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.

Fabrication 1. Mestre <ol><li> Use profunda corrosão reativa iônica (DRIE) de um silicone sobre isolante (SOI) wafer de fabricar um wafer de silício mestre como descrito em trabalhos anteriores 32, 33. NOTA: DRIE é preferida a norma SU-8 micromaquinagem, devido às características relação de forma elevada (40 m de largura e 90 uM valas profundas). </li></ol> 2. Fundição e vedação do dispositivo micro <ol><li> Misture PDMS e agente de cura a uma proporção de 10: 1 peso dentro de um pequeno recipiente limpo, tal como um prato de pesagem de plástico. </li><li> Desgaseificar a mistura em um exsicador sob vácuo, até que todas as bolhas de ar são removidas. NOTA: Prepare PDMS suficientes para todas as etapas subsequentes. Aqui abaixo, a sigla &quot;PDMS&quot; refere-se sempre aos desgaseificados 10: 1: PDMS mistura curar-agente, que foi preparado nos passos 2.1 e 2.2. </li><li> Verter a mistura desgaseificada-se a uma altura de aproximadamente 1 mm acima da bolacha mestre. Degas, mais uma vez, pelo menos,40 min para remover todas as bolhas de ar acima da bolacha e minimizar as bolhas abaixo da bolacha. Nota: certifique-se de que a bolacha é tão próximo quanto possível do fundo da placa. Se necessário, pressione a bolacha suavemente para o fundo usando 2 varas de agitação e Degas, mais uma vez. </li><li> Cozer a 65 ° C durante 20 minutos num forno de convecção natural. NOTA: Após 20 min o PDMS é endurecido e quase totalmente curado. Enquanto um tempo mais longo do cozimento é possível cozimento durante 20 min poupa tempo e melhora a adesão da segunda camada de PDMS (ver abaixo) para o primeiro. </li><li> Arquivo da secção barril de um plástico seringa de 2 ml usando uma lixa de grão fino para melhorar a adesão ao PDMS. Além disso, utilizar o papel de areia para achatar a base do tambor da seringa através da colocação da areia papel sobre uma superfície plana e deslizante da base do tambor de seringa em cima dela. Limpar a seringa usando ar pressurizado. </li><li> Coloque a secção de corpo tubular da seringa no topo da primeira camada de PDMS com a laRGE abertura voltada para a superfície do PDMS, e derramar uma segunda camada de PDMS em cima da primeira para uma altura de ~ 5 mm, e desgaseificar o PDMS, mais uma vez num dessecador. NOTA: A segunda camada de PDMS devem ser vertido a partir do recipiente de pequenas dimensões em torno do tambor, e não deverá entrar dentro dela. </li><li> Asse toda a configuração a 65 ° C durante, pelo menos, 2 h numa estufa de convecção natural. NOTA: Não há necessidade de segurar o cano em posição durante os processos de cura uma vez que o peso do PDMS pressionando contra a grande base do tambor prende o cano firmemente no lugar. </li><li> Cortar o molde PDMS em torno da região modelada da bolacha mestre utilizando um bisturi. Durante o corte, o bisturi deve fracamente tocar a superfície da bolacha. Em seguida, delicadamente inserir um objecto pontiagudo, tal como fórceps wafer no entalhe criado pelo bisturi, e descolar as PDMS expressos do wafer mestre. </li><li> Coloque o molde sobre uma superfície macia coberta com folha de alumínio com o lado modeladovirada para cima (isto é., o tambor deve cair a partir da extremidade da mesa), e perfurar um furo em PDMS na entrada da câmara e canal de entrada utilizando um perfurador de biópsia de 1 mm. </li><li> Unte uma lâmina de vidro limpa com um (desgaseificado) 10: 1 PDMS: mistura de curar-agente usando um aplicador de rotação programada a 3.000 rpm durante 30 segundos, e asse por&gt; 1 hora a 65 ° C. Em seguida, limpar o slide e PDMS fundido usando fita adesiva transparente. </li><li> Tratar a superfície do molde e PDMS revestido lâmina de vidro de PDMS com O2 do plasma (por exemplo, usando um tratador Corona hand-held) durante 1 min, e, em seguida, pressionar suavemente as superfícies em conjunto e cozer a 65 ° C durante a noite (O / N) . </li></ol> 3. Preenchimento de dispositivos e de atuação <ol><li> Misturar água suspensas partículas de poliestireno fluorescentes com água e glicerol num frasco de vidro para se obter a (v / v) 64/36 mistura de glicerol / água com 0,25% (w / w) partículas .. </li><li> Coloque uma gota de solução de glicerol na parte superior do canal de entrada e uma gota de DI Water na entrada da câmara, em seguida, coloque o aparelho dentro de um secador e de vácuo para ~ 5 min. NOTA: Antes de liberar a espera de vácuo para as bolhas que se formam nas gotas de solução de glicerol e água DI para POP. Após a libertação de vácuo os líquidos são aspirados para dentro dos espaços vazios no interior do dispositivo. Se o ar residual permanece dentro dos canais, eliminá-lo mediante a aplicação de pressão externa sobre os fluidos (por exemplo., Através de uma seringa) e permitindo que o ar se difunda para o PDMS. </li><li> Injectar ~ 2 ml de água desionizada para a câmara superior (isto é, o tambor de seringa, Fig. 2b) até que esteja completamente cheio de água. Em seguida, cobrir a câmara superior com um calibre 19 ponta da seringa sem corte, corte a ponta da outra ponta da seringa de calibre 19 sem corte e inserir esta dica para a entrada da câmara de lado. Ligar as duas pontas de seringa a uma seringa de 1 ml através de uma tubagem de Teflon fina e um conector em forma de T. NOTA: Certifique-se de que a seringa de 1 ml, tubos de Teflon, conector em forma de T e câmara superior (barr seringa de 2 mlel) são todos cheios de água sem bolhas. Isto pode ser conseguido através da abertura de pontos de ligação, empurrando a água através de secções de tubo vazio e voltar a ligar os pontos de ligação. </li><li> Ligar a seringa de 1 ml para uma bomba de seringa pré-programado para imitar, por exemplo, um ciclo de respiração tidal silencioso (com um período de T = 4 seg) construído de rampas linear, isto é, de zero a 1,8 ml / min em 1 segundo, a partir de 1,8 ml / min para -1,8 ml / min em 2 seg e de -1,8 ml / min de volta a zero em 1 segundo. </li></ol> 4. Experimentos visualização do fluxo: Micro-partículas Velocimetry Imagem (μPIV) <ol><li> Enquanto o dispositivo está a ser actuado, obter uma série de 9 - 12, quadro duplo imagens de bloqueio de fase do fluxo de partículas-semeado, utilizando um sistema (μPIV) micro-partícula imagem velocimetria consistindo por exemplo de um CCD exposição dupla estrutura de múltiplas câmera (por exemplo., 1.600 × 1.200 pixels para alcançar uma resolução suficiente), pulsante a laser duplo Nd-YAG (comprimento de onda: 532 nm, a energia de saída: 400 mJ, duração do impulso: 4 ns), e um microscópio invertido. NOTA: Este sistema é capaz de obtenção de pares de quadros com um intervalo de tempo de até alguns microssegundos entre as primeira e segunda armações. Para conseguir imagens duplo quadro de bloqueio de fase, é útil para adquirir uma série do frame duplo no eg., 10 Hz (pares de quadros estão separados por 0,1 segundos um do outro). Em seguida, os dados podem ser reorganizados de modo que todos os pares de quadros que são separados por um tempo de ciclo completo (aqui t = 4 s) formar uma nova série temporal. A aquisição de imagens deve ser repetido várias vezes ao modificar o tempo de atraso entre os primeiro e segundo quadros de cada par armação (isto é., De 100 mseg a 0,1 seg) para a resolução de regiões de fluxo diferentes no interior da cavidade alveolar. Nota: configurações alternativas com relação a melhores combinações de sistemas de aquisição de imagem (. Ie, câmera) e de iluminação fontes (ou seja, lasers) para imagem, taismicroflows também estão disponíveis 34, 35. </li><li> Usar um algoritmo de soma de correlação para calcular os mapas de bloqueio de fase de velocidade do vector de campo de escoamento resultante da série de imagens para cada intervalo de tempo utilizado. Repetir este processo várias vezes com diferentes tempos de atraso entre os primeiro e segundo quadros de cada par de quadros para resolver regiões de fluxo diferentes no interior da cavidade alveolar. Em seguida, use um programa de análise de dados para unir os mapas de fluxos individuais em um mapa completo e de alta detalhada dos padrões de fluxo pela média de sobreposição de pontos de dados 33. </li></ol>

