联邦政府资助的研究报告
本发明根据由美国国防高级研究计划局授予的合同号为w911nf-12-2-0036的合同，由国防威胁降低局授予的dtra100271a-5196和hdtra1-09-1-00-13和由国立卫生研究院授予的1uh2-tr000491-01受到政府支持。政府在本发明中享有一定的权利。
相互参照相关专利申请
根据35u。s。c。§119(e)，本申请要求，美国临时专利申请序列号为62/183571，62/193029，62/276047和62/295306，分别于2015年6月23日，2015年7月15日，2016年1月7日和2016年2月15日提交的专利申请的优先权及其相关权益。每一上述申请均引用在本发明中。
这个申请也是分别于2013年7月16日，2014年6月5日，2015年5月20日和2015年6月10日提交的美国专利申请序列号为13/877925，14/363074，14/646300和14/651174申请的延续。上述识别的申请中的每一个都在本发明中引用。
在本发明的说明书中引用和讨论了一些可能包括专利、专利申请和各种出版物在内的参考文献。引用和/或讨论这些参考文献仅仅是为了使本发明的描述清晰，并不是承认任何这样的参考文献是本文所描述的发明的“现有技术”。所有引用和在本发明说明书中所讨论的参考文献采用全文引用的方式进行引用，并且当每个参考文件分别进行参考时，均对其引用至相同的程度。
本发明涉及一种微流控系统，尤其是微型配方设计模块，多个灌注工程组织构建和微型生化分析仪的互联及其应用。
背景技术：
本文提供的背景技术描述是为了大体呈现本发明的背景。在本发明部分的背景下讨论的主题不应仅仅是由于其在本发明部分的背景下被提及而成为现有技术。类似地，在本发明部分的背景中提及的问题或与本发明部分的背景相关的主题不应被假定为现有已确认的技术。在本发明部分的背景中的主题仅仅代表不同的方法，它们当中或者它们本身也可能是发明。目前命名为发明家的工作，它是在本发明部分的背景描述的程度以及描述方面可能没有资格作为本发明的申请日之前的现有技术，无论其是否明确或隐含地被承认为与本发明所抵触的现有技术。
有越来越多的文献使用的互联器官芯片或组织芯片结构以发现和开发药物，确定药物的安全性和毒理学，发展组织工程结构，并计划诱导多能干细胞的分化。在目前的系统中，采用将不同的器官连通在一起研究器官-器官和器官-药物-器官相互作用，该互联主要是以芯片上微流体通道的形式连接在同一器官芯片或管连接不同器官芯片。这种方法的困难是，由于采用固定通道，器官不能被插入，删除，或更换，因为所有的器官都在一个单一的微流控芯片上，一旦一个单一的器官失败，芯片上的所有器官可能均需要被摒弃。如果分开的器官通过管道连接，就很难在没有流体或不引入气泡的情况下进行或断开连接。此外，管道的体积通常远远大于微流体通道，并导致众所周知的困难，即，其难以满足总的流体体积适当地缩放到所研究的器官体积中的设计要求。最后，从开孔中添加和移除管道给设备的杀菌消毒造成了严重的问题，即，在被污染的设备表面的病原体可以随着管道插接的行为被推入到流体路径中。目前，还没有简单的方法来对这样的管道插入系统进行杀菌消毒。
商业的流体系统，如那些用于卡车、火车和工业过程中的流体系统，使用的互联为是两部分式连接器，其中每部分中都设置有弹簧驱动阀，使在该两部分分开时，流量从任一侧被截获。在互联器官芯片所需的小物理尺寸，管道直径，管道长度，和小管道体积领域中实现这一技术较为困难。更进一步地，目前并没有简单的方法对这样的系统的接通前后和切断连接前后进行杀菌消毒。
因此，需要以无菌，低体积的方式对独立的集成器官微流体(iom)模块进行互联，从而避免流体的损失和气泡的介入并允许的内部和外部的流体互联通路进行消毒准备。
进一步地，体外细胞培养是药物研发和开发过程、毒理学和生物学研发的支柱。目前，高通量筛选(hts)使用一个集中的机器人移动分离的单操作站之间的孔板，最重要的是流体装卸机器人。这种方法的局限性是，其十分困难或不可能同时在多个孔板上进行多个操作。这种方法的经济学是在一个n孔板系统中，单孔板可以在不超过1/n的实验的持续时间内占据任何一个站点，例如，流体装卸机器人或扫描仪。这使得长期的，生理上现实的药物输送药代动力学在hts孔板环境中难以实现。
更进一步地，在延长的一段时间内，关键药物、营养物质或毒素的浓度变化的能力对于理解各种生物过程是至关重要的。有许多生物学和医学领域中，亟需长期使用培养基灌注二维和三维组织结构，该培养基中含有营养物质，生长因子，药物和毒素的浓度可能会随时间而变化。这方面的一个例子是利用组织化培养确定最佳治疗特定病人的肿瘤的最佳药物和药物剂量和浓度。目前，这可以通过脱离的活检样本或切除肿瘤为单个细胞和允许产生异质性的细胞群体自组装成球形的细胞器来实现，该球形的细胞器的直径通常是100微米和500微米直径之间。单一的细胞器放置在96孔板或384孔板的每一孔中，并在培养基中保持为期七天至四周之间的时间间隔。随后，监测该细胞器的生长和其对药物和毒素的反应。这是一个耗时的过程，因为它需要每天的介质交流和精心定时的药物输送到每一个孔中。该过程的复杂性限制了可以维持的孔数，并降低了确定最佳药物和药物输送时间表的概率。组合给药成为更加棘手，如果治疗方案需要两种药物在不同的时间进行输送。更进一步地，通过使用液体操作机器人数小时至数天地输送时间依赖性，生理现实的药物输送协议较为困难。没有连续的灌注，只通过日常介质支持而发生的细胞器的大小的变化是有限的，因此需要有一个能够持续地并独立第灌注每一个孔的多孔板。
类似的问题出现在测定传递到诱导多功能干细胞(ipscs)的不同的生长因子，营养成分，小分子和药物使其分化为特定细胞的表型的最佳顺序和浓度上。目前，这是通过使用自动流体装卸机器人完成的，但机器人的大小和成本和大量的孔板必须由单一的机器人进行服务的要求限制了可以检测的生长因子等的组合的数量。用集中液体装卸机器人进行移液管交付，所需的生长因子等以单次剂量的方式进行传输，与稳定地或缓慢地改变浓度相比，可能会引发不同的细胞反应。
类似地，药物、环境和工业毒素的毒性测量受到中央流体处理机器人的吞吐量的限制，该中央流体处理机器人既需要灌注细胞或器官组织或组织构建体，又需要按照生理上实际的时间浓度分布，向细胞或组织器官递送一系列药物或毒素。
因此，现有技术上存在迄今未解决的需求以解决上述的缺陷与不足。
技术实现要素：
一方面，本发明涉及一种集成生物对象微流控模块，所述生物对象包括生物器官，一组细胞，组织或以上生物器官，细胞，组织的类似物。在一个实施例中，所述集成生物对象微流控模块包括输入总线和输出总线，所述输入总线和输出总线与接口连接，从而使得所述集成生物对象微流控模块能够被连接到另一个集成生物对象微流控模块或其他类似设计的微流控模块；与所述输入总线流控连通的上游互联总线控制阀和与输出总线流控连通的下游互联总线控制阀；均流控连接在所述上游互联总线控制阀和所述下游互联总线控制阀之间的动脉总线，静脉总线，清洗总线和排污总线；与所述动脉总线，所述上游互联总线控制阀、所述生物对象和多个入口流控连接的输入控制阀，和与所述生物对象，所述输入控制阀，所述下游互联总线控制阀和多个出口流控连接的输出控制阀；流控连接在所述输入控制阀和所述生物对象之间的泵；
