Un modèle microfluidique de Biomimetically respiration pulmonaire acineuse Airways

Soft-lithography was utilized to produce a representative true-scale model of pulmonary alveolated airways that expand and contract periodically, mimicking physiological breathing motion. This platform recreates respiratory acinar flows on a chip, and is anticipated to facilitate experimental investigation of inhaled aerosol dynamics and deposition in the pulmonary acinus.

Quantifier caractéristiques d'écoulement des voies respiratoires dans les profondeurs acineuses pulmonaires et leur influence sur le transport des aérosols inhalés est essentielle à l'optimisation des techniques drogues par inhalation, ainsi que la prédiction des modèles de dépôt des particules en suspension potentiellement toxiques dans les alvéoles pulmonaires. Ici, les techniques soft-lithographie sont utilisées pour fabriquer des structures des voies respiratoires complexes acineuses-like à la longueur des échelles anatomiques véridiques qui reproduisent les phénomènes d'écoulement acineuses physiologiques dans un système optique accessible. Le dispositif microfluidique dispose de 5 générations de bifurquant conduits alvéolaires avec expansion périodiquement et parois contractantes. l'actionnement de paroi est réalisée en modifiant la pression à l'intérieur des chambres remplies d'eau entourant les minces PDMS canal acineuses parois à la fois sur les côtés et le dessus de l'appareil. Contrairement aux dispositifs microfluidiques multicouches communes, où l'empilement de plusieurs PDMS moules est nécessaire, une méthode simple est présentée pour fabriquer la partie supérieurechambre en intégrant la section de canon d'une seringue dans le moule PDMS. Cette configuration microfluidique roman offre des mouvements de respiration physiologiques qui à leur tour donnent lieu à acineuses air-flux caractéristiques. Dans l'étude actuelle, micro particules d'image vélocimétrie (μPIV) avec des particules liquides en suspension a été utilisée pour quantifier tels flux d'air sur la base hydrodynamique similitude correspondant. Le bon accord entre les résultats μPIV et les phénomènes d'écoulement acineuses attendus suggèrent que la plate - forme microfluidique peut servir dans un proche avenir comme attrayant outil vitro pour étudier le transport des particules représentant directement dans l' air et le dépôt dans les régions acineuses des poumons.

Une quantification détaillée de la dynamique des flux respiratoires dans la partie distale, les régions alvéolaires des poumons est primordiale dans la compréhension de flux d' air dans le mélange acinus pulmonaire et prédire le sort des aérosols inhalés dans le plus profond des voies respiratoires ^1-3. Ce dernier aspect est particulièrement préoccupant lorsque traiter d'une part les risques de particules de polluants inhalés ou inversement dans la recherche de nouvelles stratégies pour améliorer et ciblée délivrance de médicaments thérapeutiques inhalés à des sites localisés du poumon ^{4, 5,} ainsi que pour l' administration systémique.

À ce jour, les flux respiratoires dans les régions acineuses pulmonaires profondes ont été généralement étudiés in silico en utilisant la dynamique des fluides computationnelle (CFD) ou alternativement in vitro avec des modèles expérimentaux échelle-up suivants hydrodynamique similitude correspondant. Au cours des dernières décennies, les méthodes CFD ont été de plus en plus appliquée pour étudier les phénomènes d'écoulement acineuses, de single modèles alvéolaires ^{6, 7} et alvéolaires conduits ^8-12 au plus élaboré dans les modèles silico qui capturent anatomiquement réalistes structures d'arbres acineuses avec plusieurs générations de conduits alvéolaires et jusqu'à plusieurs centaines de alvéolaires individuels ^13-15.

Ensemble, les efforts numériques ont joué un rôle essentiel à faire la lumière sur le rôle et l'influence du mouvement de la paroi lors de la respiration des mouvements sur les motifs qui a suivi acineuses de flux d'air. En l'absence de mouvement respiratoire, statique alvéole fonction recirculation circule dans leurs cavités qui présentent aucun échange d'air entre le conduit acineuses et l'alvéole ^{6, 7} convective; en d'autres termes, les flux alvéolaires seraient entièrement isolés des flux dans les arbres acineuses et l'échange d'air se traduirait uniquement à partir des mécanismes de diffusion. Avec l'existence d'extensions cycliques du domaine alvéolaire, cependant, les topologies de flux alvéolaires sont considérablement modifiés et le resulting modèles d'écoulement à l' intérieur des alvéoles sont intimement liés à l'emplacement d'un alvéole le long de l'arbre acineuse (par ex., proximale par rapport à des générations distales).