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	<li>Kleinstreuer, C., Zhang, Z. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Airflow+and+Particle+Transport+in+the+Human+Respiratory+System.">Airflow and Particle Transport in the Human Respiratory System.</a> Annu. Rev. Fluid Mech. 42 (1), 301-334 (2010).</li><li>Sznitman, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Respiratory+microflows+in+the+pulmonary+acinus.">Respiratory microflows in the pulmonary acinus.</a> J. Biomech. 46 (2), 284-298 (2013).</li><li>Tsuda, A., Henry, F. S., Butler, J. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Gas+and+aerosol+mixing+in+the+acinus.">Gas and aerosol mixing in the acinus.</a> Respir. Physiol. Neurobiol. 163 (1-3), 139-149 (2008).</li><li>Kleinstreuer, C., Zhang, Z., Donohue, J. F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Targeted+Drug-Aerosol+Delivery+in+the+Human+Respiratory+System.">Targeted Drug-Aerosol Delivery in the Human Respiratory System.</a> Annu. Rev. Biomed. Eng. 10 (1), 195-220 (2008).</li><li>Semmler-Behnke, M., Kreyling, W. G., Schulz, H., Takenaka, S., Butler, J. P., Henry, F. S., Tsuda, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Nanoparticle+delivery+in+infant+lungs.">Nanoparticle delivery in infant lungs.</a> Proc. Natl. Acad. Sci. 109 (13), 5092-5097 (2012).</li><li>Sznitman, J., Heimsch, F., Heimsch, T., Rusch, D., Rosgen, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Three-Dimensional+Convective+Alveolar+Flow+Induced+by+Rhythmic+Breathing+Motion+of+the+Pulmonary+Acinus.">Three-Dimensional Convective Alveolar Flow Induced by Rhythmic Breathing Motion of the Pulmonary Acinus.</a> J. Biomech. Eng. 129 (5), 658-665 (2007).</li><li>Tsuda, A., Henry, F. S., Butler, J. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Chaotic+mixing+of+alveolated+duct+flow+in+rhythmically+expanding+pulmonary+acinus.">Chaotic mixing of alveolated duct flow in rhythmically expanding pulmonary acinus.</a> J. Appl. Physiol. 79 (3), 1055-1063 (1995).</li><li>Henry, F. S., Butler, J. P., Tsuda, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Kinematically+irreversible+acinar+flow:+a+departure+from+classical+dispersive+aerosol+transport+theories.">Kinematically irreversible acinar flow: a departure from classical dispersive aerosol transport theories.</a> J. Appl. Physiol. 92 (2), 835-845 (2002).</li><li>Kumar, H., Tawhai, M. H., Hoffman, E. A., Lin, C. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+effects+of+geometry+on+airflow+in+the+acinar+region+of+the+human+lung.">The effects of geometry on airflow in the acinar region of the human lung.</a> J. Biomech. 42 (11), 1635-1642 (2009).</li><li>Lee, D. Y., Lee, J. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Characteristics+of+particle+transport+in+an+expanding+or+contracting+alveolated+tube.">Characteristics of particle transport in an expanding or contracting alveolated tube.</a> J. Aerosol Sci. 34 (9), 1193-1215 (2003).</li><li>Tsuda, A., Butler, J. P., Fredberg, J. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Effects+of+alveolated+duct+structure+on+aerosol+kinetics.+I.+Diffusional+deposition+in+the+absence+of+gravity.">Effects of alveolated duct structure on aerosol kinetics. I. Diffusional deposition in the absence of gravity.</a> J. Appl. Physiol. 76 (6), 2497-2509 (1994).</li><li>Tsuda, A., Butler, J. P., Fredberg, J. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Effects+of+alveolated+duct+structure+on+aerosol+kinetics.+II.+Gravitational+sedimentation+and+inertial+impaction.">Effects of alveolated duct structure on aerosol kinetics. II. Gravitational sedimentation and inertial impaction.</a> J. Appl. Physiol. 76 (76), 2510-2516 (1994).</li><li>Ma, B., Darquenne, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Aerosol+bolus+dispersion+in+acinar+airways&#8212;influence+of+gravity+and+airway+asymmetry.">Aerosol bolus dispersion in acinar airways&#8212;influence of gravity and airway asymmetry.</a> J. Appl. Physiol. 113 (3), 442-450 (2012).</li><li>Ma, B., Darquenne, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Aerosol+deposition+characteristics+in+distal+acinar+airways+under+cyclic+breathing+conditions.">Aerosol deposition characteristics in distal acinar airways under cyclic breathing conditions.</a> J. Appl. Physiol. 110 (5), 1271-1282 (2011).</li><li>Heimsch, J., Sznitman, T., Wildhaber, J. H., Tsuda, A., R&#246;sgen, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Respiratory+Flow+Phenomena+and+Gravitational+Deposition+in+a+Three-Dimensional+Space-Filling+Model+of+the+Pulmonary+Acinar+Tree.">Respiratory Flow Phenomena and Gravitational Deposition in a Three-Dimensional Space-Filling Model of the Pulmonary Acinar Tree.</a> J. Biomech. Eng. 131 (3), 031010 (2009).</li><li>Litzlbauer, H. D., Korbel, K., Kline, T. L., Jorgensen, S. M., Eaker, D. R., Bohle, R. M., Ritman, E. L., Langheinrich, A. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Synchrotron-Based+Micro-CT+Imaging+of+the+Human+Lung+Acinus.">Synchrotron-Based Micro-CT Imaging of the Human Lung Acinus.</a> Anat. Rec. Adv. Integr. Anat. Evol. Biol. 293 (9), 1607-1614 (2010).</li><li>Tsuda, A., Filipovic, N., Haberth&#252;r, D., Dickie, R., Matsui, Y., Stampanoni, M., Schittny, J. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Finite+element+3D+reconstruction+of+the+pulmonary+acinus+imaged+by+synchrotron+X-ray+tomography.">Finite element 3D reconstruction of the pulmonary acinus imaged by synchrotron X-ray tomography.</a> J. Appl. Physiol. 105 (3), 964-976 (2008).</li><li>Berg, E. J., Weisman, J. L., Oldham, M. J., Robinson, R. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Flow+field+analysis+in+a+compliant+acinus+replica+model+using+particle+image+velocimetry+(PIV).">Flow field analysis in a compliant acinus replica model using particle image velocimetry (PIV).</a> J. Biomech. 43 (6), 1039-1047 (2010).