所述多个入口用于提供多个流体，所述多个出口用于收集废液和分析样本。
所述输入控制阀，所述输出控制阀，所述上游互联总线控制阀和所述下游互联总线控制阀均包括多个控制端口，每一所述控制端口被单独控制在允许流体流动的开放状态中或在关闭流体流动的封闭状态中，使得所述集成生物对象微流控模块选择性地运行在运行隔离模式，运行互联模式和消毒/清洗模式中。
其中，所述输入控制阀，所述输出控制阀，所述上游互联总线控制阀和所述下游互联总线控制阀均包括多端口旋转平面阀。
其中，每一所述上游互联总线控制阀和每一所述下游互联总线控制阀均包括多个切换阀。
其中，每一所述切换阀包括压缩驱动器和与所述压缩驱动器连接的手柄，所述手柄用于控制所述压缩驱动器可操作地压缩所述压缩驱动器下的流体通道。
其中，每一所述切换阀是双刀，单掷相反的开关阀包括前景压缩驱动器，背景压缩驱动器，和与所述前景压缩驱动器和所述背景压缩驱动器相连的手柄，所述手柄用于分别控制所述前景压缩驱动器和所述背景压缩驱动器的对前景微流体通道和背景微流体通道进行压缩。
其中，每一所述切换阀包括主体，所述主体上设置有中心轴孔，两个球形锁销，压缩驱动器和手柄，所述压缩驱动器和所述手柄分别从所述主体上延伸出来使得所述压缩驱动器和所述手柄成角度设置，其中，所述主体通过所述两个球形锁销控制旋转到两种状态之一，以驱动所述压缩驱动器关闭在所述压缩驱动器下的所述微流体通道。
在一个实施例中，所述集成生物对象微流控模块还包括用于单独控制所述输入控制阀的每一端口、所述输出控制阀的每一端口、所述上游互联总线控制阀的每一端口和所述下游互联总线控制阀的每一端口的微控制器。在一个实施例中，所述微控制器具有无线通信协议。
另一方面，本发明涉及一种互联系统，用于流控连接第一微流控模块和第二微流控模块，其中，所述互联系统具有分别用于连接所述第一微流控模块和所述第二微流控模块的第一接口和第二接口，每一接口包括：第一表面，与所述第一表面相对的第二表面和设置在所述第一表面和所述第二表面之间的本体；穿过所述主体设置的连接总线，所述连接总线与相应的微流控模块中的清洗总线，动脉总线，静脉总线，排污总线通过设置在所述每一接口的所述第一表面上的接口管端口进行流控连接；及定位销和定位孔间隔地形成在所述每一接口的所述第二表面，使得连接时，所述第一接口的所述定位销插入所述第二接口的所述定位孔中，或者，所述第二接口的所述定位销插入所述第一接口的所述定位孔中，且所述第一微流控模块的所述清洗总线，所述动脉总线，所述静脉总线，所述排污总线与所述第二微流控模块的所述清洗总线，所述动脉总线，所述静脉总线，所述排污总线分别通过所述第一接口和所述第二接口的所述第二表面上的所述连接总线相连接。
其中，所述每一接口包括形成在所述第二表面上的，用于对所述第一接口和所述第二接口进行对准和吸附的磁体对。
其中，在所述每一接口的所述第二表面上的所述连接总线用于使得所述第一微流控模块的所述排污总线由流体停止销关闭，和/或所述第二微流控模块的所述清洗总线由橡胶塞关闭。
其中，所述第一微流控模块和所述第二微流控模块中的所述动脉总线和所述静脉总线通过内部管流控连接或选择性关闭。
在另一方面，本发明涉及一种微流控模块托盘，其中，所述微流控模块托盘包括：多个设置成阵列的微流控模块；和多个接口，每一接口如上所述，每相邻的两个微流控模块都通过各自的两个接口互联。
其中，所述多个微流控模块包括至少一个集成微流控生物对象模块。
其中，所述多个微流控模块还包括心肺辅助模块，微配方设计模块(μf)和微型生化分析仪(μca)的至少一个。
进一步地，本发明还涉及一种系统，用于单独定位孔板的子区域中的每一个孔或孔组，其中，所述系统包括：至少一个微配方设计模块，每一所述微配方设计模块包括：多个贮液器；至少一个流控连通至所述多个贮液器以选择至少一个贮液器的选择阀；和至少一个流控连通至所述至少一个选择阀从而从选定的选择阀中取出液体并将液体输送到至少一个输出管中的泵，所述至少一个输出管连接至所述孔板的孔以根据所述至少一个输出管所输出的流体定位所述孔。
其中，所述至少有一个选择阀包括多端口旋转平面阀。
其中，所述多端口旋转平面阀包括缺球，常开旋转平面阀(no-rpv)，或固定球，旋转驱动器，常闭式平面阀(nc-rpv)。
其中，所述至少一个选择阀用于在不同的时间段选择不同的贮液器。
其中，驱动所述至少一个泵，使得所述选定的贮液器中的流体以预定的流动速率从所述至少一个输出管输出。
其中，所述预定的流动速率随时间变化而变化。
其中，至少一个选择阀包括流控连通至所述多个贮液器以选择所述至少一个贮液器的第一选择阀，和流控连通至所述至少一个泵，用于引导选定的贮液器中的流体从所述至少一个泵输出至所述多个输出管中的一个输出管的第二选择阀，每一输出管依次连接到所述孔板的单个孔中。
其中，所述至少一个微配方设计模块包括第一微配方设计模块和第二微配方设计模块，所述该第一微配方设计模块将所述选定的贮液器中的所述流体单独地传输到所述孔板中的所述每一个孔中，第二微配方设计模块独立从所述孔板中的所述每一孔中移除所述流体。
其中，通过输入储液阀选择顺序，泵速度和持续时间，可以驱动药物，化学品，生物化学品或流体介质的等分试样的与时间相关的计量输送，这可以应用于配合与时间相关的计量抽取现有流体到一个或多个孔板，使得可以在一个或多个孔板位置内产生理论生物化学浓度相对于时间环境的近似值，目的是将细胞暴露于一个或多个化学或生物化学物质的以获得生理上现实的时间依赖性浓度分布。
其中，所述至少一个微配方设计模块包括八个微配方设计模块，每一微配方设计模块用于单独定位所述孔板上的12个孔。
其中，所述系统还包括至少一个流控连通至所述至少一个输出管和相应的所述孔板的孔上的分路器，用于根据所述至少一个输出管的流体输出定位相应的所述孔。
其中，所述系统还包括用于单独控制所述至少一个选择阀和所述至少一个泵的微控制器。所述微控制器具有无线通信协议。
进一步地，本发明涉及采用弹性或其他材料注模成型的微流控模块，其中，所述微流控模块包括：由通道，室，通孔，孔和流体端口等组成的流体回路，当至少一个选择阀和至少一个泵放置在所述流体回路上时，所述流体回路与所述至少一个选择阀和所述至少一个泵一同可操作地分析至少一个微配方设计模块从而单独定位每一所述孔。
其中，通过时分多路复用定位每一所述孔。
其中，还包括依次或同时结合以组成所述全部或部分所述流体电路的多个平面层。
本发明的这些和其他方面将在以下附图和一并采取的优选实施例的说明中变得清晰，虽然其中的变化和修改可能会受到使得其所披露的没有脱离新颖性原则的精神和范围受到影响。
附图说明
附图说明了本发明的一个或多个实施例，并与书面描述一同解释了本发明的原理。在可能的情况下，在整个图纸中使用相同的参考编号，以引用一个实施例的相同或类似元件。
图1a为本发明的一个实施例的简单的两个器官芯片系统的每一个器官的灌注控制器和机载微型配方设计模块(μf)和微型生化分析仪(μca)本发明的框形示意图；
图1b和1c为本发明的一个实施例的一种实现互联的器官的透视图和顶视图。
图2a为本发明的一个实施例在通用的器官灌注控制器内外的流控连接的布局的示意图
图2b为本发明的一个实施例的运行互联方式显示连接两个独立的模块之间的互联以及互联系统阀门和流体总线的示意图。
