通過結合微流體，微制造和細胞培養技術的原理，出現了新一代的實驗室平臺，稱為“片上器官”。器官芯片系統是包含活細胞的微流體裝置。與先前的體外模型相比，這些微流體裝置可以更好地概括微環境。微流體裝置特別適用于模擬生物屏障，例如血腦屏障，因為它們可以模擬血流。  

血腦屏障的結構和功能

血腦屏障（BBB）是細胞的邊界層，其排列腦微血管并將血液與腦間質液分開。血腦屏障的主要功能是通過允許選擇性運輸營養物質，但防止血液中的有毒物質進入大腦，充當物理和代謝屏障。

BBB由專門的內皮細胞組成，其被基底膜和四種其他類型的細胞包圍：星形膠質細胞，周細胞，神經元和小膠質細胞。這五種類型的細胞和基底膜一起構成了神經血管單元（圖1）。在BBB的相鄰內皮細胞之間形成稱為緊密連接的密封蛋白復合物。結果，細胞彼此緊密靠近，從而阻塞細胞內空間并阻止細胞旁轉運。這種高屏障緊密度是BBB的特征，對維持腦內穩態至關重要。屏障緊密度的局部破壞導致通過屏障的滲漏與中樞神經系統（CNS）的幾種疾病相關[2]。了解和克服BBB對于治療CNS疾病至關重要。能夠暫時打開屏障，允許藥物通過并到達大腦的藥物輸送系統是治療CNS疾病的關鍵研究領域。

圖1.神經血管單元的圖示

血腦屏障的體外模型

在人工環境中，條件可以保持在高度控制之下，并且可以獨立地研究特定行為而幾乎不受其他因素的干擾。傳統上，BBB已經在體外重建為使用常規細胞培養設置的靜態模型。微流體器官芯片裝置提供了解決先前體外許多缺點的解決方案楷模。這些裝置可以設計成更真實的結構，并且它們的小尺寸更好地代表神經血管單元中毛細血管的幾何形狀。此外，通過采用微流體而不是在本體溶液中進行實驗，模型可以顯示生理現象，例如流體流動和剪切應力。BBB-on-chip模型的另一個優點是可以集成用于實時監控的傳感器。

微流控芯片上的血腦屏障

下面介紹兩種早期的微流體裝置，這些裝置率先開發了片上BBB，并為幾個有前景的概念提供了原理驗證。還將介紹在開發用于研究BBB的器官芯片裝置時要考慮的一些重要設計方面和驗證參數。如今，用于片上器官應用的即用型芯片已在市場上出售或可訂購定制。

據我們所知，Booth等人。是2012年首次發布BBB芯片模型并在2014年發表了一篇后續論文。如圖2所示，它們的裝置包括PDMS層中的兩個交叉通道，深度為200μm，寬度分別為2mm和5mm。兩個通道由覆蓋有纖連蛋白的多孔聚碳酸酯膜隔開。通過具有薄膜Ag / AgCl電極的玻璃載片覆蓋通道層，其中四點感測結構放置在膜上。將小鼠內皮細胞（b.End3）和鼠星形膠質細胞（C8D1A）在膜的相對側共培養。在兩個通道中施加2.6mL / min的流速，根據本文中提供的計算，其對應于內皮細胞上2mPa的剪切應力。2帶有集成的薄膜電極。此外，用免疫熒光鑒定緊密連接蛋白ZO-1，并進行滲透性研究以確認屏障功能。

圖2. Booth等人開發的BBB-on-chip示意圖和圖片。（轉載自Booth等人）

另一種完全整合的BBB裝置由Griep等人出版。在2013年。該裝置由兩層PDMS組成，所述PDMS包括寬度為500μm且深度為100μm的通道，其間具有涂覆有膠原的聚碳酸酯膜。將人腦微血管內皮細胞（hCMEC / D3）培養在膜的頂部。他們使用四根鉑絲來監測阻抗光譜測量7天內的TEER值。他們獲得的平均TEER值為28Vcm 2 ±1.3 SEM）。當施加2.5mL / h的流速時，他們觀察到TEER的增加，高達120Vcm 2，對應于0.58Pa的計算剪切應力。