</li><li>Sznitman, J., Sutter, R., Altorfer, D., Stampanoni, M., R&#246;sgen, T., Schittny, J. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Visualization+of+respiratory+flows+from+3D+reconstructed+alveolar+airspaces+using+X-ray+tomographic+microscopy.">Visualization of respiratory flows from 3D reconstructed alveolar airspaces using X-ray tomographic microscopy.</a> J. Vis. 13 (4), 337-345 (2010).</li><li>Henry, F. S., Haber, S., Haberth&#252;r, D., Filipovic, N., Milasinovic, D., Schittny, J. C., Tsuda, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+Simultaneous+Role+of+an+Alveolus+as+Flow+Mixer+and+Flow+Feeder+for+the+Deposition+of+Inhaled+Submicron+Particles.">The Simultaneous Role of an Alveolus as Flow Mixer and Flow Feeder for the Deposition of Inhaled Submicron Particles.</a> J. Biomech. Eng. 134 (12), 121001 (2012).</li><li>Chhabra, S., Prasad, A. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Flow+and+Particle+Dispersion+in+Lung+Acini:+Effect+of+Geometric+and+Dynamic+Parameters+During+Synchronous+Ventilation.">Flow and Particle Dispersion in Lung Acini: Effect of Geometric and Dynamic Parameters During Synchronous Ventilation.</a> J. Fluids Eng. 133 (7), 071001 (2011).</li><li>Cinkotai, F. F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Fluid+flow+in+a+model+alveolar+sac.">Fluid flow in a model alveolar sac.</a> J. Appl. Physiol. 37 (2), 249-251 (1974).</li><li>Karl, A., Henry, F. S., Tsuda, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Low+reynolds+number+viscous+flow+in+an+alveolated+duct.">Low reynolds number viscous flow in an alveolated duct.</a> J. Biomech. Eng. 126 (4), 420-429 (2004).</li><li>Tippe, A., Tsuda, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=recirculating+flow+in+an+expanding+alveolar+model:+experimental+evidence+of+flow-induced+mixing+of+aerosols+in+the+pulmonary+acinus.">recirculating flow in an expanding alveolar model: experimental evidence of flow-induced mixing of aerosols in the pulmonary acinus.</a> J. Aerosol Sci. 31 (8), 979-986 (2000).</li><li>Berg, E. J., Robinson, R. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Stereoscopic+particle+image+velocimetry+analysis+of+healthy+and+emphysemic+alveolar+sac+models.">Stereoscopic particle image velocimetry analysis of healthy and emphysemic alveolar sac models.</a> J. Biomech. Eng. 133 (6), 061004 (2011).</li><li>Ma, B., Ruwet, V., Corieri, P., Theunissen, R., Riethmuller, M., Darquenne, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=CFD+simulation+and+experimental+validation+of+fluid+flow+and+particle+transport+in+a+model+of+alveolated+airways.">CFD simulation and experimental validation of fluid flow and particle transport in a model of alveolated airways.</a> J. Aerosol Sci. 40 (5), 403-414 (2009).</li><li>Kumar Mahto, S., Tenenbaum-Katan, J., Sznitman, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Respiratory+Physiology+on+a+Chip.">Respiratory Physiology on a Chip.</a> Scientifica. 2012, e364054 (2012).</li><li>Huh, D., Fujioka, H., Tung, Y. C., Futai, N., Paine, R., Grotberg, J. B., Takayama, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Acoustically+detectable+cellular-level+lung+injury+induced+by+fluid+mechanical+stresses+in+microfluidic+airway+systems.">Acoustically detectable cellular-level lung injury induced by fluid mechanical stresses in microfluidic airway systems.</a> Proc. Natl. Acad. Sci. 104 (48), 18886-18891 (2007).</li><li>Song, Y., Baudoin, M., Manneville, P., Baroud, C. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+air&#8211;liquid+flow+in+a+microfluidic+airway+tree.">The air&#8211;liquid flow in a microfluidic airway tree.</a> Med. Eng. Phys. 33 (7), 849-856 (2011).</li><li>Tavana, H., Huh, D., Grotberg, J. B., Takayama, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Microfluidics,+Lung+Surfactant,+and+Respiratory+Disorders.">Microfluidics, Lung Surfactant, and Respiratory Disorders.</a> Lab Med. 40 (4), 203-209 (2009).</li><li>Huh, D., Matthews, B. D., Mammoto, A., Montoya-Zavala, M., Hsin, H. Y., Ingber, D. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Reconstituting+Organ-Level+Lung+Functions+on+a+Chip.">Reconstituting Organ-Level Lung Functions on a Chip.</a> Science. 328 (5986), 1662-1668 (2010).</li><li>Pihl, J., Sinclair, J., Sahlin, E., Karlsson, M., Petterson, F., J, O. l. o. f. s. s. o. n., Orwar, O. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Microfluidic+Gradient-Generating+Device+for+Pharmacological+Profiling.">Microfluidic Gradient-Generating Device for Pharmacological Profiling.</a> Anal. Chem. 77 (13), 3897-3903 (2005).</li><li>Fishler, R., Mulligan, M. K., Sznitman, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Acinus-on-a-chip:+A+microfluidic+platform+for+pulmonary+acinar+flows.">Acinus-on-a-chip: A microfluidic platform for pulmonary acinar flows.</a> J. Biomech. 46 (16), 2817-2823 (2013).</li><li>Lindken, R., Rossi, M., Grosse, S., Westerweel, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Micro-Particle+Image+Velocimetry+(microPIV):+recent+developments,+applications,+and+guidelines.">Micro-Particle Image Velocimetry (microPIV): recent developments, applications, and guidelines.</a> Lab. Chip. 9 (17), 2551-2567 (2009).</li><li>Wereley, S. T., Meinhart, C. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Recent+Advances+in+Micro-Particle+Image+Velocimetry.">Recent Advances in Micro-Particle Image Velocimetry.</a> Annu. Rev. Fluid Mech. 42 (1), 557-576 (2010).</li><li>Bruus, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Theoretical+Microfluidics.">Theoretical Microfluidics.</a> Oxford Master Series in Condensed Matter Physics. , (2008).</li><li>Haefeli-Bleuer, B., Weibel, E. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Morphometry+of+the+human+pulmonary+acinus.">Morphometry of the human pulmonary acinus.</a> Anat. Rec. 220 (4), 401-414 (1988).</li></ol>