图2c为本发明的一个实施例中消毒/清洗模式的示意图，展示了互联系统的消毒/清洗模式的是通过对互联的阀两侧的合理设置实现。
图3为本发明的一个实施例中显示了单片集成微流控芯片的一个实施例iom芯片的示意图。
图4为本发明的一个实施例提供的在单片微流体芯片上的阀门驱动控制点的位置图。
图5根据本发明的一个实施例显示了嵌入在单片微流控芯片中的每个四个阀系统中的每个控制点的标识的示意图。
图6根据本发明的一个实施例显示了当在孤立的器官模式下运行使得介质和废物来自和进入外部贮液器时，流体在器官模块中的流动的示意图。
图7a-7c根据本发明的实施例显示了另一种离体器官模式，在该模式下的互联可以被冲洗而器官为局部操作的示意图。
图8根据本发明的一个实施例显示了将多个器官或其他模块连接在一起的共同并联灌注的阀门配置的示意图。
图9根据本发明的一个实施例显示了器官可以直接从动脉侧灌注，关闭泵，并使用动脉线中的压力来驱动流体流经器官的示意图。
图10根据本发明的一个实施例显示了在消毒/清洗模式下，采用内循环器官连接初始化的步骤的示意图。
图11根据本发明的一个实施例显示了在动脉/静脉模式中在运行器官中串联的最后一个器官中的流体流动的示意图。
图12根据本发明的一个实施例显示了安装在iom的模块侧面的互联系统的三维渲染图。
图13根据本发明的一个实施例显示了互联系统连接iom的横截面图。
图14根据本发明的一个实施例显示了终止iom线的连接端盖的示意图。
图15根据本发明的一个实施例显示了的多个互联器官灌注控制器的示意图。
图16根据本发明的一个实施例显示了对动脉总线和静脉总线互联的灭菌程序和终止工作所需的端盖视图。
图17根据本发明的一个实施例显示了iom模块的完全填充托盘的系统视图。
图18a根据本发明的一个实施例显示了端口具有旋转端盖，可以最大限度地减少iom模块因污染，流体损失，并引入空气气泡导致其无法通过互联系统连接到另一个模块的风险的示意图；
图18b根据本发明的一个实施例显示了管道连接接口的端面图。
图18c根据本发明的一个实施例显示了操作端盖所需的端盖凸轮的示意图。
图18d根据本发明的一个实施例显示了旋转端盖面的示意图。
图18e根据本发明的一个实施例显示了在关闭位置的旋转端盖和管道连接端口的横截面图。
图18f根据本发明的一个实施例显示了两个连接灌注控制器及其在打开位置的旋转端盖的横截面图。
图19a根据本发明的一个实施例显示了用于连接控制压缩微流体通道的切换阀的示意图。
图19b根据本发明的另一实施例显示了用于互联控制压缩微流体通道的双刀，单掷相反的开关阀的示意图。
图19c根据本发明的另一实施例显示了用于连接控制压缩微流体通道的切换阀的示意图。
图19d根据本发明的一个实施例显示了在切换连接阀的锁销的截面图。
图20根据本发明的一个实施例显示了微型配方设计系统的示意图。
图21根据本发明的一个实施例显示了一个采用时分多路复用创建在微型配方设计模块中逐渐增加和减少药物浓度的复杂的浓度与时间药物释放曲线时间图。
图22a根据本发明的一个实施例显示了微型配方设计模块头管支撑板保持单流体管在多孔板中的一个孔上的示意图。
图22b根据本发明的一个实施例显示了微型配方设计模块头管支撑板用于维持两个单独的管组在一个孔中的示意图。
图22c根据本发明的一个实施例显示了12个微型配方设计模块，每微型配方设计模块含有输入选择器rpv和旋转平面蠕动泵(rppm)以定位12孔的示意图。
图23a根据本发明的一个实施例显示了微型配方设计模块头管支撑板显示保持四管器在多孔板的四孔以上的示意图。
图23b以及23c根据本发明的实施例显示了四孔输送和去除吸入器的两种备选配置的示意图。
图24a根据本发明的一个实施例中显示了八个单通道μfs通过安装在刚性的子板上的四孔器之间的管道长度进行连接以一次性同时定位孔板三分之一的大小的示意图。
图24b和24c为图24a所示的系统的两个部分2放大视图。
图25a和25b根据本发明的实施例显示了使用到孔板的三分之一(图25a)或四分之一(图25b)时分别采用的适当配置的子板块的示意图。
图26a根据本发明的实施例的显示了用于同时控制传输和吸入的8x2旋转平面选择阀的示意图。
图26b根据本发明实施例显示了为配置有集成的双面旋转平面蠕动泵的4x2旋转平面选择阀而设置的推拉架构的示意图。
图27a根据本发明的一个实施例显示了三电动机微型配方设计模块实施例独立提供从四孔或贮液器除去液体，或器官芯片。
图27b根据本发明的一个实施例显示了24x1旋转平面阀(rpv)的布局图，其中输入线连接到24条输出线中的任何一条。
图28a根据本发明的一个实施例显示了二电动机，三电动机微型配方设计模块作为单一的单位连接至孔以提供独立的流体输送和的移除的示意图。
图28b根据本发明的一个实施例显示一个96端口微型配方设计模块示意图。
图28c根据本发明的一个实施例显示了96端口，使用推拉式nema-17电动机的96端口微型配方设计模块和塑料管连接到孔板的示意图。
图28d根据本发明的一个实施例显示了真实的管网示意图。
图29a根据本发明的实施例显示了在96孔板每一个孔中的单一传输/移除针与远程控制器的连接示意图。
图29b根据本发明的实施例显示了在96孔板每一个孔中的双传输/移除针与远程控制器的连接示意图。
图30a-30c根据本发明实施例显示了从如图28所示的单一框架上的二十四nema-17步进电动机减少到四个微流体条且每一微流体条有六个nema-8步进电动机的示意图。
图31a-31c根据本发明实施例显示了一体化的24孔推拉微型配方设计模块弹性流体电路的多个视图。
图32a-32e根据本发明实施例显示了批量生产的针阵列以提供推拉流体进入96孔板中的每个孔实施例。
图32a和32b显示液位水位不超过设定的短针设置的流体水位且不低于由长针流体水位的示意图。
图32c显示了如何通过用一组12个平行的平面针阵列推拉定位板孔中的所有孔的示意图，每个针阵列有八对针用于与在96孔板中一行内的八孔相连接。
图32d和32e显示单排针阵列可以采用热压和热粘合的方式设置的示意图。
图33a和33b根据本发明的另一实施例显示了设置在在一个平面基片上的流体网络示意图，该平面基片上方设置有泵和阀门电动机和液体贮液器，下方设置有针。
图34a-34d根据本发明的一个实施例显示了为μf-96软件提供的自动多泵实验运行环境(ampere)的照片示意图。这个程序必须掌握单电动机和阀门作为时间函数的功能(图34a和34b)，跟踪流体体积和/或药物浓度相对于时间的函数(图34c)，并控制填充和排空单个孔或组孔(图34d)。
图35显示了图28b，30a和30c中多种微型配方设计模块组件的连接实施例的示意图，其中四通道电动机微控制器在步进电动机和运行ampere的笔记本电脑之间提供了硬件接口。
图36根据本发明的一个实施例显示了连通组织微观的生理系统(mps)。
图37根据本发明的一个实施例显示了当通过时分多路复用同时控制浓度时，用于从二十四孔的任一孔中选择激素、营养药物或药物，并送到五个器官芯片或贮液器中的微流控装置的示意图。
图38根据本发明的一个实施例显示了一个用于研究器官芯片的相互作用的系统的示意图。
