)和蛋白质(~ 10%),包括主要(SP)——SP-B SP-C, SP-D。此外,II型细胞也积极参与外源性物质的新陈代谢,transepithelial水和离子的运动,I型细胞的再生在正常肺开发或肺损伤。肺泡上皮细胞形成相互紧密联系的各种类型的信息联系,也就是说,紧密连接,依从性连接,和其他人;锚定的这种联系是由几组蛋白(1]。

虽然ACB在各种生理过程的重要作用已经寄过去广泛使用在活的有机体内(例如,动物和人类模型)的方法(68年- - - - - -70年),开发一个在体外系统模拟模型在活的有机体内屏障环境仍然是一个具有挑战性的任务。需要开发这样的模型平台是出于肺泡的复杂而微妙的性质造成障碍的理解和信息之间的相互作用不同的细胞类型,以及回答其他cell-biology-related参照物理屏障本身的问题(1]。此外,考虑ACB作为潜在的治疗药物路线系统交付,或者作为吸入有毒的路线(纳米)颗粒物进入体循环,呼吁在体外ACB模型定量研究(i)药物吸收现象和(2)气溶胶ACB易位过程。虽然体外方法(即。,using excised lung tissues) have been considered useful models for examining lung injury, barrier permeability, and alveolar fluid clearance, the precise determination of cellular processes leading to barrier permeability, particle translocation, and drug absorption mechanisms lies widely out of reach using such methods. Therefore, there is a need for convenient, reliable, and robust在体外细胞模型,不仅拥有一个现实的ACB解剖,但也可以促进这种生理过程的研究。

越来越多的细胞系来自不同地区的航空公司提供在体外ACB研究[1]。例子包括人类II型肺泡上皮细胞(A549),人类细支气管上皮细胞(NCI h - 441),鼠type-I-like肺泡上皮细胞(R3/1),大鼠ⅱ型肺泡上皮细胞(l2),和鼠标ⅱ型肺泡上皮细胞(MLE-12和15)。其中,A549(美式文化收藏,写明ATCC cl - 185)是最常用的上皮模型无限增殖和来自人类的肺腺癌35]。这个细胞的形态和生化特征线像人类肺二型细胞的特点原位。然而,A549细胞的主要问题是形成功能紧密连接的能力,也就是说,致密层的极化细胞。因此,肺上皮细胞的主要文化,与肺微血管内皮细胞(PMEC),建议为了重建一个更完整的alveolar-capillary障碍。因为有有限的人类肺组织来源,以及相关的伦理性考量人类肺癌和肺微血管组织的使用,大多数的研究一直在进行细胞分离从肺部的动物,包括老鼠,老鼠,兔子和猪1]。然而,生理相关性的数据源于这样的动物模型可能并不一定准确,当考虑到特定的人体系统,精确ACB结构和生理过程的实际途径物种间显著差异(71年]。

因此,几个研究小组建立了在体外细胞模型的使用而不是肺上皮细胞和内皮细胞的人类起源。例如,coculture系统人类的远端肺上皮细胞(NCI H441)和人类肺微血管内皮细胞(HPMEC)使用过滤膜是研究开发的ACB上皮和内皮细胞间的相互作用从急性肺损伤发病机制和恢复72年]。一个类似的模型系统也被用于预测新型毒品对健康的影响或发炎组织(64年]。同样,检查pathomechanisms发生ACB在急性肺损伤,主要coculture系统建立了培养HPMECs原发性孤立的人类II型肺泡上皮细胞(HATII)的两侧渗透过滤的支持(73年]。最近,一个模型由一个上皮细胞系(H441)和人类起源的内皮细胞系(ISO-HAS-1)被用来检查炎症和细胞毒性反应的单分散的非晶硅纳米颗粒(ACB[30海里)74年]。尽管这样的进步,上述模型系统还不能把其他细胞如巨噬细胞、淋巴细胞、树突状细胞、多形核细胞描述一个真实的ACB。此外,这些平台缺乏再现的能力接口的机械性能(如墙扩张性)。

在体外细胞模型基于微流控技术已经设想解决传统coculture方法的局限性和模拟的结构,功能,和人类ACB的机械性能。例如,一个多级μFIVD与悬浮多孔膜集成最近被设计为了重建alveolar-capillary膜(75年]。设备的功能特征验证了人类肺动脉内皮细胞的培养(HMEC-1)和肺泡上皮细胞系(A549)内的设备。虽然这个工作代表一个一步重建ACB的初步模型,缺乏具体的模型在活的有机体内ACB结构,如coculturing肺上皮细胞和内皮细胞的膜两侧。尽管有这样的限制,微流控研究特点的最佳生长条件肺泡上皮细胞培养在阿里。最近,一个更复杂的microfluidic-based模型旨在模仿人类的关键功能方面ACB [37),同时实现壁扩张/收缩复制呼吸运动。这微流控解决方案是通过培养人类原子能委员会和PMECs密切两不是式微通道多孔和灵活的PDMS膜隔开。通过合并侧microchambers两岸的ACB,真空计的驱使拉伸是重新创建应用真空。该模型系统繁殖复杂集成器官水平反应细菌和炎症细胞因子引入到肺泡空间。

哈的开创性的微流体ACB模型et al。37)是为nanotoxicological研究还发现很有用。也就是说,细胞毒性影响的有毒纳米粒子暴露在阿里被解决。的μFIVD透露,循环的机械应变强调了有毒和炎症反应腔的表面硅纳米颗粒。肺泡上皮细胞暴露在超细二氧化硅纳米颗粒(12海里)在缺乏机械应变显示很少或没有活性氧(ROS)生产;相比之下,细胞内活性氧的形成是显著增加的机械变形。同样,在底层的内皮细胞内ROS水平也发现显著升高循环应变的存在。此外,机械应变增强上皮和内皮nanoparticulates吸收和刺激他们的运输到底层的微血管通道(即。易位)。

6。结论和未来的发展方向

开发解剖和生理上人类呼吸系统的精确模型是对肺申请协助发展的高度重视以及细胞毒性和肺泡肺损伤研究的水平。为这些目的,微流控系统作为平台潜力巨大在体外肺气道的研究;μFIVDs能够成功地复制本机肺的精致结构而将重要的呼吸功能。这里的新技术审查已经深刻了理解细胞行为和生理过程在肺泡级别。而使用μFIVDs的受欢迎程度迅速提高,这些平台需要,在未来,将额外的细胞类型(即。,macrophages, dendritic cells, etc.) in an effort to mimic regulatory and immune processes characteristic of the alveolar-capillary barrier. In addition, although significant research is still required before clinical applications of an artificial lung can be commercially available and replace current technologies, microfluidic systems have shown feasibility and demonstrated excessive advancement in the efficiency of artificial respiratory support. Overall, respiratory physiology on a chip is a noteworthy technology towards research and development of clinical applications in human respiratory disciplines.

确认

这项工作是支持的部分理工学院博士后奖学金(s . k . Mahto)以及由欧洲委员会(FP7程序)之下通过职业集成格兰特(pcig09 - ga - 2011 - 293604)。