En particulier, il a été émis l'hypothèse dans les simulations que les modèles de flux alvéolaires sont fortement influencés par le rapport alvéolaire canalaire des débits tels que les générations proximales de l'arbre acineuses pulmonaire, où ce ratio est relativement importante suivant la conservation de masse à travers une structure arborescente, fonction recirculation complexe circule à l'intérieur des cavités alvéolaires avec pathlines fluides irréversibles. Avec chaque génération acineuses plus profond, le rapport alvéolaire des débits canalaires diminue progressivement de sorte que les générations acineuses distales présentent des lignes de courant radiales comme qui rappellent inflations simples et dégonflage d'un ballon. Avec les progrès dans les modalités modernes d'imagerie, les données d'imagerie du poumon ^{16, 17} des rongeurs, y compris le rat et la souris, ont donné lieu à une partie de la première simul CFDations des flux acineuses anatomiquement reconstruits dans les alvéoles reconstruites. En dépit de ces progrès prometteurs, ces études récentes sont encore limitées pour traiter les phénomènes d'écoulement d'air dans des sacs alvéolaires terminaux seulement ^{18, 19} ou quelques alvéoles entourant un seul conduit ^20. En conséquence, les enquêtes sur les phénomènes d'écoulement respiratoires dans les acinus state-of-the-art restent dominées par des études portant sur ​​des géométries génériques anatomiquement inspirées de l'environnement acineuses ^2.

Du côté expérimental, diverses configurations comportant une voie aérienne avec un ou plusieurs alvéoles ont été développés au cours des années ^21-24. Pourtant, il existe pas de modèles expérimentaux de bifurquant voies respiratoires alvéolaires qui sont capables de mimer la respiration physiologique par dilatation et de contraction de façon respiratoire-like. Compte tenu de l'absence de plates-formes expérimentales attrayantes à portée de main, l'étude des phénomènes de transport acineuses reste limitée en ce qui concerne validating Etudes de calcul et critique, il reste un manque de données expérimentales disponibles. . Au cours des dernières années, Ma et al (2009) ont construit un modèle à parois rigides à échelle d'un acinus composé de trois générations acineuses; Cependant, le manque de mouvement de la paroi dans ce modèle limité sa capacité à capturer des modèles de flux alvéolaires réalistes dans des conditions de respiration.

D' autres expériences échelle-up , y compris un modèle de paroi mobile basée sur des données anatomiques de fonte réplique ont été récemment mis en place ^25; cependant, puisque le modèle ne capturé les deux dernières générations acineuses (ie., les sacs terminaux), il n'a pas réussi à capter les flux de recirculation complexes qui caractérisent les générations acineuses plus proximales. Ces derniers exemples d'expériences à échelle jusqu'à soulignent en outre les limitations en cours avec de telles approches. Plus précisément, aucune expérience existante a ainsi mis en évidence la transition loin émis l'hypothèse de remise en circulation des flux radiaux le long del'acinus et ainsi confirmer les prédictions numériques de topologies de flux hypothétiques d'exister dans de vrais arbres acineuses pulmonaires ^{7, 15.} Peut-être plus important encore , des expériences à échelle-up sont extrêmement limitées dans les enquêtes par inhalation des particules de transport et de dépôt dynamique ²⁶ en raison de difficultés à faire correspondre tous les non pertinents les paramètres de dimension (par ex., la diffusion des particules, un mécanisme de transport critique pour les particules submicroniques, est complètement négligé).