图39a根据本发明的一个实施例显示了采用独立的输送和排出泵，具有连接到图38中共享的中心贮液器一对端口的三电动机阀门流体的示意图。
图39b根据本发明的另一实施例显示了阀门另一种配置的示意图。
图39c根据本发明的一个实施例显示了一种用于控制在双面器官芯片中的培养介质再循环的阀的示意图，该阀在器官的各侧有分立的泵。
图40a根据本发明的一个实施例显示了混合刚性弹性体，销驱动旋转平面蠕动泵的示意图。
图40b根据本发明的一个实施例显示了混合刚性弹性体旋转平面阀。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。然而，本发明可以体现在许多不同的形式中，其不应被解释为仅限于此处所列的实施例。相反，这些提供的实施例使得披露将更加彻底和完整，并将充分地将本发明的范围传达给本技术领域技术人员。类似的参考标号指的是类似的元件。
一般地，本说明书中使用的术语在本发明的上下文中和在他们所出现的特定章节中具有它们在现有技术中的普通含义。一些特定的用于描述本发明的术语在下面或本说明书的其他地方中有解释以向实践者提供关于本发明说明的附加指引。为方便起见，一些词句可能会突出显示，例如使用斜体和/或引号。强调和/或大写字母的使用不影响一个词的范围和意义；在相同的语境中，一个术语的范围和意义是相同的，无论它是否突出和/或大写字母。同样事物通过一个以上的方式说明是可以被肯定的。因此，可供选择的语言和同义词可以用于本文讨论的任何一个或多个术语，也没有任何特殊意义在此处对术语进行阐述或讨论。本说明书提供了一些术语的同义词。列举一个或多个同义词并不排除其他同义词的使用。本说明书中任何地方的示例的使用，包括本文所讨论的任何术语的例子，仅是说明性的，不能限制本发明的范围和意义或成为任何例证项。同样地，本发明不限于本说明书中给出的各种实施例。
可以理解地，当元件被称为“在另一个元件上”时，它可以直接设置另一个元件上或还有其他元件的介入可能存在在他们其间。相反，当一个元件被称为“直接地在另一个元件上”，则没有其他中间元件存在。此处使用的术语“和/或”包含一个或多个相关联的例举项的任一个和所有组合。
可以理解地，虽然词语第一，第二，第三等，可用于此处描述的各种元件，组件，区域，层和/或部分，这些元件，组件，区域，层和/或部分不应受到这些条款的限制。这些术语只用于区分一个元件、一个组件、一个区域、一个层或另一个元件、一个组件、一个区域、一个层或一个部分。因此，下面所述的第一元件、第一部件、第一区域、第一层或第一部分也可以被称为第二元件、第二部件、第二区域、第二层或第二部分，而不背离本发明的公开内容。
可以理解地，当一个元件被称为“在……上”、“粘附于”、“连接到”、“与……连通”、“接触”等另一个元件，它可以直接在……上，粘附于、连接到、与……连通、接触另一个元件或可能同时存在其他元件的介入。相反，当一个元件被称为，例如，“直接在……上”，“直接粘附于”，“直接连接到”，“直接与……连通”或“直接接触”另一个元件，则没有其他介入元件存在。同时，本领域技术引用的结构或特征与另一个特征是“相邻”的时候，可能有与其相邻的特征部分重叠或在其之下。
此处使用的术语仅用于描述特定实施例，且并不限制本发明。正如此处所用，单数形式“一”、“一个”、“这一”也应包括复数形式，上下文清楚地表明只有一个的除外。进一步可以理解地，用在本说明书中的术语“包括”和/或“包括”或“包括有”或“包含”或“包含有”或“有”和/或“正在有”明确了所指定特征、地区、整体、步骤、操作、元件和/或组件得存在，但不排除存在其他一个或多个特征、地区、整体、步骤、操作、元件和/或组件。
进一步地，相对术语，如“较低”或“底部”和“上部”或“顶部”，可用于描述一个元件到另一个元件的关系，如图所示。可以理解地是，相对术语的目的是在图中所示的方向之外包括设备的不同方向。例如，如果其中一个图形中的设备被翻转，其他元件的“下”侧的元件将被定向到其他元件的“上”侧。因此，“低”的示范术语，既可以包含上下方向，又取决于图形的特定方向。类似地，如果其中一个图形中的设备被翻转，则描述为“下面”或“之下”的其他元件将被定向为“高于”其他元件。因此，“下面”或“之下”的示范性术语可以包含上面和下面的方向。
除非另有规定，本文所用的所有术语(包括技术术语和科学术语)与本发明现有技术中中常用技术的公知常识的理解具有相同的含义。进一步可以理解为，这些术语如在常用字典的定义，应该在相关技术和目前公开的语境内解释为与之一致的意义，并不会被理想化或过于正式的感觉，本发明中明确说明的除外。
正如本文所用，“左右”、“大约”、“实质上地”或“近似地”通常指在百分之二十的范围内，较好是在百分之十的范围以内，最好是在给定值或范围的百分之5的范围以内。这里给出的数值是近似的，这意味着，如果没有明确说明，“左右”、“大约”、“实质上地”或“近似地”的术语可以进行推断。
这里所用的“包括”或“包括有”、“组成”或“组成有”、“携带”或“具有着”、“有”或“正有”，“包含”或者“含有”、“涉及”或“涉及有”等都是可以理解的是开放式的，即是指包括但不限于。
正如这里所使用的，词组“至少一个a，b，和c”应该从逻辑上去解释(a或b或c)，使用非排他性逻辑or。应当理解地，在不改变本发明原则的情况下，可以在不同的顺序(或同时)执行一个或多个步骤。
本文所使用的术语“微型生化分析仪、“微量化学分析仪”和他们的缩写“μca”可以进行交换。术语“灌注控制器”及其缩写“pc”是可交换的。“微型配方设计模块”可与其缩写“μf”进行交换。“旋转平面蠕动泵”与其缩写“rppm”是可交换的。“旋转平面阀”与其缩写“rpv”是可交换的。“集成器官微流控”及其缩写“iom”是可交换的。“器官芯片”与其缩写“ooc”是可交换的。术语“组织芯片”及其缩写“tc”是可交换的。
这里使用的术语“流体路径”和“流体通道”是可交换的，指的是通道，导管，槽，沟或类似的允许流体流经的结构。同样地，“总线”，“路”和“线”可以互换使用，指的是一种常见的流体供给线或一组常见的流体供应线。
现在与附图一起对本发明的实施例的进行说明。根据本发明的目的，示例性地并广泛地进行描述，本发明涉及在各种的情况下对细胞的长期培养中的流体控制的系统和方法，包括灌注工程的组织结构，也被称为组织芯片上或器官芯片，用于在采用或不采用支撑基底的情况下培养贴壁或非贴壁细胞的微反应器，和多种设置方案下的任一孔板，包括插入有小室的孔板。所有这些应用都具有共同的需求(a)提供给长期灌注(多天至多周)给在高密度种植下的细胞，(b)最小化细胞暴露于介质体积以最小化生长细胞分泌的因子被稀释。(c)支持不同的贮液器间的流体可控的互动和交换，(d)支持系统组件无气泡或微生物污染介入的连接和断开和(e)避免营养和代谢废物的浓度变化较大，因为在传统的细胞培养中其将发生日常介质的变化。