The authors have nothing to disclose.

<html> Uma característica fundamental da plataforma acinar microfluídico aqui apresentada é a sua capacidade de reproduzir movimentos respiratórios fisiologicamente-realistas que dão origem a perfis de fluxo fisiológicos e velocidades no interior das condutas acinares e dentro de alvéolos. Uma vez que os canais de microfluidos são produzidas com uma proporção relativamente baixa (isto é., W d / h ≈ 3,9, em que w d representa a largura da conduta e h é a altura de aspiração), os fluxos medidos mostram mais características de fluxo tipo bujão, em comparação com os perfis de fluxo parabólicos antecipadas que existiriam em canais circulares. No entanto, as velocidades medidas estão bem dentro da gama fisiológica; verifica-se que o número de Reynolds adimensional característica, comparando inercial às forças viscosas, produz um máximo de aproximadamente 0,01 correspondente a médio e regiões acinares distais, seguintes estimativas semi-empíricos 2. content &quot;&gt; Aqui, o número de Reynolds é definido como Re = U x, max D solução h / ν glicerol, onde u x, max é a velocidade média streamwise através do plano médio do duto no instante da taxa de fluxo máximo, D h é a diâmetro hidráulico do canal e ν solução de glicerol é a viscosidade cinemática da solução de glicerol utilizado para a visualização do fluxo, que foi combinado com a viscosidade cinemática de ar a 24 ° C ~ (ν ar = 1,55 x 10 -5 m 2 / s, ν solução de glicerol = 1,51 x 10 -5 m 2 / s). Além disso, uma diminuição da magnitude do fluxo em cerca de um factor de dois é observado após cada bifurcação como esperado a partir deas dicotômicas padrões de ramificação do modelo acinar. Nomeadamente, esta cascata de velocidades de fluxo é uma característica importante de acinar flui em árvores das vias aéreas. Perfis de fluxo de perto e de dentro de cavidades alveolares (Fig. 4) mostram que as velocidades ductal estão gradualmente diminuindo para mais profundas gerações acinares. Além disso, as magnitudes de fluxo caiam abruptamente ao longo da abertura de alvéolos que resulta em velocidades de fluxo que são duas a três ordens de grandeza mais lento alvéolos no interior, em comparação com as condutas; tais topologias de fluxo foram previamente relatados em vários estudos numéricos 1, 9, 15 Além disso, os padrões de fluxo mudar significativamente de uma geração acinar para outro, como previsto nas simulações 7., 15: enquanto a geração de 1 dispõe de uma zona de recirculação que coincide aproximadamente com a centro do alvéolo (Fig. 4, à esquerda), a geração de 3 caracteriza-se por uma zona de recirculação, que está deslocado para o lado proximal doalvéolo com um padrão de aerodinâmica mais aberta (Fig. 4, no meio). Finalmente, linhas de fluxo radial com nenhuma zona de recirculação são observados na geração dispositivo 5 (Fig. 4, à direita). Para o melhor do conhecimento dos autores, este é a primeira vez que a existência de uma ampla gama de padrões de fluxo alveolares é capturado experimentalmente. O sucesso do método apresentado depende de alguns passos críticos no protocolo microfabricação. Em primeiro lugar, para evitar que as paredes finas do PDMS de rasgar após a libertação a partir da pastilha mestre o padrão gravado na superfície da bolacha devem ter paredes direitas e não deve aderir ao PDMS curados. É, portanto, altamente recomendado para produzir os wafers usando DRIE de um SOI wafer como descrito no Fishler et al. (2013). Tal bolacha mestre é durável e pode ser facilmente revestida com uma camada anti-aderente, quer por silanização da superfície, como descrito no Fischler et al. (2013), ou ao assegurar tchapéu o último passo no processo DRIE é a de passivação com CF4. Outro passo fundamental é depósito (passo 2.5) e incorporação (passo 2.6) do cilindro da seringa para criar a câmara superior. Bolhas de ar preso entre a base de seringa e a primeira camada de PDMS pode reduzir grandemente a integridade e durabilidade do dispositivo fabricado. Para evitar a formação de bolhas, é crítico que a base do corpo da seringa é plana e uniformemente apresentado. Embora a concepção actual permite a fabricação de uma de duas camadas do dispositivo usando apenas um mestre de bolacha, um método modificado pode incluir a criação de uma camada adicional contendo um PDMS reentrância circular para formar a câmara de topo. Para esta segunda camada de PDMS um wafer mestre adicional caracteriza um sulco circular podem ser fabricados usando o padrão SU-8 fotolitografia. Uma modificação adicional do protocolo pode incluir um método diferente para PDMS de ligação que não necessita de tratamento de coroa. Para aderir o molde PDMS ao vidrocorrediça, primeiro revestimento da lâmina de vidro, tal como descrito no passo 2.10 do protocolo mas usar uma mistura 5: 1 em vez de uma mistura 10: 1 de PDMS: proporção em peso de cura-agente. Asse o vidro revestido durante 15 min a 65 ° C num forno de convecção natural, pressionar o molde PDMS para o PDMS de vidro revestidas, e cozer durante a noite a 65 ° C num forno de convecção natural. Por ocasião do vazamento de líquido da superfície de ligação entre PDMS molde e vidro podem ser tomadas as seguintes medidas: (1) certificar-se de que o tratador corona está produzindo faíscas elétricas durante o tratamento, se não, aumentar a tensão de saída, (2) prolongar o tempo de tratamento com tratador corona e (3) usar o método alternativo para a colagem do molde PDMS para o vidro (ver parágrafo acima). Muitas vezes, a água pode escapar-se através da ligação da tubagem de Teflon fina para a entrada da câmara. Para contornar tais vazamentos, certifique-se que 19 de calibre ponta da seringa sem corte é usado para conectar o tubo de Teflon para a entrada. Se os vazamentos de água entre o molde e th PDMSe superior da câmara (a 2 ml tambor de seringa) certificar-se de que a base do corpo da seringa foi apresentado correctamente (ver passo 2.5 em Protocolo), e que a segunda camada de PDMS foi vertida suficientemente elevada (~ 5 mm acima da primeira camada de PDMS ). Note-se que a extensão da deformação da parede é altamente dependente das propriedades mecânicas PDMS. Pequenas alterações no procedimento de preparação dos dispositivos pode resultar em considerável variabilidade das velocidades medidas entre diferentes dispositivos. Para garantir condições máximas de uso repetibilidade constantes de preparação (umidade, tempos de cozedura etc.). Além disso, o ajuste fino da variação de volume durante o accionamento do dispositivo pode ser conseguida por meio da visualização da superfície superior dos canais usando microscopia de contraste de fase e ajustando as rampas de velocidade da bomba de seringa, de modo que a superfície de topo do canal, é desviada para a distância desejada medida pelo z movimento da platina do microscópio. Um Limita importanteção da técnica actual é que as características morfológicas exacta (por exemplo, anatomia, morfometria) dos pulmões não pode ser reproduzida com precisão. De facto, a concepção planar do modelo acinar não captura, por exemplo, para fora do plano bifurcações acinares e a razão de volume de alvéolo para ductal é muito menor do que os valores medidos in vivo 37. Além disso, a geometria de microfluidos simplificada capta apenas uma pequena porção de um ácino completo. Apesar dessas limitações, o presente modelo é capaz de reproduzir os padrões de fluxo esperados e velocidades diretamente para os verdadeiros escalas de comprimento anatômicas e, portanto, representa uma plataforma de teste valioso para fenômenos de transporte acinar. Para concluir, os modelos microfluídicos destaque dos acinus pulmonares mostram a grande promessa como uma ferramenta in vitro para a análise quantitativa de acinar respiratória fluxos imitando os padrões de respiração. Aqui, o modelo acinar simples consiste em cinco generations de expansão e contração condutas alveoladas, assim, reprodução de algumas das propriedades de fluxo subjacentes importantes previstos para existir dentro da região de ácinos dos pulmões. Visualização de refluxo, utilizando micro-PIV, no interior de cavidades alveolares proporciona a primeira evidência experimental de tempo na gama de recirculação complexo e fluxos alveolares radiais ao longo da árvore acinar. Esta abordagem permite microfluídico fabricação de estruturas acinares complexas com paredes móveis sequência de um processo relativamente simples e oferece uma alternativa atraente aos modelos acinares escalados-up. Em particular, com a principal vantagem de fornecer um modelo à escala de um-para-um, é verdade dinâmica inalado acinar de partículas pode ser investigado, sem mais necessidade de correspondência de similaridade dinâmica.

