一种静水压驱动的微流控组织芯片

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，尤其涉及一种静水压驱动的微流控组织芯片。

背景技术

离体组织的培养始终面临培养条件不可控、营养物质交换效率低、组织培养时间不确定，因此，微流控组织培养应运而生。近期蓬勃发展的生物芯片器官(OoC)领域旨在利用微流控设备提供的限制和动态环境，比目前的静态和体外模型(培养皿中的单层和3D模型)更好地概括人体器官的生理学。微流体是允许在通道和/或腔室等亚毫米封闭结构中精确操纵少量流体[微升(10

微流控设备(MFD)是由传统的光刻和软光刻技术生产的。制备了由负片光致抗蚀剂材料(SU-8)制成的模版，作为生产聚二甲基硅氧烷(PDMS)上层的模具。但是，现有技术存在：整体设备复杂，芯片尺寸、参数不适合人类睾丸培养，设计和组织装填模式复杂等缺点。

发明内容

基于此，有必要针对上述技术问题，提供一种静水压驱动的微流控组织芯片。

一种静水压驱动的微流控组织芯片，包括：

夹具，包括上层夹具和下层夹具，所述上层夹具上间隔地开设有进口和出口；

芯片主体，包括母板、组织室和介质回路，所述母板固定在所述上层夹具和下层夹具之间，所述组织室设置在所述母板上，所述组织室的内部用于放置样本组织，所述介质回路的两端分别与所述进口和出口相连通，所述介质回路的中部与所述组织室相连通；

储液罐，所述储液罐的内部设置有液体培养基，所述储液罐安装在所述上层夹具的顶部，且所述储液罐与所述进口的位置相对应；

其中，所述介质回路具有阻力结构，所述阻力结构能够延缓液体培养基的流动速度。

在其中一个实施例中，所述介质回路包括：

流入通道，所述流入通道上设有进液孔，所述进液孔与所述进口相连通；

流出通道，所述流出通道上设有出液孔，所述出液孔与所述出口相连通，所述阻力结构设置在所述流出通道内；

介质通道，设置在所述组织室的两侧，所述介质通道的两端分别与所述流入通道和流出通道相连通，所述介质通道的中部与所述组织室相连通。

在其中一个实施例中，所述阻力结构包括阻力通道，所述阻力通道的截面小于所述流入通道的截面。

在其中一个实施例中，所述阻力通道的截面为125*100um的长方形，所述阻力通道的长度为20mm。

在其中一个实施例中，所述出口经微泵延长管与收集罐相连接。

在其中一个实施例中，所述组织室由间隔设置的多个柱子围合成一容纳腔。

在其中一个实施例中，相邻两个柱子之间的间距为100um，每个所述柱子的宽度、长度和高度分别为150um、150um、250um。

在其中一个实施例中，所述上层夹具和下层夹具由亚克力材料制成，且所述上层夹具和下层夹具采用螺丝固定连接。

在其中一个实施例中，所述下层夹具上开设有观察口，所述观察口上设有载玻片，所述母板固定在所述载玻片上。

上述静水压驱动的微流控组织芯片，采用了储液罐的无泵静水压作为驱动的动力，设计了介质回路的阻力结构以维持长时间的液体培养基流动，其极大地方便了使用，同时设计更为简单，相应的制作和使用也更简单方便，尺寸更为贴合人类曲细精管。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例中的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1是本发明的静水压驱动的微流控组织芯片的结构示意图；

图2是本发明的芯片主体的结构示意图；

图3是本发明的组织室的部分结构示意图。

具体实施方式

为了便于理解本发明，下面将参照相关附图对本发明进行更全面的描述。附图中给出了本发明的较佳的实施例。但是，本发明可以以许多不同的形式来实现，并不限于本文所描述的实施例。相反地，提供这些实施例的目的是使对本发明的公开内容的理解更加透彻全面。

需要说明的是，当元件被称为“固定于”另一个元件，它可以直接在另一个元件上或者也可以存在居中的元件。当一个元件被认为是“连接”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件或者可能同时存在居中元件。