这些点可以解决部分系统构造的使用，例如，旋转平面蠕动泵(rppm)和旋转平面阀门(rpv)技术如pct出版号wo2012/048261，gould等人的包括微型配方设计模块的题为“peristalticmicropump”所述。在一些实施例中，本发明采用常闭式平面阀(nc-rpv)，该设备公开在pct出版号wo2014/123600，题为block等的“normallyclosedmicrovalveandapplicationsofthesame”中。在一些实施例中，本发明是建立在如以下所述的这些基础上：pct出版号wo2013/086505，wikswo等人的题为“integratedorgan-on-chipsystemandapplicationsofthesame”，wo2013/086486，wikswo等人的题为“integratedhumanorgan-on-chipmicrophysiologicalsystems”，wo2014081840，blockiii等人的题为“organonchipintegrationandapplicationsofthesame”，他们提出更多关于监测细胞的代谢活动的对器官芯片和其它应用的器官灌注控制器和微型生化分析仪的详细资料。pct出版号wo2012/048261和wo2013/086505均为我们提供的微型配方设计模块的各种实施例的详细描述，其能够制备细胞培养基配方，包括药物、毒素、和生长因子，并随着输出被输送到生物反应器，器官芯片，或其他流体贮液器，或单套这样的互联设备中。上提及的pct出版物均以其全文作为参考。根据本发明，微型配方设计模块的概念扩展到提供输送流体的能力，根据需求对多个流体设备的任何一个流体设备输送流体的能力，无论该流体设备是生物反应器、器官芯片，孔板中的独立孔，或其他流体贮液器，并独立地从这些相同的贮液器移除液体。
在一些方面，本发明涉及各种方法以提高多种器官芯片，微反应器，微型配方设计模块，灌注控制器，微型生化分析仪和多孔板中的各个孔之间的互联和控制。在一些实施例中，本发明提供了多个灌注工程组织构建、微反应器、孔板和其他微流体仪表和控制器的消毒连接方法。
计算机控制的泵和阀的组合提供协调的流体输送和从多个实例的小体积贮液器进行流体移除，它们是一个器官芯片或单独控盘中的各个孔内。在一些方面，本发明解决了调节流体流入和流出多个需要维持多样性的流体贮液器，其与器官芯片生物反应器互联以确保个体生物反应器可以有供它所需的的循环介质和且其体积在多种生物反应器可以保持平衡，使不同器官的交叉连接与它们相关的介质均可以被控制的需要。这些操作依次需要的计算机软件为计算泵的传输和吸出率的计算机软件和计算在贮液器、生物反应器和管中的流体体积的计算机软件。
一方面，本发明涉及一种集成微流控生物对象模块。生物对象包括器官、细胞组、组织或其类似物。在一个实施例中，该集成微流控生物对象模块包括能与接口连接，从而使得所述集成生物对象微流控模块能够被连接到另一个集成生物对象微流控模块或其他类似设计的微流控模块的输入总线和输出总线；与输入总线通过流控连通的上游互联总线控制阀和与输出总线通过流控连通的下游互联总线控制阀；均通过流控连接在上游互联总线控制阀和下游互联总线控制阀之间的动脉总线，静脉总线，清洗总线和排污总线；与动脉总线，上游互联总线控制阀、生物对象和多个入口通过流控连接的输入控制阀，和与生物对象，输入控制阀，下游互联总线控制阀和多个出口通过流控连接的输出控制阀；以及通过流控连接在输入控制阀和生物对象之间的泵；
多个入口用于提供多个流体，多个出口用于收集废物和分析样本；
每一输入控制阀，每一输出控制阀，每一上游互联总线控制阀和每一下游互联总线控制阀均包括多个控制端口，每一控制端口在允许流体流动的开放状态中或关闭流体流动的封闭状态中被单独控制，使得集成生物对象微流控模块可以在运行隔离模式，运行互联模式和消毒/清洗模式中选择性操作。
在一个实施例中，该集成生物对象微流控模块还包括用于单独控制输入控制阀的每一端口、输出控制阀的每一端口、上游互联总线控制阀的每一端口和下游互联总线控制阀的每一端口的微控制器。在一个实施例中，该微控制器具有无线通信协议。在一个实施例中，每一输入控制阀，每一输出控制阀，每一上游互联总线控制阀和每一下游互联总线控制阀包括多端口旋转平面阀。
在一个实施例中，每一上游互联总线控制阀和每一下游互联总线控制阀包括多个切换阀。
在一个实施例中，每一切换阀包括压缩驱动器和与压缩驱动器连接的手柄，该手柄用于控制压缩驱动器可操作地压缩所述压缩驱动器下的流体通道。在另一个实施例中，每一切换阀是双刀，单掷相反的开关阀包括前景压缩驱动器，背景压缩驱动器，和与所述前景压缩驱动器和所述背景压缩驱动器相连的手柄，所述手柄用于分别控制所述前景压缩驱动器和所述背景压缩驱动器的对前景微流体通道和背景微流体通道进行压缩。在其他的实施例中，每一切换阀包括主体，主体上设置有中心轴孔，两个球形锁销，压缩驱动器和手柄，压缩驱动器和手柄分别从所述主体上延伸出来使得压缩驱动器和手柄成角度设置，其中，该主体通过所述两个球形锁销控制旋转形成的两种状态之一，以驱动压缩驱动器关闭在压缩驱动器下的微流体通道。
另一方面，本发明涉及一种用于流控连接第一微流控模块和第二微流控模块的互联系统。在一个实施例中，该互联系统具有分别用于连接第一微流控模块和所第二微流控模块的第一接口和第二接口，每一接口包括第一表面，与所述第一表面相对的第二表面以及设置在所述第一表面和所述第二表面之间的本体；穿过所述本体设置的连接总线，所述连接总线与相应的微流控模块中的清洗总线，动脉总线，静脉总线，排污总线通过设置在每个接口的第一表面上的接口管端口进行流控连接；及定位销和定位孔空间地形成在每个接口的第二表面，使得连接时，第一接口的定位销插入第二接口定位孔中，反之亦然，且第一微流控模块的清洗总线，动脉总线，静脉总线和排污总线分别与第二微流控模块的清洗总线，动脉总线，静脉总线，排污总线通过第一接口和第二接口的第二表面上的连接总线相连接。
在一个实施例中，每个接口包括形成在所述第二表面上的，用于对所述第一接口和所述第二接口进行对准和连接的磁体对。
在一个实施例中，在每一接口的第二表面上的连接总线用于使得第一微流控模块的排污总线由流体停止销关闭，和/或第二微流控模块的清洗总线由橡胶塞关闭。
在一个实施例中，第一微流控模块和第二微流控模块中的动脉总线和静脉总线通过内部管流控连接或选择性关闭。
在其他方面，本发明涉及一种微流控模块托盘。在一个实施例中，该微流控模块板包括多个设置为阵列的微流控模块；和多个接口，每个接口如上所述，其中每相邻的两个微流控模块都通过各自的两个接口互联。
在一个实施例中，多个微流控模块包括至少一个集成微流控生物对象模块。
在一个实施例中，多个微流控模块还包括至少一个心肺辅助模块，微配方设计模块，和微型生化分析仪。
在进一步的方面，本发明涉及一种用于单独定位孔板的子单元中的每一孔或孔组的系统。在一个实施例中，该系统包括至少一个微配方设计模块，每一微配方设计模块包括：多个贮液器；至少一个流控连通至多个贮液器以选择至少一个贮液器；以及至少一个流控连通至至少一个选择阀从而从选定的选择阀中取出液体并将液体输送到至少一个输出管中的泵，其中，至少一个输出管可以连接至孔板的孔以通过从至少一个输出管的输出的流体定位该孔。
在一个实施例中，该系统还包括用于单独控制至少一个选择阀和至少一个泵的微控制器。该微控制器具有无线通信协议。
在一个实施例中，至少一个选择阀包括多端，旋转平面阀。在一个实施例中，多端口，旋转平面阀包括多端口旋转平面阀包括缺球，常开旋转平面阀(no-rpv)，或固定球，旋转驱动器，常闭式平面阀(nc-rpv)。