Uma quantificação detalhada da dinâmica do fluxo respiratório no distai, alveoladas regiões dos pulmões é fundamental para compreender a mistura do fluxo de ar em ácino pulmonar e prever o destino de aerossóis inalados na vias aéreas mais profundas 1-3. Este último aspecto é particularmente preocupante, ao abordar, por um lado os riscos de partículas poluentes inalados ou, inversamente, na busca de novas estratégias para melhorado e direccionado entrega da droga de terapêuticas inaladas para sites localizados pulmonares 4, 5, bem como para a entrega sistémica. Até à data, os fluxos respiratórios em regiões acinares pulmonares profundos têm sido tipicamente investigados in silico utilizando dinâmica de fluidos computacional (CFD) ou, alternativamente, in vitro com modelos experimentais escalados-up seguintes correspondência semelhança hidrodinâmica. Nas últimas décadas, os métodos de CFD têm sido cada vez mais aplicada para estudar fenômenos de fluxo acinar, do single modelos alveolares 6, 7 e alveoladas condutas 8-12 para mais elaborada em modelos in silico que capturam anatomicamente realista estruturas de árvore acinar com várias gerações de dutos alveoladas e até várias centenas de alvéolos individuais 13-15. Juntos, os esforços numéricos foram cruciais para esclarecer o papel ea influência do movimento da parede durante os movimentos de respiração em que se seguiu padrões acinar fluxo de ar. Na ausência de movimento de respiração, de recirculação recurso alvéolos estático flui dentro de suas cavidades que exibem nenhuma troca de convecção de ar entre o duto acinar e do alvéolo 6, 7; Em outras palavras, os fluxos de alveolares seria totalmente isolado a partir de fluxos dentro das árvores acinares e troca de ar iria resultar unicamente a partir de mecanismos de difusão. Com a existência de expansões cíclicos do domínio alveolar, no entanto, as topologias de fluxo alveolares são drasticamente modificado e o resupadrões de escoamento no interior lting alvéolos está intimamente ligada à localização de um alvéolo ao longo da árvore acinar (por ex., proximal vs gerações distais). Em particular, foi levantada a hipótese em simulações que os padrões de fluxo alveolares são fortemente influenciadas pela proporção de alvéolo para ductal caudais tais que as gerações proximais da árvore acinar pulmonar, em que esta relação é relativamente grande na sequência de conservação da massa através de uma estrutura em árvore, característica recirculação complexo flui no interior das cavidades alveolares com pathlines fluidos irreversíveis. Com cada geração acinar mais profunda, a relação de caudais alveolar para ductais diminui gradualmente de modo a que as gerações acinares distais exibem linhas de corrente mais radiais do tipo que são reminiscentes de insuflações simples e deflations de um balão. Com os avanços em modalidades de imagem modernos, dados de imagem de pulmão 16, 17 de roedores, incluindo ratos e camundongos, têm dado origem a alguns dos primeiros simul CFDções de fluxos acinares anatomicamente reconstruído em alvéolos reconstruído. Apesar de tais progressos promissor, estes estudos recentes ainda são limitados para enfrentar fenômenos de fluxo de ar nos terminais sacos alveolares apenas 18, 19 ou alguns alvéolos em torno de uma única conduta 20. Como resultado, as investigações state-of-the-art de fenômenos de fluxo respiratório nos acinus continua dominado pelos estudos sobre geometrias de inspiração anatomicamente genéricos do ambiente acinar 2. No lado experimental, várias configurações que caracterizam uma das vias aéreas com um ou vários alvéolos foram desenvolvidos ao longo dos anos 21-24. No entanto, não existe modelos experimentais de bifurcando vias aéreas alveoladas que são capazes de imitar a respiração fisiológica, expandindo e contraindo em uma forma de respiração-like. Dada a falta de plataformas de experimentação atraentes a lado, o estudo de fenômenos de transporte acinar permanece limitada com relação ao validating estudos computacionais e criticamente, ainda há uma escassez de dados experimentais disponíveis. . Nos últimos anos, Ma et al (2009) construíram um modelo rígido parede escalado-up de um acinus constituído por três gerações acinares; No entanto, a falta de movimento da parede, neste modelo limitado a sua capacidade para capturar os padrões de fluxo alveolares realistas sob condições de respiração. Outros experimentos em escala-up, incluindo um modelo de parede móvel com base em dados anatômicos de réplica elenco foram recentemente introduzidas 25; No entanto, uma vez que o modelo só capturou as duas últimas gerações acinares (ie., sacos terminais), que não conseguiu captar os fluxos de recirculação complexos que caracterizam as gerações acinares mais proximais. Estes últimos exemplos de experimentos em escala-up acentuam ainda mais as limitações em curso com essas abordagens. Especificamente, nenhuma experiência existente até agora tem demonstrado a transição hipótese de recirculação e radial flui ao longoácino e, assim, confirmar previsões numéricas de topologias de fluxo hipótese de existir em árvores acinares pulmonares reais 7, 15. Talvez o mais crítico, experimentos em escala-up são extremamente limitados na investigação de inalação de partículas de transporte e deposição dinâmica 26 devido a dificuldades em combinar todos para não relevante parâmetros dimensionais (ex., a difusão de partículas, um mecanismo de transporte fundamental para partículas de retenção, é completamente negligenciada). Com desafios experimentais em curso, novas plataformas experimentais que permitem investigações de respiratório fluxos de ar e dinâmica de partículas nas paredes móveis complexas redes acinares são procurados. Aqui, um inspirado anatomicamente no modelo acinar vitro é introduzido. Este acinar pulmonar microfluídicos plataforma imita flui diretamente na escala acinar representativa, e amplia a crescente gama de modelos microfluídicos pulmonares 27, incluindo brônquica líquido plug-flows 28-30 ea barreira alvéolo-capilar 31. Ou seja, apresenta o presente projeto uma árvore vias aéreas alveoladas cinco geração simplificada com ciclicamente expandindo e contraindo paredes, onde os movimentos cíclicos são alcançados pela pressão controlar dentro de uma câmara de água que rodeia o PDMS finas paredes laterais e em que a parede superior é deformado por um adicional de água câmara sentado diretamente acima da estrutura acinar. Ao contrário dos dispositivos de microfluidos multicamadas comuns, esta câmara é formada simplesmente por incorporação de a secção de tubo de uma seringa no interior do dispositivo de PDMS, e não requer a preparação de um molde de PDMS adicional. A abordagem miniaturizado aqui apresentado oferece um meio simples e versáteis para reproduzir estruturas acinares complicados que se deslocam com paredes em comparação com modelos em escala-up durante a captura das características subjacentes do ambiente de fluxo acinar. Esta plataforma pode ser utilizada para Flow visualização utilizando partículas suspensas de líquido no interior das vias aéreas (ver resultados representativos abaixo). Num futuro próximo, o modelo será usado com partículas transportadas pelo ar para o estudo da dinâmica de partículas acinares inalados.

<table><tbody><tr><td>Polydimethylsiloxane (PDMS) and curing agent</td><td>Dow Corning</td><td>(240)4019862</td><td>Sylgard&amp;reg; 184 Silicone Elastomer Kit</td></tr><tr><td>Plastipak 2 ml syringe</td><td>BD</td><td>300185</td><td></td></tr><tr><td>Norm-Ject Luer slip 1 ml syringe</td><td>Henke Sass Wolf </td><td>4010-200V0</td><td></td></tr><tr><td>1 mm Biopsy punch</td><td>Kai Medical</td><td>BP-10F</td><td></td></tr><tr><td>Laboratory Corona Treater</td><td>Electro-Technic Products</td><td>BD-20AC</td><td></td></tr><tr><td>PHD Ultra Syringe pump</td><td>Harvard apparatus</td><td>703006</td><td></td></tr><tr><td>Dyed red rqueous fluorescent particles</td><td>Thermo-Scientific</td><td></td><td>Uncatalloged 0.86 &amp;micro;m beads were used</td></tr><tr><td>Glycerin AR</td><td>Gadot</td><td>830131320</td><td></td></tr><tr><td>FlowMaster MITAS micro-particle image velocimetry (&amp;micro;PIV) system </td><td>LaVision</td><td>1108630</td><td></td></tr></tbody></table>