Avec des défis expérimentaux en cours, de nouvelles plates-formes expérimentales qui permettent des enquêtes sur des voies respiratoires des flux d'air et la dynamique des particules dans les murs mobiles complexes réseaux acineuses sont recherchés. Ici, anatomiquement inspiration dans le modèle acineuses vitro est introduit. Cette acineuses pulmonaire imite la plate - forme microfluidique coule directement à l'échelle du acineuses représentant, et élargit la gamme croissante de modèles microfluidiques pulmonaires ^27, y compris le liquide bronchique plug-flows ^28-30 et la barrière alvéolo-capillaire ^31.

A savoir, les caractéristiques de la conception actuelle de cinq générations alvéolée arbre des voies aériennes simplifiée cycliquement en expansion et les murs, où les mouvements cycliques sont atteints par la pression de contrôle à l'intérieur d'une chambre d'eau qui entoure les PDMS minces parois latérales et où la paroi supérieure est déformée par une eau supplémentaire contractante chambre assis directement au-dessus de la structure acineuse. A la différence des dispositifs microfluidiques multicouches communs, cette chambre est simplement formée en intégrant la section cylindrique d'une seringue à l'intérieur du dispositif de PDMS, et ne nécessite pas de préparation d'un moule PDMS supplémentaire.

L'approche présentée ici miniaturisé offre un moyen simple et polyvalent pour la reproduction de structures acineuses compliquées avec des parois mobiles par rapport aux modèles à échelle jusqu'à tout en capturant les caractéristiques sous-jacentes de l'environnement de flux de acineuses. Cette plate-forme peut être utilisée pour flow la visualisation en utilisant des particules de liquide en suspension à l'intérieur des voies respiratoires (voir résultats représentatifs ci-dessous). Dans un proche avenir, le modèle sera utilisé avec les particules en suspension pour l'étude de la dynamique des particules acineuses inhalés.

Fabrication 1. Master

1. Utiliser une gravure ionique réactive profonde (DRIE) de silicium sur isolant (SOI) plaquette pour fabriquer une plaquette de silicium maître tel que décrit dans des travaux antérieurs ^{32, 33.}
   NOTE: DRIE est préférable à la norme SU-8 micro-usinage en raison des caractéristiques de rapport d'aspect élevé (40 um de large et 90 um tranchées profondes).