在一个实施例中，至少一个选择阀用于在不同的时间段选择不同的储液器。
在一个实施例中，驱动所述至少一个泵，使得所选定的贮液器中的流体以预定的流率从至少一个输出管输出在一个实施例中，预定流量随时间变化。在一个实施例中，该预定流量随时间变化。
在一个实施例中，至少一个选择阀包括流控连通至所述多个贮液器以选择至少一个贮液器的第一选择阀，和流控连通至所述至少一个泵，用于引导所述选定的贮液器的所述流体从所述至少一个泵输出至所述多个输出管中的一个输出管的第二选择阀，其中，每一输出管依次连接到所述孔板的单独孔中。
在一个实施例中，至少一个微配方设计模块包括第一微配方设计模块和第二微配方设计模块，该第一微配方设计模块将选定的贮液器中的流体单独地传输到所述孔板中的每一个孔中，第二微配方设计模块独立从孔板中的每一孔中移除流体。
在一个实施例中，该至少一个微配方设计模块包括八个微配方设计模块，每一微配方设计模块用于单独定位所述孔板上的12个孔。
在一个实施例中，该系统还包括至少一个流控连通至至少一个输出管和相应的孔板的孔上的分路器，用于根据至少一个输出管的流体输出定位相应的孔。
另一方面，本发明涉及一种采用弹性或其他材料注模成型的微流控模块。在一个实施例中，该微流控模块包括由通道，室，通孔，孔和流体端口等组成的流体回路，当至少一个选择阀和至少一个泵放置在流体回路上时，流体回路与至少一个选择阀和至少一个泵一同可操作地分析至少一个微配方设计模块从而单独定位每一个孔。
在一个实施例中，该微流控模块能够通过时分多路复用定位每一孔。
在一个实施例中，该微流控模块还包括依次或同时结合以组成所述全部或部分流体电路的多个平面层。
本发明的这些和其它方面将在下面的章节中做进一步描述。根据本发明的实施例给出本发明的进一步示例说明如下，但不限于本发明的范围。注意，为了方便读者，在实施例中使用标题或子标题，这将不会限制发明的范围。此外，在此提出并公开一些理论；然而，无论如何公开或提出它们，无论它们是对是错，只要本发明能按照本发明的内容实施，而不考虑任何特定的理论或行动方案，它们就不应对发明的范围造成显示。
实施例一
无菌流体互联的多个灌注工程组织构建和微反应器的系统和方法
本发明的一些方面涉及无菌流体互联的多个灌注工程组织构建和微反应器的系统和方法，特别是利用集成器官微流控(iom)模块进行互联创建人体芯片方面。在一些实施例中，本发明解决了与使用简单的微流体通道或管道连接器官的标准技术相关的灭菌、流体容纳、气泡产生和过量体积的问题。本发明的新颖之处在于，将互联设置为具有清洗线、动脉线、静脉线和排污线的并联电路。本发明具有在任何系统或过程中均可以进行组织工程器官构建的长期培养的潜在价值，特别是对于需要添加和移除分析仪器或需要在组织培养过程中进行模块控制的过程。同样地，本发明将直接适用于对诱导多能干细胞的分化过程(ipsc)以创建所选器官表型的细胞。利用本发明，器官构造条件介质暂时或永久与可移动的器官构造流控连接，从而对引导包含在器官构造中的细胞分化路径产生影响。
平行的流体流道和阀的相同系统也可以用来从生物反应器或一个生物反应器或者器官芯片相互关联的系统中插入和移除分析仪器，如微型生化分析仪(μca)或微型配方设计模块(μf)。
根据本发明的实施例，iom互联可以简单地采用动脉线和静脉线连接所有的器官，通过清洗线可以传输消毒液和清洗液，以及通过排污线从每个互联点中收集消毒液和清洗液，并将它们返回到排污贮液器中。
在认识到它可能很难不引入空气而造成流控连接破坏之后，该系统也可以提供双排气/冲洗线路，如果需要，消毒液如酒精可以用于消毒接口和互联点。
本发明的一个关键特征是每个互联点通过一对旋转平面阀操作(rpvs)或机械切换压缩阀控制流体通过互联点。一旦互联连接，这对阀门允许消毒液和清洗液通过所有先前被暴露的互联管，然后由清洗溶液从每个互联点中移除消毒液。一旦灭菌过程完成后，这两个旋转阀可以被旋转到运行位置，此时清洗线和排污线与动脉线和静脉线相隔离，使得清洗液和废液可以移动的与动脉流体和静脉流体想独立的连通的iom系统的长度内流动，也可以在该系统通过各自的通道的长度内流动。旋转式常闭微流体阀的使用简化了这些阀门的应用，因为通道总是关闭，除非特定地激活它们使流体可以从它们中流过。
在一个实施例中，每个互联点及其相关的阀门可以是对称的，从而使得一个模块的输出口可以与另一个模块的输入口相匹配，并且该模块可以反向输入输出而不影响连接。另外，可以通过配置ioms和它们的端口使得ioms可以只在单一的取向进行互联，在任意的iom模块顺序中除外。
图1a显示了pct公开出版号为wo2014081840公开的包括有动脉和静脉连接的连通ioms组的组件示意图组，其参照了该参考文献的全文。这样的器官芯片系统被称为雏形。除了说明可以使用阀互联系统之外，没有在如何连接这些连接件上提供任何细节。此图显示一个简单的两器官芯片的框图，它们各有其自己的灌注控制器和机载微型配方设计模块(μf)和微型生化分析仪(μca)。μf100包括电源和控制单元101、泵和控制阀102，微流体与流体储存容器103以及输入选择阀104。心脏器官芯片灌注控制器110包含类似的泵和控制阀以及心脏芯片111。肺器官芯片灌注控制器120包含类似的泵和控制阀以及肺芯片121，该肺芯片121具有细胞和血液中氧替代能力。模拟μca130可以通过使用电子多恒电位仪131和传感器阵列132实现对装置的测量。在此没有提供具体的连接细节资料。
图1b和1c显示了如图1a所示互联器官的一个实施例中的两个视图，μf100，心脏器官灌注控制器芯片110、肺器官灌注控制器芯片120、和微生化分析仪130实现最基本的两个器官雏形。器官位于与其他部分流控连接的连接底板140上，但没有说明作为连接的性质的具体细节。
图2a为本发明的一个实施例在通用的器官灌注控制器(pc)内外的流控连接布局的示意图。通用的器官200直接由一个局部灌注控制器泵201通过输入供给线202驱动。例如：由可以选择任何药物203，新鲜介质204或从动脉总线205输入的输入控制阀210选择输入到这个泵中。例如：通过输出控制阀220进行控制，来自器官200的输出可以输送到废液206，作为进一步分析的样本207进行收集，循环208到输入控制阀，或输送到静脉总线215。器官芯片具有定位动脉总线205和静脉总线215的功能。不同的拓扑结构的阀门可以实现这些功能和其他功能以局部化控制每个器官。
从动脉总线205的输入可以由上游互联总线控制阀230选择和由输入控制阀210控制输送路线，从而使其被输送到器官芯片200中。
同样地，来自于器官200的输出可以由输出控制阀220选择并由下游互联总线控制阀240控制输送路线到静脉总线215。
需要注意的是，在这个可能实现的互联灌注控制器中动脉线和静脉线的液体流是顺时针。
经过清洗总线235和排污总线225的液体流通过设置在互联系统中这两总线端部的泵进行控制，如下所述。