a microfluidic model of biomimetically breathing pulmonary acinar airways

Quantificando as características do fluxo respiratório nas profundezas acinares pulmonares e como elas influenciam o transporte de aerossol inalado é fundamental para otimizar as técnicas de inalação de drogas, bem como prever padrões de deposição de partículas no ar potencialmente tóxicos nos alvéolos pulmonares. Aqui, as técnicas de soft-litografia são utilizados para o fabrico de estruturas complexas das vias aéreas acinares-like nas verdadeiras comprimento escalas anatômicas que reproduzem fenômenos fluxo acinar fisiológicas em um sistema opticamente acessível. O dispositivo microfluídico possui 5 gerações de bifurcando dutos alveoladas com a expansão periodicamente e paredes contratantes. Parede de actuação é conseguida através da alteração da pressão no interior de câmaras cheias de água em torno das paredes do canal acinar finas PDMS tanto a partir dos lados e a parte superior do dispositivo. Em contraste com os dispositivos de microfluidos multicamadas comuns, em que é necessário o empilhamento de vários moldes de PDMS, um método simples é apresentado para fabricar o iníciocâmara incorporando a secção de tubo de uma seringa para dentro do molde PDMS. Este romance configuração microfluídico proporciona movimentos respiratórios fisiológicas que por sua vez dão origem a acinares ar-flows característicos. No estudo atual, micro velocimetria por imagem de partículas (μPIV) com partículas líquidas em suspensão foi utilizada para quantificar tais fluxos de ar com base na correspondência de similaridade hidrodinâmico. A boa concordância entre os resultados μPIV e fenômenos de fluxo acinar esperados sugerem que a plataforma microfluídica pode servir no futuro próximo como um atrativo na ferramenta vitro para investigar directamente transportado por via aérea de transporte de partículas representante e deposição nas regiões acinares dos pulmões.

Computer-aided design (CAD) e microscópio imagens do in vitro plataforma acinar são apresentados na Fig. 1. O modelo acinar biomimético apresenta cinco gerações de ramificação canais retangulares alinhados com cavidades cilíndricas alveolares-like (Fig. 1). Aqui, as gerações de modelos são numerados de geração 1 (para a geração mais proximal) para geração 5 (para a geração mais distal). Note-se que apenas o canal de entrada que conduz a uma geração é aberto para o ambiente exterior através de uma abertura no PDMS. As condutas 16 que se afasta da geração 5 são mantidas fechadas ao ar (Fig. 1A). Modulando periodicamente a pressão da água no interior das câmaras, as paredes finas que constituem as cavidades alveolares e ductos são ciclicamente deformado. Ao mesmo tempo, o limite máximo das vias aéreas é deformada verticalmente por meio de uma câmara de água adicional localizado acima das condutas; para criar esta câmara superior em ummaneira simples, sem a preparação de uma camada adicional de microfluidos do tambor de uma seringa foi submersa no interior do PDMS antes de reticulação. Isto resultou numa camada de PDMS de aproximadamente 1 mm que separam as condutas alveoladas e a câmara de água superior (ver Fig. 2). As câmaras de água está ligado a uma bomba de seringa programado para repetir uma série de taxas de fluxo linearmente crescente para imitar um cenário normal respiração tidal pesado de um adulto humano médio, com um tempo de ciclo de 4 s (t). Isso resulta em uma diminuição periódica e aumento do volume das vias aéreas; uma vez que as tomadas estão selados e a entrada é aberta para o ambiente, o fluido no interior das condutas é inspirado e expirado a partir do dispositivo através da entrada, em analogia a um processo de respiração natural. Aqui, as condutas das vias aéreas foram cheios com uma solução de glicerol semeada com partículas fluorescentes (ver protocolo) e micro partículas velocimetria de imagem (μPIV) foi usada para mapear o resulti<html> ng campos de fluxo em toda a árvore vias aéreas 33. A magnitude da velocidade normalizada (L X / u X, max) na streamwise (isto é., Axial) em direcção ao longo da largura dos canais é mostrado na Fig. 3. Os resultados são apresentados a uma velocidade de inalação de pico para cada um dos 5 gerações de dispositivos, e representam a projecção 2D de o fluxo dentro de uma laje fina perto do plano médio do ducto. Para comparação, a solução analítica do fluxo laminar de estado estacionário para uma infinitamente longo do canal 36 é também apresentada na Fig. 3. A Figura 4 mostra racionalizar padrões e magnitudes de velocidade dentro de cavidades alveolares no plano médio das vias respiratórias no pico inalação. Figuras 4a, B e C representam gerações acinares 1, 3 e 5, respectivamente. gura 1 &quot;src =&quot; / files / ftp_upload / 53588 / 53588fig1.jpg &quot;/&gt; Figura 1: Modelo Microfluidic da Árvore Rede acinares (a) desenho CAD do dispositivo completo.. (B) snapshots Close-up da estrutura de árvore acinar mostrando os canais, as câmaras e as paredes finas separando-os. Roxo setas indicam as localizações correspondentes e -directions y positivos dos perfis de fluxo apresentado na Fig. 3. Adaptado com permissão de ref. 33. <img alt="Figura 2" src="/files/ftp_upload/53588/53588fig2.jpg" /> Figura 2:. Design CAD ​​do dispositivo micro (a) linhas quebradas indicam os tubos que conduzem a partir das câmaras laterais e de cima para a bomba de seringa através de um conector em forma de T. (B) corte lateral através do centro do dispositivo, ilustrando a localização da seringa no interior do molde de PDMS. UMAdapted com a permissão de ref. 33. <img alt="Figura 3" src="/files/ftp_upload/53588/53588fig3.jpg" /> Figura 3: As velocidades de fluxo acinares ductal perfis de velocidade normalizada (L x / x L, no máximo) extraídos de PIV ao longo da largura do canal para as gerações de 1 a 5 nos locais ilustrados na Fig.. 1; y = 0 coincide com a localização do ponto médio através do canal e u x, max = 0,0104 m / s corresponde aqui para o pico de velocidade streamwise medido em dispositivos geração 1. medições PIV são mostrados aqui no pico da inalação (t = 0,6 seg) e a linha preta corresponde ao perfil de velocidades analítico para rastejando fluxo dentro de um canal rectangular com W d = 345 mm e &lt;in&gt; h = 92 | im. Adaptado com permissão de ref. 33. <img alt="Figura 4" src="/files/ftp_upload/53588/53588fig4.jpg" /> Figura 4: Velocity magnitudes e os correspondentes padrões Streamline. Os dados são obtidos a partir de micro-PIV para uma projecção do fluxo extraído no plano médio de um alvéolo situado em gerações de dispositivos 1, 3 e 5. Os campos de fluxo são mostrados em cerca de inalação de pico (T = 0,6 seg). magnitudes de velocidade são mostrados em uma escala logarítmica. Adaptado com permissão de ref. 33.

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A Microfluidic Model of Biomimetically Breathing Pulmonary Acinar 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.

Um Modelo de microfluidos de biomimetically respiração pulmonar acinares Airways

Quantifying respiratory flow characteristics in the pulmonary acinar depths and how they influence inhaled aerosol transport is critical towards ...

a-microfluidic-model-biomimetically-breathing-pulmonary-acinar

Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Bioengineering

7.9K visualizações.  Technion - Israel Institute of Technology. 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.

