マイクロ流体細胞培養アプリケーション向けの小型 3D プリント圧力レギュレーター (μPR)

Scientific Reports volume 12、記事番号: 10769 (2022) この記事を引用

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メトリクスの詳細

明確に定義された流体の流れは、マイクロ流体培養システムの特徴であり、細胞スケールでの生物物理学的および生化学的合図の正確な制御を可能にします。 マイクロ流体流量制御は一般に、一定流、傾斜流、パルス流などの多数の灌流オプションを提供する変位ベース (シリンジや蠕動ポンプなど) または圧力制御技術を使用して実現されます。 ただし、これらの大型フォームファクターのデバイスと付随する周辺機器を保育器やその他の限られた環境に統合するのは困難な場合があります。 さらに、マイクロ流体培養研究は主に一定の灌流条件下で実行され、より複雑な流動機能は使用されないことがよくあります。 したがって、標準的な灌流機能を提供し、培養環境に簡単に統合できる、簡素化されたフロー制御プラットフォームが必要です。 この目的を達成するために、我々は調整可能な 3D プリントマイクロ圧力レギュレーター (μPR) を導入し、マイクロ流体アプリケーションをサポートするバッテリー駆動の小型エアポンプと組み合わせることで堅牢な流量制御機能を提供できることを示します。 μPR の設計と製造について詳しく説明し、(i) マイクロ流体アプリケーションに関連する調整可能な出口圧力範囲 (1 ～ 10 kPa) を実証し、(ii) マイクロ流体ネットワークにおける動的制御機能を強調し、(iii) 人間の臍帯の維持を行います。連続灌流条件下のマルチコンパートメント培養装置内の静脈内皮細胞 (HUVEC)。 当社の 3D プリント製造アプローチとオープンアクセス設計により、幅広いマイクロ流体アプリケーションをサポートできるカスタマイズされた µPR が可能になると期待しています。

マイクロ流体アプローチは、流体の正確な操作を利用して、培養細胞の定義された生物物理学的刺激4、5、6、7、8、化合物の流入制御9、10、11、および培養環境への二次細胞集団の導入12、13。 これらのシステムでは、流体の流れの制御は通常、変位ベースまたは空気圧ポンプ方式によって実現されます14、15、16。 たとえば、シリンジ ポンプは、メカニカル ネジの回転運動を使用して、制御された流量 (Q) でシリンジ バレルから流体を吐出します。一方、蠕動ポンプは、カム機構を採用して、コンプライアント チューブを通して流体を押したり引いたりして、Q17 を直接制御します。 シリンジポンプとペリスタルティックポンプは、その堅牢な流量制御機能と標準化されたコンポーネント（シリンジ、フィッティング、チューブなど）との互換性により頻繁に使用されますが、密閉された環境に統合するのは困難な場合があります18。 さらに、スクリューまたはカム機構の機械的振動により、望ましくない流れの脈動が生じ、細胞の損傷を引き起こす可能性があります 19、20、21、22。

対照的に、空気圧ポンプ方式では、マイクロ流体ネットワーク全体で定義された圧力降下 (ΔP) を生成して Q を制御します。これらの圧力駆動の​​流れの場合、Q はハーゲン・ポアズイユ方程式 Q = ΔPR−1 によって定義され、次のように考えることができます。オームの法則と水圧の類似性。ここで、R はネットワークの形状と流体の粘度によって定義される流体抵抗です23。 空気圧システムの固有の減衰特性により、これらのアプローチは変位ベースの方法と比較して流れの脈動の影響を受けにくくなります18。 ただし、潜在的な流体抵抗の変化と付随する背圧効果のため、空気圧によるアプローチでは、多くの場合、専用の高圧空気源 (実験室用空気など)、閉ループ圧力コントローラー、背圧レギュレーターなどの複雑な周辺機器が必要になります。 、およびインライン圧力/流量センサーを使用して、所望の流量を維持します24、25、26。 したがって、空気圧法は密閉された細胞培養環境に組み込むことが難しい場合もあります27。