图2b是两个独立的模块260和270之间的互联，无论是灌注控制器，微型生化分析仪，微型配方设计模块，心肺辅助模块，或其他装置，与互联系统阀门和流体的总线的示意图。有四条在上近端模块260与下远端模块270之间的交叉的平行线：用于传输清洗剂、消毒剂和清洁液的清洗线235；用于提供新鲜的介质的动脉线205；用于将条件培养液体返回至心肺辅助模块的静脉线215；以及用于从系统中移除清洗剂，消毒剂和清洁液的排污线225。实心圆是关闭阀，开放的圆圈是开放阀。箭头指明流体在流动方向。没有液体流的线段没有箭头。因此，该系统提供用于清洗/消毒/冲洗235和动脉205溶液的流控连接以从使液体从动脉近端模块260流到远端模块270。双箭头280代表模块260和270之间的中断连接。这些线是由开放(开放的圆圈)控制阀点250和247以及关闭(实心圆)控制阀点245和246控制液体的流通线路，使其单独沿运行互联模式(如图2b所示)中的平行线流动，或清洗消毒清洁模式(如图2c所示)中的互联部分，或进入运行隔离模式。图2b显示并行的清洗总线，动脉总线，静脉总线和排污总线，其通过阀245关闭来阻止这些线之间的流体的横向交流。
图2c是消毒/清洗模式的示意图，展示了互联系统的消毒/清洗模式和运行模式是如何通过对互联的阀在260和270侧的切换而实现的。在消毒/清洗模式，堵塞横向连接245和246的阀门已经开放，允许清洗/消毒/冲洗液235通过动脉217和静脉218互联线流动，而现在通过关闭阀247和250将模块的主体中对应线体分离。需要注意的是，阀门在其底部(下游)侧260和顶部(上游)侧的270之间存在不对称。阀245在上游iom260中接合和分离在iom260的流体中的清洗总线和动脉总线，以及静脉总线和排污总线。在下游的iom270，简单地在动脉和静脉的互联线之间设置阀连接246使消毒清洗液通过所有四个互联线，从而消毒清洗整个互联系统，当阀247关闭动脉线和静脉线时，消毒/清洗液不能进入270中的器官流体。需要注意的是，可能有短的断株流体紧邻封闭的控制点而无法被通过的流体清洗到，但这些断株的长度短，且在消毒和清洗步骤中，消毒清洗液的对流和扩散运动会使这些断株均被消毒后被洗清到。
图3标识了iom芯片中的线，泵，阀门和连接总线，代表的是单片微流控芯片300的一个实施例，单片微流控芯片300可以作为一个通用的器官连接部分灌注控制器并具有实现所有图2a中描述的单一的微流控模块的能力，从而能够控制与iom灌注控制器相关的标准功能和互联。本发明实施例中的器官200是设备的中心以便于成形。器官200通过嵌入泵201和输入阀210进行灌注。器官中的垃圾被发送到输出控制阀220后循环208或被输送到废液206中或被捕获进行进一步分析。输入总线301和输出总线302连接到一个接口，该接口允许该微流控芯片与任何其他类似设计的微流控芯片相连接。
图4标识在该单片微流控芯片300的这个实施例中，三个控制点401用于输入总线301、四个控制点402用于输出总线302、五控制点410为输入控制阀，四个控制点420用于输出控制阀。每一401、402、410和420代表了一个独立的多路阀，在此通过压力容器rpv实现。在这张图中，所有的控制点都是实心圆。正如我们下面将展示的，在任何特定的设置中，这些控制点中的一部分将打开(开放的圆圈)而其他的将关闭(实心圆)。
图5提供了图4中嵌入在单片微流控芯片中的四个阀门系统401，402，410和420的每一个控制点(端口)的实心圆的标识：控制点500允许液体从系统的动脉主线流向芯片上动脉线；控制点501允许芯片上动脉总线和静脉总线之间的直接连接；控制点502允许液体从系统静脉总线流向芯片上静脉线；控制点503允许输入控制阀选择性地从新鲜介质或其他物质的芯片外(off-chip)贮液器中获得流体；控制点504允许输入控制阀绕过泵，并允许系统的动脉线直接流控连接到器官；控制点505允许输入控制阀选择性地从药物或其他物质的从芯片外贮液器中获取流体；控制点506允许输入控制阀直接在芯片上从器官中循环流体；控制点507允许输入控制阀选择性地将流体从系统的动脉线泵入器官；控制点508允许输出控制阀直接从芯片器官循环流体；控制点509允许输出控制阀选择性地将流体输送到废液或其他芯片外贮液器中；控制点510允许输出控制阀选择性地将流体从器官输送到系统的静脉总线；控制点511允许输出控制阀选择性地将流体输送到样本分析或其他芯片外贮液器；控制点512有利于输出总线与输入总线，动脉总线和和输出总线之间的连接；控制点513有利于输出总线与绕过器官或从器官输出的输入总线或静脉总线之间的连接；控制点514允许非无菌废液从互联系统冲洗出来；控制点515允许消毒溶液通过互联总线端口被刷新。在这个图中，所有控制端口当前均被驱动(关闭)，而在实践中，如下图所示，一些控制端口将打开，其他则关闭。
图6示出了器官模块300在离体器官模式下操作时，器官模块内流体的流动。在这种结构中，输入总线和输出总线与器官隔离(控制点/端口500和502被关闭，阻断相邻的iom的流体)。动脉和静脉输入连接并联在输入端(控制点/501端口，打开)，从系统的其余部分隔离该器官，但仍允许上游iom中的流体通过分流从动脉侧流向静脉侧。在这个结构中，器官可以独立于系统运行，因此其可以被移除或插入到系统中，而不改变器官的灌注。输出总线禁用了与芯片上动脉总线和静脉总线的连接。消毒清洗总线515和排污总线控制端口514是开放的，并且在对线路进行消毒准备时，其可以连接到输出的动脉和静脉的互联线的一小部分。在离体器官模式操作期间，五个控制点503-507用于输入控制阀，和四个控制点508-511用于输出控制阀，该四个控制点508-511可根据需要调整，即器官可灌注新鲜介质(503，从图中端口204)或用药物505进行限制或其他从芯片外贮液器接入的物质。条件介质后的器官可以通过(509，到图中端口206)被传递到芯片外废液，或收集作为芯片外样本511进一步分析。
图7a-7c显示另一个离体器官模式，其中的互联可以刷新，而该模式随着板上再循环在局部运行。在这种结构中，输入总线和输出总线是从器官中隔离(控制点/端口500和502是封闭的，阻断流动)。上游的动脉和静脉输入连接并联在输入端(控制点/501端口，打开)，从系统的其余部分隔离该器官，但仍允许流体通过分流从动脉侧流向静脉侧。在这个结构中，器官可以独立于系统运行，因此其可以被移除或插入到系统中，而不改变器官的灌注。输出总线禁用了与器官芯片上动脉总线和静脉总线的连接。在消毒/清洗介质流过清洗总线235和排污总线225对线路进行消毒准备时，消毒清洗总线515和排污总线控制端口514与输出的动脉和静脉的互联线的一小部分相隔离，否则可能造成控制点501的阻塞。
器官可灌注新鲜介质(503，如图所示)或药物限制(505)或其他从芯芯片外贮液器接入的物质。
使介质适应器官后可以通过控制点/端口509传送到芯片外废料中，或作为进行进一步分析所用的芯片外样本(511)来收集。
在这个特定的结构中，器官设置为循环器官流体以调节器官。输入控制阀设置为允许流体从再循环线路506流出。输出控制阀设置为通过控制口508将来自器官的流体输送回输入控制阀。
当器官在循环内部时，这种阀门结构使消毒清洗液通过互联序的器官模块之间进行流动，如图7b的液体流动箭头所述。消毒/清洗阀515和排污阀514用于连接消毒/清洗线235和排污线225至输出的动脉和静脉线的一小部分，否则阀501将被阻断，从而允许消毒和清洗流体通过互联，然后进入排污线，以便准备消毒然后清洗互联部分。