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The WinCF Model - An Inexpensive and Tractable Microcosm of a Mucus Plugged Bronchiole to Study the Microbiology of Lung Infections

Many chronic airway diseases result in mucus plugging of the airways. Lungs of an individual with cystic fibrosis are an exemplary case where their mucus-plugged bronchioles create a favorable habitat for microbial colonization. Various pathogens thrive in this environment interacting with each other and driving many of the symptoms associated with CF disease. Like any microbial community, the chemical conditions of their habitat have a significant impact on the community structure and dynamics. For example, different microorganisms thrive in differing levels of oxygen or other solute concentrations. This is also true in the CF lung, where oxygen concentrations are believed to drive community physiology and structure. The methods described here are designed to mimic the lung environment and grow pathogens in a manner more similar to that from which they cause disease. Manipulation of the chemical surroundings of these microbes is then used to study how the chemistry of lung infections governs its microbial ecology. The method, called the WinCF system, is based on artificial sputum medium and narrow capillary tubes meant to provide an oxygen gradient similar to that which exists in mucus-plugged bronchioles. Manipulating chemical conditions, such as the media pH of the sputum or antibiotics pressure, allows for visualization of the microbiological differences in those samples using colored indicators, watching for gas or biofilm production, or extracting and sequencing the nucleic acid contents of each sample.

The mucus plugged airways of cystic fibrosis (CF) patients are an ideal environment for microbial pathogens to thrive. The manuscript describes a novel method for studying the CF lung microbiome in an environment that mimics where they cause disease and how alterations of chemical conditions can drive microbial dynamics.

O Modelo WinCF - Um Microcosmo barato e tratável de um muco Plugged Bronquíolo para estudar a Microbiologia do Pulmão Infecções

Many chronic airway diseases result in mucus plugging of the airways. Lungs of an individual with cystic fibrosis are an exemplary case where their ...

Imunologia e Infecção

Label-free Neutrophil Enrichment from Patient-derived Airway Secretion Using Closed-loop Inertial Microfluidics

Airway secretions contain a large number of immune-related cells, e.g., neutrophils, macrophages, and lymphocytes, which can be used as a major resource to evaluate a variety of pulmonary diseases, both for research and clinical purposes. However, due to the heterogeneous and viscous nature of patient mucus, there is currently no reliable dissociation method that does not damage the host immune cells in the patient airway secretion. In this research, we introduce a sample preparation method that uses inertial microfluidics for the patient&#39;s immune assessment. Regardless of the heterogeneous fluidic properties of the clinical samples, the proposed method recovers more than 95% of neutrophils from airway secretion samples that are diluted 1,000-fold with milliliters of clean saline. By recirculating the concentrated output stream to the initial sample reservoir, a high concentration, recovery, and purity of the immune cells are provided; recirculation is considered a trade-off to the single-run syringe-based operation of inertial microfluidics. The closed-loop operation of spiral microfluidics provides leukocytes without physical or chemical disturbance, as demonstrated by the phorbol 12-myristate 13-acetate (PMA)-induced elastase release of sorted neutrophils.

In this research, we demonstrate a label-free neutrophil separation method from clinical airway secretions using closed-loop operation of spiral inertial microfluidics. The proposed method would expand the clinical in vitro assays for various respiratory diseases.

Livre de rótulo neutrófilo enriquecimento de secreção do paciente-derivado das vias aéreas usando microfluídica inercial de circuito fechado

Airway secretions contain a large number of immune-related cells, e.g., neutrophils, macrophages, and lymphocytes, which can be used as a major resource ...

Evaluating Regional Pulmonary Deposition using Patient-Specific 3D Printed Lung Models

Development of targeted therapies for pulmonary diseases is limited by the availability of preclinical testing methods with the ability to predict regional aerosol delivery. Leveraging 3D printing to generate patient-specific lung models, we outline the design of a high-throughput, in vitro experimental setup for quantifying lobular pulmonary deposition. This system is made with a combination of commercially available and 3D printed components and allows the flow rate through each lobe of the lung to be independently controlled. Delivery of fluorescent aerosols to each lobe is measured using fluorescence microscopy. This protocol has the potential to promote the growth of personalized medicine for respiratory diseases through its ability to model a wide range of patient demographics and disease states. Both the geometry of the 3D printed lung model and the air flow profile setting can be easily modulated to reflect clinical data for patients with varying age, race, and gender. Clinically relevant drug delivery devices, such as the endotracheal tube shown here, can be incorporated into the testing setup to more accurately predict a device&#8217;s capacity to target therapeutic delivery to a diseased region of the lung. The versatility of this experimental setup allows it to be customized to reflect a multitude of inhalation conditions, enhancing the rigor of preclinical therapeutic testing.

We present a high-throughput, in vitro method for quantifying regional pulmonary deposition at the lobe level using CT scan-derived, 3D printed lung models with tunable air flow profiles.

Avaliação do depoimento pulmonar regional usando modelos pulmonares impressos 3D específicos do paciente

Development of targeted therapies for pulmonary diseases is limited by the availability of preclinical testing methods with the ability to predict ...

Bioengenharia

Microfluidic Model to Mimic Initial Event of Neovascularization

Neovascularization is usually initialized from an existing normal vasculature and the biomechanical microenvironment of endothelial cells (ECs) in the initial stage varies dramatically from the following process of neovascularization. Although there are plenty of models to simulate different stages of neovascularization, an in vitro 3D model that capitulates the initial process of neovascularization under the corresponding stimulations of normal vasculature microenvironments is still lacking. Here, we reconstructed an in vitro 3D model that mimics the initial event of neovascularization (MIEN). The MIEN model contains a microfluidic sprouting chip and an automatic control, highly efficient circulation system. A functional, perfusable microchannel coated with endothelium was formed and the process of sprouting was simulated in the microfluidic sprouting chip. The initially physiological microenvironment of neovascularization was recapitulated with the microfluidic control system, by which ECs would be exposed to high luminal shear stress, physiological transendothelial flow, and various vascular endothelial growth factor (VEGF) distributions simultaneously. The MIEN model can be readily applied to the study of neovascularization mechanism and holds a potential promise as a low-cost platform for drug screening and toxicology applications.

Here, we provide a microfluidic chip and an automatically controlled, highly efficient circulation microfluidic system that recapitulates the initial microenvironment of neovascularization, allowing endothelial cells (ECs) to be stimulated by high luminal shear stress, physiological level of transendothelial flow, and various vascular endothelial growth factor (VEGF) distribution simultaneously.

Modelo microfluido para imitar evento inicial de neovascularização

Neovascularization is usually initialized from an existing normal vasculature and the biomechanical microenvironment of endothelial cells (ECs) in the ...

Imaging-Guided Bioreactor for Generating Bioengineered Airway Tissue

Repeated injury to airway tissue can impair lung function and cause chronic lung disease, such as chronic obstructive pulmonary disease. Advances in regenerative medicine and bioreactor technologies offer opportunities to produce lab-grown functional tissue and organ constructs that can be used to screen drugs, model disease, and engineer tissue replacements. Here, a miniaturized bioreactor coupled with an imaging modality that allows in situ visualization of the inner lumen of explanted rat trachea during in vitro tissue manipulation and&#160;culture is described. Using this bioreactor, the protocol demonstrates imaging-guided selective removal of endogenous cellular components while preserving the intrinsic biochemical features and ultrastructure of the airway tissue matrix. Furthermore, the delivery, uniform distribution, and subsequent prolonged culture of exogenous cells on the decellularized airway lumen with optical monitoring in situ are shown. The results highlight that the imaging-guided bioreactor can potentially be used to facilitate the generation of functional in vitro airway tissues.

The protocol describes an imaging-enabled bioreactor that allows the selective removal of the endogenous epithelium from the rat trachea and homogenous distribution of exogenous cells on the lumen surface, followed by long-term in vitro culture of the cell-tissue construct.

Bioreator guiado por imagem para geração de tecido das vias aéreas bioengenharia

Repeated injury to airway tissue can impair lung function and cause chronic lung disease, such as chronic obstructive pulmonary disease. Advances in ...