2. Castings et scellement du dispositif microfluidique

1. Mélanger PDMS et un agent de durcissement à un ratio de 10: 1 de poids à l'intérieur d'un petit récipient propre, comme un plat en plastique pesant.
2. Dégazer le mélange dans un dessicateur sous vide jusqu'à ce que toutes les bulles d'air sont éliminées.
   NOTE: Préparer suffisamment de PDMS pour toutes les étapes ultérieures. Ci-dessous, l'acronyme "PDMS" se réfère toujours aux dégazés 10: 1 PDMS: mélange de durcissement agent qui a été préparé dans les étapes 2.1 et 2.2.
3. Verser le mélange-dégazé à une hauteur d'environ 1 mm au-dessus du maître plaquette. Degas encore une fois pour au moins40 min pour éliminer toutes les bulles d'air au-dessus de la plaquette et de minimiser les bulles en dessous de la plaquette.
   REMARQUE: Assurez-vous que la plaquette est aussi proche que possible du fond de la plaque. Si nécessaire, appuyez sur la plaquette doucement vers le bas à l'aide de 2 bâtons d'agitation et dégazer encore une fois.
4. Cuire au four à 65 ° C pendant 20 min dans un four à convection naturelle.
   NOTE: Après 20 min, le PDMS est durci et presque complètement durci. Alors qu'un temps de cuisson plus long est possible de cuisson pendant 20 minutes, un gain de temps et améliore l'adhérence de la deuxième couche en PDMS (voir ci-dessous) à la première.
5. Déposer la section de canon d'une seringue de 2 ml en plastique en utilisant un papier de sable fin de grain pour améliorer l'adhérence à PDMS. En outre, utiliser le papier de verre pour aplatir la base du corps de la seringue en plaçant le papier abrasif sur une surface plane et en faisant glisser la base du cylindre de la seringue au-dessus de celui-ci. Nettoyer la seringue avec de l'air sous pression.
6. Placer la partie de corps de la seringue au-dessus de la première couche de PDMS avec large ouverture faisant face à la surface du PDMS, et verser une seconde couche de PDMS au-dessus du premier à une hauteur d'environ 5 mm et dégazer le PDMS à nouveau dans un dessicateur.
   NOTE: La deuxième couche de PDMS doit être versé dans le petit récipient autour du canon, et ne doit pas entrer à l'intérieur.
7. Cuire l'ensemble de la configuration à 65 ° C pendant au moins 2 heures dans un four à convection naturelle.
   NOTE: Il n'y a pas besoin de tenir le canon en place au cours des processus de durcissement puisque le poids des PDMS en appui contre la grande base du canon détient le canon fermement en place.
8. Couper à travers le moule PDMS autour de la région à motif de la tranche de maître à l'aide d'un scalpel. Pendant la coupe, le scalpel devrait faiblement toucher la surface de la plaquette. Ensuite, insérez délicatement un outil mince tel qu'une pince de plaquette dans l'encoche créée par le scalpel, et décoller les PDMS exprimés par le maître tranche.
9. Placez la distribution sur une surface molle recouverte d'une feuille d'aluminium avec le côté à motifsvers le haut (ie., le canon doit pendre du bord de la table), et percer un trou dans le PDMS à l'entrée d'entrée de la chambre et le canal en utilisant une biopsie poinçon 1 mm.
10. Enduire une lame de verre propre avec un (dégazé) 10: 1 PDMS: mélange de durcissement-agent à l'aide d'une tournette programmée à 3000 rpm pendant 30 secondes, et cuire pendant> 1 heure à 65 ° C. Ensuite, nettoyer la lame et PDMS coulé en utilisant du ruban adhésif transparent.
11. Traiter la surface du moule et PDMS enduit lame de verre PDMS avec plasma O ₂ (par exemple, en utilisant un dispositif de traitement corona à main) pendant 1 min, puis appuyez doucement sur ​​les surfaces ensemble et cuire au four à 65 ° C pendant la nuit (O / N) .

3. Remplissage de périphériques et Actuation

1. Mélanger des particules de polystyrène fluorescentes de l'eau en suspension avec de l'eau et de glycérol dans un flacon en verre pour obtenir un (v / v) mélange 64/36 glycérol / eau avec 0,25% (poids / poids) des particules ..
2. Placer une goutte de la solution de glycérol au-dessus de l'entrée du canal et une goutte de DI water sur l'entrée de la chambre, puis placez l'appareil dans un dessiccateur et vide pendant environ 5 min.
   NOTE: Avant de libérer l'attente de vide pour les bulles qui se forment dans les gouttes de solution de glycérol et de l'eau DI à la pop. Lors de la libération sous vide les liquides sont aspirés dans les vides à l'intérieur de l'appareil. Si l' air résiduel reste à l' intérieur des canaux, l' éliminer en appliquant une pression externe sur les fluides (par exemple., En utilisant une seringue) et permettant à l'air de diffuser dans les PDMS.
3. Injecter ~ 2 ml d'eau DI dans la chambre supérieure (c. -à- corps de la seringue, Fig. 2b) jusqu'à ce qu'il soit complètement rempli d'eau. Puis couvrir la chambre supérieure avec une pointe de seringue émoussée de calibre 19, couper la pointe d'un autre bout de la seringue de calibre 19 émoussée et insérez cette astuce à l'entrée de la chambre de côté. Connecter les deux embouts de seringue à une seringue de 1 ml par tube mince de Teflon et un connecteur en forme de T.
   REMARQUE: Assurez-vous que la seringue de 1 ml, tube en Téflon, connecteur en T et la chambre supérieure (2 ml seringue barrel) sont tous remplis avec de l'eau sans bulles. Ceci peut être obtenu en ouvrant les points de connexion, en poussant l'eau à travers les sections vides du tube et reconnecter les points de connexion.
4. Connectez la seringue de 1 ml à une pompe de seringue pré-programmé pour imiter par exemple un cycle calme respiration marémotrice (avec une période de T = 4 sec) construit des rampes linéaires, à savoir, de zéro à 1,8 ml / min à 1 sec, à partir de 1,8 ml / min à -1,8 ml / min à 2 sec et de -1,8 ml / min à zéro en 1 sec.