除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本发明的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本发明。

参阅图1-3所示，本发明一实施例提供一种静水压驱动的微流控组织芯片，包括：

夹具1，包括上层夹具11和下层夹具12，所述上层夹具11上间隔地开设有进口13和出口14；可选地，进口13和出口14可以采用滤菌器滤过空气、平衡气压。

芯片主体2，包括母板21、组织室22和介质回路23，所述母板21固定在所述上层夹具11和下层夹具12之间，所述组织室22设置在所述母板21上，所述组织室22的内部用于放置样本组织，所述介质回路23的两端分别与所述进口13和出口14相连通，所述介质回路23的中部与所述组织室22相连通；本实施例中，可以通过激光刻蚀晶圆制成母板21，并将PDMS浇注在母板21上，激光刻蚀晶圆所用的光掩膜是用CAD软件设计的。在每个设备的生产中，PDMS预聚体与固化剂以10：1的重量比混合，并倒在母板21上，然后，将固化的PDMS从母板21上剥离。

储液罐3，所述储液罐3的内部设置有液体培养基，所述储液罐3安装在所述上层夹具11的顶部，且所述储液罐3与所述进口13的位置相对应。可选地，储液罐可以为15ml离心管，其可以通过PDMS粘合固定在进口13处。

其中，所述介质回路23具有阻力结构，所述阻力结构能够延缓液体培养基的流动速度。

上述静水压驱动的微流控组织芯片，采用了储液罐3的无泵静水压作为驱动的动力，设计了介质回路23的阻力结构以维持长时间的液体培养基流动，其极大地方便了使用，同时设计更为简单，相应的制作和使用也更简单方便，尺寸更为贴合人类曲细精管。

在本发明一实施例中，所述介质回路23包括：

流入通道231，所述流入通道231上设有进液孔，所述进液孔与所述进口13相连通；

流出通道232，所述流出通道232上设有出液孔，所述出液孔与所述出口14相连通，所述阻力结构设置在所述流出通道232内；

介质通道233，设置在所述组织室22的两侧，所述介质通道233的两端分别与所述流入通道231和流出通道232相连通，所述介质通道233的中部与所述组织室22相连通。

本实施例中，氧气可以通过组织室22的上方到达样本组织，而液体培养基以静水压驱动，经组织室22两旁的介质通道233水平流动和扩散与样本组织相接触。

在本发明一实施例中，所述阻力结构包括阻力通道234，所述阻力通道234的截面小于所述流入通道231的截面。如此，可以通过小截面的阻力通道234降低液体培养基的流动速度，使液体培养基能够有足够时间在组织室22两旁水平流动和扩散。

可选地，所述阻力通道234的截面为125*100um的长方形，所述阻力通道234的长度为20mm。这样设计可以给予微流体合适的阻力，确保液体培养基能持续流动足够长时间。

可选地，所述出口14经微泵延长管与收集罐相连接。收集罐可以为50ml的注射器，如此可以收集液体培养基，便于后续处理。

在本发明一实施例中，所述组织室22由间隔设置的多个柱子221围合成一容纳腔。可选地，相邻两个柱子221之间的间距为100um，每个所述柱子221的宽度、长度和高度分别为150um、150um、250um。本实施例中，柱子221的设计利于样本组织物质交换的同时，也能防止样本组织受到流体(液体培养基)剪切力的影响。

在本发明一实施例中，所述上层夹具11和下层夹具12由亚克力材料制成，且所述上层夹具11和下层夹具12采用螺丝固定连接。如此，可以降低夹具1的总体重量，并方便安装和拆卸。本实施例中，上层夹具11、下层夹具12、连接管等都可以用双蒸水冲洗除尘并烘干。用环氧乙烷气体灭菌后，保存在灭菌袋中。

在本发明一实施例中，所述下层夹具12上开设有观察口121，所述观察口121上设有载玻片122，所述母板21固定在所述载玻片122上。通过载玻片122有利于用更好地用倒置显微镜观察样本组织。

以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。

以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。