Preparation and Structural Evaluation of Epithelial Cell Monolayers in a Physiologically Sized Microfluidic Culture Device

In vitro microfluidic experimentation holds great potential to reveal many insights into the microphysiological phenomena occurring in conditions such as acute respiratory distress syndrome (ARDS) and ventilator-induced lung injury (VILI). However, studies in microfluidic channels with dimensions physiologically relevant to the terminal bronchioles of the human lung currently face several challenges, especially due to difficulties in establishing appropriate cell culture conditions, including media flow rates, within a given culture environment. The presented protocol describes an image-based approach to evaluate the structure of NCI-H441 human lung epithelial cells cultured in an oxygen-impermeable microfluidic channel with dimensions physiologically relevant to the terminal bronchioles of the human lung. Using phalloidin-based filamentous-actin staining, the cytoskeletal structures of the cells are revealed by confocal laser scanning microscopy, allowing for the visualization of individual as well as layered cells. Subsequent quantification determines whether the cell culture conditions being employed are producing uniform monolayers suitable for further experimentation. The protocol describes cell culture and layer evaluation methods in microfluidic channels and traditional fixed-well environments. This includes channel construction, cell culture and requisite conditions, fixation, permeabilization and staining, confocal microscopic imaging, image processing, and data analysis.

The presented protocol describes the development and use of a phalloidin-based filamentous-actin staining technique with confocal laser scanning microscopy (CLSM) to visualize adherent cell layer structure in microfluidic dynamic-culture channels and traditional fixed-well static-culture chambers. This approach aids in evaluating cell layer confluency, monolayer formation, and layer-thickness uniformity.

Preparação e avaliação estrutural de monocamadas de células epiteliais em um dispositivo de cultura microfluídica de tamanho fisiológico

In vitro microfluidic experimentation holds great potential to reveal many insights into the microphysiological phenomena occurring in conditions such as ...

Estabelecendo um modelo Lung-on-Chip para estudos de infecção respiratória

Immunocompetent Alveolus-on-Chip Model for Studying Alveolar Mucosal Immune Responses

We introduce an advanced immunocompetent lung-on-chip model designed to replicate the human alveolar structure and function. This innovative model employs a microfluidic-perfused biochip that supports an air-liquid interface mimicking the environment in the human alveoli. Tissue engineering is used to integrate key cellular components, including endothelial cells, macrophages, and epithelial cells, to create a representative tissue model of the alveolus. The model facilitates in-depth examinations of the mucosal immune responses to various pathogens, including viruses, bacteria, and fungi, thereby advancing our understanding of lung immunity. The primary goal of this protocol is to provide details for establishing this alveolus-on-chip model as a robust in vitro platform for infection studies, enabling researchers to closely observe and analyze the complex interactions between pathogens and the host's immune system within the pulmonary environment. This is achieved through the application of microfluidic-based techniques to simulate key physiological conditions of the human alveoli, including blood flow and biomechanical stimulation of endothelial cells, alongside maintaining an air-liquid interface crucial for the realistic exposure of epithelial cells to air. The model system is compatible with a range of standardized assays, such as immunofluorescence staining, cytokine profiling, and colony-forming unit (CFU)/plaque analysis, allowing for comprehensive insights into immune dynamics during infection. The Alveolus-on-chip is composed of essential cell types, including human distal lung epithelial cells (H441) and human umbilical vein endothelial cells (HUVECs) separated by porous polyethylene terephthalate (PET) membranes, with primary monocyte-derived macrophages strategically positioned between the epithelial and endothelial layers. The tissue model enhances the ability to dissect and analyze the nuanced factors involved in pulmonary immune responses in vitro. As a valuable tool, it should contribute to the advancement of lung research, providing a more accurate and dynamic in vitro model for studying the pathogenesis of respiratory infections and testing potential therapeutic interventions.

Autor em destaque: Desenvolvendo um modelo microfluídico de pulmão em chip para estudo aprofundado da resposta imune humana e mecanismos de infecção

Lung-on-chip models surpass traditional 2D cultures by mimicking the air-liquid interface and endothelial cell perfusion, simulating blood flow and nutrient exchange crucial for lung physiology studies. This enhances lung research relevance, offering a dynamic, physiologically accurate environment to advance the understanding and treatment of respiratory infections.

Modelo Alveolus-on-Chip Imunocompetente para Estudo das Respostas Imunes da Mucosa Alveolar

We introduce an advanced immunocompetent lung-on-chip model designed to replicate the human alveolar structure and function. This innovative model employs ...

Multicellular Human Alveolar Model Composed of Epithelial Cells and Primary Immune Cells for Hazard Assessment

A human alveolar cell coculture model is described here for simulation of the alveolar epithelial tissue barrier composed of alveolar epithelial type II cells and two types of immune cells (i.e., human monocyte-derived macrophages [MDMs] and dendritic cells [MDDCs]). A protocol for assembling the multicellular model is provided. Alveolar epithelial cells (A549 cell line) are grown and differentiated under submerged conditions on permeable inserts in two-chamber wells, then combined with differentiated MDMs and MDDCs. Finally, the cells are exposed to an air-liquid interface for several days. As human primary immune cells need to be isolated from human buffy coats, immune cells differentiated from either fresh or thawed monocytes are compared in order to tailor the method based on experimental needs. The three-dimensional models, composed of alveolar cells with either freshly isolated or thawed monocyte-derived immune cells, show a statistically significant increase in cytokine (interleukins 6 and 8) release upon exposure to proinflammatory stimuli (lipopolysaccharide and tumor necrosis factor &#945;) compared to untreated cells. On the other hand, there is no statistically significant difference between the cytokine release observed in the cocultures. This shows that the presented model is responsive to proinflammatory stimuli in the presence of MDMs and MDDCs differentiated from fresh or thawed peripheral blood monocytes (PBMs). Thus, it is a powerful tool for investigations of acute biological response to different substances, including aerosolized drugs or nanomaterials.

Presented here is a protocol for primary human blood monocyte isolation as well as their differentiation into macrophages and dendritic cells and assembly with epithelial cells into a multicellular human lung model. Biological responses of cocultures composed of immune cells differentiated from either freshly isolated or thawed monocytes, upon exposure to proinflammatory stimuli, are compared.

Modelo Alveolar Humano Multicelular Composto por Células Epiteliais e Células Imunes Primárias para Avaliação de Riscos

A human alveolar cell coculture model is described here for simulation of the alveolar epithelial tissue barrier composed of alveolar epithelial type II ...

Um Modelo de microfluidos de biomimetically respiração pulmonar acinares Airways

Resumo

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O Modelo WinCF - Um Microcosmo barato e tratável de um muco Plugged Bronquíolo para estudar a Microbiologia do Pulmão Infecções

Livre de rótulo neutrófilo enriquecimento de secreção do paciente-derivado das vias aéreas usando microfluídica inercial de circuito fechado

Avaliação do depoimento pulmonar regional usando modelos pulmonares impressos 3D específicos do paciente

Modelo microfluido para imitar evento inicial de neovascularização

Bioreator guiado por imagem para geração de tecido das vias aéreas bioengenharia

Preparação e avaliação estrutural de monocamadas de células epiteliais em um dispositivo de cultura microfluídica de tamanho fisiológico

Modelo Alveolus-on-Chip Imunocompetente para Estudo das Respostas Imunes da Mucosa Alveolar

Modelo Alveolus-on-Chip Imunocompetente para Estudo das Respostas Imunes da Mucosa Alveolar

Modelo Alveolus-on-Chip Imunocompetente para Estudo das Respostas Imunes da Mucosa Alveolar

Modelo Alveolar Humano Multicelular Composto por Células Epiteliais e Células Imunes Primárias para Avaliação de Riscos