4. flux expériences de visualisation: Micro-particules vélocimétrie par image (μPIV)

1. Alors que le dispositif est actionné, obtenir une série de 9 - 12 à verrouillage de phase, des images à double trame du flux de particules ensemencées en utilisant un micro-particules d'image velocimetry système (μPIV) constitué par exemple d'une double exposition CCD de cadre multiple appareil photo (par exemple., 1600 × 1200 pixels pour atteindre une résolution suffisante), une double pulsée laser Nd-YAG (longueur d'onde: 532 nm, la production d'énergie 400 mJ, la durée de l'impulsion: 4 nsec), et un microscope inversé.
   REMARQUE: Un tel système est capable d'obtenir des paires de trames avec un décalage de temps de jusqu'à quelques microsecondes entre les première et seconde trames. Pour obtenir des images à double cadre à verrouillage de phase, il est utile d'acquérir une double série de trame à , par exemple., 10 Hz (paires de châssis sont séparés par 0.1 sec les uns des autres). Ensuite, les données peuvent être réorganisés de telle sorte que toutes les paires de châssis qui sont séparés par un temps de cycle complet (ici T = 4 sec) forment une nouvelle série chronologique. L' acquisition des images doit être répété plusieurs fois tout en modifiant le temps de latence entre les premier et second cadres de chaque paire de châssis (ie., 100 microsecondes à 0,1 sec) pour résoudre les différentes zones d'écoulement à l' intérieur de la cavité alvéolaire.
   Remarque: les configurations alternatives en ce qui concerne les meilleures combinaisons de systèmes d'acquisition d'image (. -À- dire, l' appareil photo) et éclairage sources (c. -à- lasers) à l' image telsmicroflux sont également disponibles ^{34, 35.}
2. Utiliser un algorithme de somme de corrélation pour calculer les vecteurs de vitesse des cartes à verrouillage de phase du champ d'écoulement résultant de la série d'images pour chaque décalage dans le temps utilisé. Répéter cette opération plusieurs fois avec des temps de latence variant entre les première et seconde trames dans chaque paire d'images pour résoudre les différentes zones d'écoulement à l'intérieur de la cavité alvéolaire. Ensuite, utilisez un programme d'analyse de données pour assembler les cartes de flux individuels dans une carte complète et de haute-détaillée des modèles d'écoulement en faisant la moyenne des points de données qui se chevauchent ^33.

Conception assistée par ordinateur (CAO) et microscope images de la plate - forme in vitro en acineuses sont présentés sur la Fig. 1. Le modèle acineuses biomimétique dispose de cinq générations de ramification des canaux rectangulaires bordées de cavités cylindriques alvéolaires de type (Fig. 1). Ici, les générations de modèles sont numérotés de génération 1 (pour la génération la plus proximale) de génération 5 (pour la génération la plus distale). A noter que seule l'entrée du canal conduisant à la génération 1 est ouvert à l'environnement extérieur au moyen d'une ouverture dans le PDMS. Les 16 conduits menant loin de la génération 5 sont laissés fermé à l' air (Fig. 1a). En modulant périodiquement la pression de l'eau dans les chambres, les parois minces constituant les cavités et les conduits alvéolaires sont cycliquement déformés. Dans le même temps, le plafond des voies respiratoires est déformée verticalement au moyen d'une chambre d'eau supplémentaire située au-dessus des canaux; pour créer cette chambre supérieure dans unde manière simple sans préparation d'une couche microfluidique supplémentaire le canon d'une seringue a été immergé à l'intérieur du PDMS avant réticulation. Il en est résulté une couche de PDMS d'environ 1 mm séparant les conduits alvéolaires et la chambre d'eau supérieure (voir Fig. 2).