圖3.芯片層（a）和組裝芯片（b）的示意圖，以及Griep等人開發的片上BBB的圖片。（轉載自Griep等人）

用于片上器官的芯片材料

PDMS已被廣泛用于制造器上芯片器件。PDMS的一些優點包括生物相容和透明（240 nm - 1100 nm），便宜且易于處理，可以高分辨率成型，并可粘合到玻璃或PDMS。。然而，它是高度疏水的，當填充通道或為非泄漏芯片獲得緊密結合時可能是有問題的。此外，難以在PDMS的表面上沉積電極，因此玻璃通常用于具有圖案化薄膜電極的器件中。

NPG72是一種新型熱塑性材料，具有極好的片上器官應用前景。它具有與PDMS相同的優點，但不像PDMS需要幾個小時才能成型，NPG72芯片可以在幾分鐘內完成。

芯片模型中的血腦屏障細胞

所使用的細胞類型對于構建生物相關性模型非常重要。然而，目前尚不清楚神經血管單元的不同細胞究竟是如何促成屏障功能的[8]。為了模仿人類BBB，使用人類細胞顯然是最具預測性的。人腦毛細血管內皮細胞已被廣泛表征，但可用性和再現性低。人類誘導多能干細胞（hiPSC）的最新進展有望克服這些困難。

預期將內皮細胞與來自神經血管單元的其他細胞共培養是更生理學相關的表現，因為這些細胞也影響屏障的形成和維持。已經發表了幾項關于微流體BBB模型中共培養的研究，主要是帶有星形膠質細胞的內皮細胞，還有神經元和周細胞。星形膠質細胞和內皮細胞彼此不直接接觸，但被基底層分開。在微流體裝置中，它們可以在膜的不同側面上培養。然而，裝置中的膜太厚，細胞 - 細胞接觸將受到限制。為了模擬細胞外基質的3D環境，水凝膠已被用作微流體室內的細胞接種支架。

剪切內皮細胞的壓力

由于血壓和剪切應力，神經血管單元中BBB的內皮細胞受到垂直于血管壁的力。由血流引起，在流動方向上。已經報道剪切應力影響內皮細胞形態和功能，并對屏障形成具有積極作用。與其他類型的器件不同，片上器件器件具有適合于結合流體流動的巨大優點?；铙w血管具有圓形橫截面，而微流體裝置通常具有矩形橫截面。在具有圓形橫截面的管中，由于圓柱對稱，剪切應力在壁上將是相等且均勻的。然而，在矩形橫截面的情況下，剪切應力將不均勻。為了在矩形截面中獲得最均勻的應力，通過將通道設計成通道高度遠小于通道寬度，可以實現盡可能平坦的流動剖面。毛細血管的生理剪切應力為0.3-2 Pa。

經內皮電阻（TEER）

TEER描述了跨細胞屏障的抗性，并且通常用作驗證參數來控制BBB模型中的內皮細胞是否形成緊密連接復合物。如果內皮細胞正常生長并與相鄰細胞形成緊密連接，則細胞層的細胞間隙被阻塞，電流流動受到限制。這導致更高的電流阻抗，這反映在更高的TEER值中。TEER通常表示歸一化到在單位Ωcm的膜面積2，如在下面，為了便于直接比較其他模型。

在BBB片上模型中，測量TEER是一種快速，非侵入性的方法，可以實現對屏障質量的實時評估。通過在蜂窩層上施加低電流來執行測量，同時測量電池層阻止多少電流。片上器件裝置適用于集成傳感器，其中TEER可以實時監控，這在其他類型的裝置中是困難的。在體外 BBB的模型需要達到高于150-200Ωcm的TEER值2被認為是可接受的模型[19]。這比報道的體內結果低約10倍。接受低得多的TEER的原因是由于體外條件的簡化。

芯片模型上血腦屏障的滲透性

通過測試屏障對不同物質的滲透性，片上器官模型可以直接提供關于屏障功能的信息。以易于與體內比較的方式量化滲透性是有用的數據。穿過屏障的被動傳輸可以從流過芯片的分析物的滲透系數來量化。值得注意的是，擴散以外的因素可能有助于運輸，如細胞屏障中存在間隙時的對流，以及由于通道之間溶質濃度的差異引起的滲透流。這可以通過控制通道中的溶質一致性并在實驗期間在兩個通道中具有相同的壓力來避免。由于親水性化合物穿過屏障的運輸非常受限制，因此這些用熒光示蹤劑標記的化合物通常用于滲透性研究。然后可以用熒光顯微鏡觀察滲透性。

由MAMI項目博士生EmmaThomée撰寫，資助來自歐盟的Horizon 2020研究和創新計劃，資助協議編號為766007。 

emma.thomee [在] elvesys.com