Les chambres à eau sont reliées à une pompe à seringue programmé pour répéter une série de débits d'écoulement linéaire en rampe pour mimer une normale à la respiration de la marée lourde scénario d'un adulte humain moyen avec un temps de cycle de 4 secondes (T). Il en résulte une diminution périodique et une augmentation du volume des voies respiratoires; étant donné que les orifices de sortie sont fermés et que l'entrée est ouverte à l'environnement, le fluide à l'intérieur des conduits est inhalé et exhalé à partir du dispositif à travers l'entrée, par analogie avec un procédé de respiration naturelle. Ici, les conduits des voies respiratoires ont été remplis avec une solution de glycérol ensemencé avec des particules fluorescentes (voir Protocole) et micro image de particules vélocimétrie (μPIV) a été utilisé pour cartographier la resulti champs d'écoulement ng à travers l'arbre des voies respiratoires ^33.

L'amplitude normalisée de la vitesse (u _x / u _{x, max)} dans l' par fractions (ie. Axiale) en direction de toute la largeur des voies est représenté sur la Fig. 3. Les résultats sont présentés à la vitesse d'inhalation de crête pour chacune des générations 5 de l' appareil, et représentent la projection 2D de l'écoulement à l' intérieur d' une mince plaque à proximité du plan médian de la gaine. A titre de comparaison, la solution analytique de l'écoulement laminaire à l' état ​​stable pour un infiniment long canal ³⁶ est également présenté sur la figure. 3.

La figure 4 montre de rationaliser les modèles et grandeurs de vitesse à l' intérieur des cavités alvéolaires au plan médian des voies respiratoires au pic de l' inhalation. Les figures 4a, b et c représentent des générations acineuses 1, 3 et 5, respectivement.

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Figure 1: Modèle microfluidique de l'Arbre réseau acineuse (a) dessin CAO du dispositif complet.. (B) des instantanés Close-up de la structure arborescente acineuses montrant les canaux, les chambres et les parois minces qui les séparent. Flèches pourpres indiquent les emplacements correspondants et -Directions y positifs des profils d'écoulement présentés sur la Fig. 3. Adapté avec la permission de ref. 33.

Figure 2:. Conception CAO du dispositif microfluidique (a) des lignes brisées indiquent les tubes menant des chambres latérales et supérieure à la pompe seringue via un connecteur en forme de T. (B) la partie coupée à travers le centre du dispositif illustrant la localisation de la seringue à l'intérieur de la distribution PDMS. UNEdapted avec la permission de ref. 33.

Figure 3: acineuses vitesses d' écoulement des profils de vitesse normalisés canalaire (u _x / u _{x, max)} extraites de PIV le long de la largeur du canal pour les générations 1 à 5 aux emplacements illustrés sur la Fig.. 1; y = 0 coïncide avec l'emplacement milieu à travers le canal et u _{x, max} = 0,0104 m / sec correspond ici à la vitesse de pointe par fractions mesurée dans l' appareil génération 1. mesures de PIV sont présentées ici au pic de l' inhalation (t = 0,6 s) et la ligne noire correspond au profil de vitesse analytique pour rampante écoulement à l' intérieur d' un canal rectangulaire avec W _d = 345 um et h = 92 pm. Adapté avec la permission de ref. 33.

Figure 4: Velocity Grandeurs et correspondants Patterns Streamline. Les données sont obtenues à partir de micro-PIV pour une projection du flux extrait au plan médian d'une alvéole située à des générations de périphériques 1, 3 et 5. champs de flux sont présentés à environ inhalation pic (t = 0,6 s). grandeurs de vitesse sont indiquées sur une échelle logarithmique. Adapté avec la permission de ref. 33.

Une caractéristique essentielle de la plate-forme acineuses microfluidique présentée ici est sa capacité à reproduire les mouvements de respiration physiologiquement réalistes qui donnent lieu à des profils et des vitesses d'écoulement physiologiques dans les conduits acineuses et dans les alvéoles. Etant donné que les canaux microfluidiques sont fabriqués avec un taux relativement faible d'aspect (ie., W _j / h ≈ 3,9, où w _j est la largeur du conduit et h est la hauteur de la gaine), les débits mesurés présentent plusieurs caractéristiques d'écoulement de type bouchon par rapport à les profils d'écoulement parabolique prévus qui existeraient dans les canaux circulaires. Néanmoins, les vitesses mesurées sont bien dans les limites physiologiques; il est constaté que le nombre de Reynolds sans dimension caractéristique, la comparaison d' inertie aux forces visqueuses, on obtient un maximum d'environ 0,01 correspondant à des régions à mi - acineuses distale, à la suite des estimations semi-empiriques ^2.

Profils d'écoulement à proximité et à l' intérieur des cavités alvéolaires (Fig. 4) montrent que les vitesses canalaires diminuent progressivement vers les générations acineuses plus profondes. En outre, les grandeurs d'écoulement chute abrupte le long de l'ouverture des alvéoles pulmonaires résultant en des vitesses d'écoulement qui sont deux à trois ordres de grandeur plus lente à l'intérieur des alvéoles par rapport aux canaux; ces topologies de flux ont déjà été signalées dans plusieurs études numériques ^{1, 9, 15} En outre, les modèles de flux changent considérablement d'une génération acineuses à un autre, comme prévu dans les simulations ^{7, 15:.} tandis que la génération 1 dispose d' une zone de recirculation qui coïncide approximativement avec la le centre de l'alvéole (fig. 4, à gauche), de génération 3 est caractérisée par une zone de recirculation qui est décalée vers le côté proximal de laalvéole avec un modèle plus ouvert aérodynamique (Fig. 4, milieu). Enfin, les lignes de courant radiales sans zone de recirculation sont observées dans la production de l' appareil 5 (Fig. 4, à droite). Au meilleur de la connaissance des auteurs, ceci est la première fois que l'existence d'un large éventail de modèles d'écoulement alvéolaires est capturé expérimentalement.

Le succès de la méthode présentée dépend de quelques étapes critiques du protocole de microfabrication. Tout d'abord, pour éviter que les minces parois PDMS de se déchirer lors de la libération du maître tranche du motif gravé sur la surface de la plaquette doit avoir des parois droites et ne doit pas adhérer aux PDMS durcis. Il est donc fortement recommandé de produire les plaquettes en utilisant DRIE d'une plaquette SOI comme décrit dans Fishler et al. (2013). Un tel maître plaquette est durable et peut être facilement recouverte d'une couche anti-collage , soit par silanisation de la surface comme décrit dans Fishler et al. (2013) , ou en veillant à tchapeau de la dernière étape dans le processus de DRIE est celui de passivation avec CF _4. Une autre étape importante est le dépôt (étape 2.5) et l'intégration (étape 2.6), le corps de la seringue pour créer la chambre supérieure. Les bulles d'air pris entre la base de la seringue et la première couche de PDMS peut réduire considérablement l'intégrité et la durabilité du dispositif fabriqué. Pour éviter la formation de bulles, il est essentiel que la base du cylindre de la seringue est plate et uniformément déposée.

Alors que la conception actuelle permet la fabrication d'un bi-couche périphérique en utilisant un seul maître plaquette, une méthode modifiée peut inclure la création d'une couche supplémentaire de PDMS contenant une indentation circulaire pour former la chambre supérieure. Pour cette deuxième couche PDMS une tranche supplémentaire de maître avec une arête circulaire peut être fabriqué en utilisant la norme SU-8 photolithographie. Une modification supplémentaire du protocole peut inclure une méthode différente pour le collage PDMS qui ne nécessite pas un dispositif de traitement corona. Pour adhérer le moule PDMS au verrediapositive, la première couche de la lame de verre comme décrit à l'étape 2.10 du Protocole, mais utiliser un 5: 1 au lieu de 10: 1 PDMS: rapport en poids de durcissement-agent. Cuire le verre revêtu pendant 15 min à 65 ° C dans un four à convection naturelle, appuyez sur le moule PDMS au PDMS revêtus de verre, et cuire au four pendant une nuit à 65 ° C dans un four à convection naturelle.

A l'occasion de fuite de liquide de la surface de liaison entre PDMS moule et verre, les mesures suivantes peuvent être prises: (1) faire en sorte que le dispositif de traitement corona est la production d'étincelles électriques pendant le traitement, sinon, augmenter la tension de sortie, (2) prolonger le temps avec le traitement corona treater et (3) d'utiliser la méthode alternative pour lier le moule PDMS au verre (voir paragraphe ci-dessus). Souvent, l'eau peut fuir à travers la connexion de la tubulure en téflon mince à l'entrée de la chambre. Pour contourner cette fuite, assurez-vous que de calibre 19 pointe de la seringue émoussée est utilisée pour raccorder le tuyau en téflon à l'entrée. Si les fuites d'eau entre le moule et e PDMSe chambre supérieure (la seringue de 2 ml baril) assurez-vous que la base du corps de la seringue a été déposée correctement (voir l'étape 2.5 dans le protocole), et que la deuxième couche de PDMS a été versé assez élevé (~ 5 mm au-dessus de la première couche de PDMS ).

A noter que la mesure de la déformation de la paroi est fortement dépendante des propriétés mécaniques PDMS. De légères modifications dans la procédure de préparation des dispositifs peut entraîner une variabilité considérable des vitesses mesurées entre les différents dispositifs. Afin de garantir l' utilisation de répétabilité conditions maximales constantes de préparation (humidité, temps de cuisson , etc.). En outre, un réglage fin de la variation de volume lors de l'actionnement du dispositif peut être réalisée par visualisation de la surface supérieure des canaux en utilisant un microscope à contraste de phase et l'ajustement des rampes de vitesse de la pompe de seringue de telle sorte que la surface supérieure du canal est déviée à la distance souhaitée telle que mesurée par le z mouvement de la platine du microscope.

Une limita importantetion de la technique actuelle est que les caractéristiques morphologiques exactes (par exemple, l' anatomie, morphométriques) des poumons ne peuvent pas être reproduits avec précision. En effet, la conception plane du modèle acineuses ne tient pas compte par exemple hors du plan des bifurcations acineuses et le rapport entre le volume alvéolaire canalaire est beaucoup plus faible que les valeurs mesurées in vivo ^37. En outre, la géométrie microfluidique simplifiée ne saisit qu'une petite partie d'un acinus plein. Malgré ces limites, le modèle actuel est capable de reproduire des modèles et des vitesses d'écoulement prévus directement sur les véritables échelles de longueur anatomique, et représente donc une plate-forme d'essai valable pour les phénomènes de transport acineuses.

Pour conclure, les modèles microfluidiques en vedette des acinus pulmonaires sont très prometteurs comme un outil in vitro pour les enquêtes quantitatives de acineuses respiratoires flux imitant les modèles de respiration. Ici, le modèle acineuse simple consiste à cinq generations de dilatation et de contraction des conduits alvéolaires, ainsi reproduire certaines des importantes propriétés d'écoulement sous-jacents prévus pour exister dans la région acineuses des poumons. Visualisation de l'écoulement, en utilisant des micro-PIV, dans les cavités alvéolaires fournit pour la première fois la preuve expérimentale de la gamme de recirculation complexe et flux alvéolaires radiaux le long de l'arbre acineuses. Cette approche microfluidique permet la fabrication de structures acineuses complexes avec des parois mobiles suivant une procédure relativement simple et offre une alternative intéressante aux modèles acineuses à grande échelle. En particulier, le principal avantage de fournir un modèle à l'échelle un-à-un, la dynamique inhalée acineuses de particules véritables peuvent être étudiés sans autre besoin d'adaptation dynamique de similarité.

The authors have nothing to disclose.

This work was supported in part by the European Commission (FP7 Program) through a Career Integration Grant (PCIG09-GA-2011-293604), the Israel Science Foundation (Grant nr. 990/12) and the Technion Center of Excellence in Environmental Health and Exposure Science (TCEEH). Microfabrication of microfluidic chips was conducted at the Micro-Nano Fabrication Unit (MNFU) of the Technion and supported by a seed grant from the Russel Berrie Institute of Nanotechnology (RBNI) at Technion. The authors thank Avshalom Shai for assistance during deep reactive ion etching (DRIE) and Molly Mulligan and Philipp Hofemeier for helpful discussions.