图7c示出了液体两相邻模块之间是如何流动的。较宽的箭头表示流下整个清洗线235和整个排污线225的流速越快，而较细的线则代表流经单个互联部分的流量。需要注意的是，连接器官可能有清洗和排污线闭塞下游(x)，以促进液体在新的连接处的流量，除非该系统有足够的流量和压力，可以同时清洗多个器官互联部分。
为了将多个器官或其他模块共同地且平行灌注地连通在一起，阀门可以如图8所示中的设置。从动脉总线通过板上泵201灌注器官。在此结构中，互联输入总线设置为允许器官从动脉总线500中接收流体并将流体输送到静脉总线502中。关闭控制点/端口501。
输入阀设置为通过开放端口507从动脉总线流体中提取液体。流体从动脉总线被通过泵201被泵入器官200。芯片上动脉总线流体也通过开放端口512运输到输出互联总线中。
流出器官的流体经输出控制阀选择路线后，通过端口510到静脉总线，并在静脉总线中与从系统的静脉总线(控制端口513，开放)中过来的流体混合，并通过输入互联总线(在这条线中向上流动)流回到上游器官。
图9显示了器官是如何从动脉侧直接灌注，离泵，并使用动脉线的压力来驱动流体通过器官的。在此结构中，输入互联总线设置为允许器官直接从动脉总线500接收流体并将流体输送到静脉总线502。控制端口501关闭。
输入阀设置为通过端口504直接从动脉线中吸取流体，从而绕过泵。片上动脉线流体也通过开放端口512传递到输出互联总线。要使此功能正常，动脉线500的压力必须足以通过器官200驱动灌注。
流出器官的流体经输出控制阀选择路径后通过端口510流至静脉总线，并在静脉总线中与从系统的静脉总线(513，开放)中过来的流体混合，并通过输入互联总线(在这条线中向上流动)流回到上游器官。
图10示出了连接器官顺序的第一步。初始化器官连接的步骤如下：(1)将设置在器官离体模式的各器官连接在一起；(2)来自于清洗线的消毒液被泵入至每个来自上游模块的互联灌注控制器中；以及(3)废液通过内部排污总线流回到上游模块。
这种结构允许消毒清洗液被泵到器官n-1和器官n之间新形成的界面上，应用到最终灌注控制器上的端帽1000允许动脉总线和静脉总线通过桥1002桥接并且在这一实施例中成功地进行了消毒。桥1002可以选择性地分离。清洗和排污线分别被控制点1001和1003阻断。
在这种结构中，输入总线和输出总线是从器官隔离(控制端口500和502是封闭的，阻断流动)。动脉输入连接和静脉输入连接是在输入侧(控制端口501在打开状态)分流，与系统的其余部分的器官相隔离，但仍允许流体通过分流从动脉侧流向静脉侧。在这个结构中，器官可以独立于系统运行，因此其可以被移除或插入到系统中，而不改变器官的灌注。输出总线禁用了与器官的芯片上动脉总线和静脉总线的连接。消毒清洗总线515和排污总线514连接到输出动脉总线和静脉总线205和215的一小部分，对线路进行消毒准备。
在这个特定的结构中，器官设置为循环器官流体以调节器官。输入控制阀设置为允许流体从再循环线路506流出。输出控制阀设置为通过控制口508将来自器官的流体输送回输入控制阀中。
图11显示了在动脉/静脉模式中运行器官的系列操作的最后一个器官中的液体流动。在这种结构中，器官可以从动脉总线取样，其调节流体返回到系统的静脉总线。输出总线的所有端口均被输出总线端盖1000阻断且动脉端口和静脉端口之间的分流被塞子1100封闭。
图12显示了本发明的一个实施例中安装在iom模块侧面的互联系统的三维渲染图，其中，每个互联模型连接总线1200的通过管道1201连接到单片微流控芯片，通过定位销1202、插座1208和磁铁对1203与其他部分依次配合。在另一实施例中，定位销可提供用于驱动任何模块上的泵、阀门或电子元件的电源。
连接总线1200包含了清洗线1204，动脉线1205，静脉线1206、排污线1207的流控连接。o型环出现在一些实施例中以便于流控连接的密封，如连接端口1205和1207所示。在示例性实施例中，互联系统包括，除其他事物外的下列组件：至少有一个输入和输出总线连接器互联接口1200，从单片微流控芯片到互联接口1201的至少一个管连接，至少一个上游互联总线控制阀230，至少一个输入控制阀210，至少一个泵201、至少一个定位充电销1202，用于帮助连接和对准1203的至少一个n/s磁铁对，至少一条清洗线1204，含有o形环连接密封件的动脉线1205，至少一个静脉线1206，和含有o形环连接密封件的排污线1207。
需要注意的是，图12所示的连接可以修改以提供含有大量的流体通路的互联部分，例如个别器官-器官连接，如那些发生在肠道和肝脏之间的连接，肝内胆管和胃之间的连接，或形成一条线的连接，将会让药物从微型配方设计模块传递到特定的器官中，该微型配方设计模块已经被连接到系统但尚未立即紧邻所讨论的器官。
同样地，互联可以提供可能需要通过从器官到器官间传递而来的或器官之间共享的电力，压缩空气，或其他器官的支持元件。
在一些实施例中，有一个用于样本采集的共享线。分析流体采集线可用于从每个器官进行取样。离子迁移质谱(im-ms)或电化学传感器的连接可以在微型生化分析仪中进行，该微型生化分析仪是模块的互联系统的一部分。因此，本发明所示的基本互联系统技术可以很容易地扩展为涵盖多种类型的分析仪器和控制模块，以用于监测和稳定多器官或多组织构建生物反应器系统。这种方法的一个主要优点是，它允许清洗通道，动脉通道，静脉通道和排污通道被放置在用于iom模块的每个微流控芯片的圆周，这样只需安装互联单元并将其管线连接到在微流控芯片的任一端的穿孔中即可简单地实现互联。
图13示出了连接两个iom的互联系统的横截面。上游器官200和其集成单片微流体300通过接口管道1201和连接总线1200流控连接到下游器官，器官n-1，1300。两个器官在其下方具有玻璃盖片1301，以便于整个实验中的器官的成像。密封o形环1302确保在上游器官和下游器官之间形成气密和水密连接。互联总线控制阀旋钮1303允许互联总线阀的手动操作。在该实施例中，上游阀和下游阀将刚性球1304压缩到弹性体通道中，从而使通道1305打开并关闭通道1306。
图14示出了终止一排iom的互联盖1400。定位销1202装配到上游器官上的相对定位孔中。盖的定位孔1208装配到上游器官的互联定位销中。磁体1203便于定位和附接。流体停止销1401经由其o形环或类似垫圈终止上游器官的排污线。类似地，下游清洗线由橡胶塞1402进行封闭。o形环1302防止系统操作期间的流体泄漏。上游器官的动脉线的流体经管道端口1403选择路线通过互联盖。该端口可以经由内部管道1002连接到上游器官的静脉线1404或选择性地阻塞。
图15显示了多个互联器官灌注控制器。器官之间的流体界面由互联总线控制阀旋钮1303控制。需要互联盖以完成流体回路。在某些实施例中，互联盖不需要盖内的分流器(图10中所示的桥1002)。需要注意的是，在最左边的模块中，三个控制旋钮1503被设置为灭菌/清洗模式以对最左侧模块的互联件进行灭菌，而上游控制旋钮1303设置在运行位置。
图16提供了一个适当操作互联的灭菌程序和动脉总线和静脉总线的终止工作所需的端盖的示意图。在整个系统中的正常运行期间，互联端盖1400可以选择性地开启或禁止动脉总线和静脉总线中的流体流动。灭菌过程中，终端端盖允许洗清排污线连接在系统的前端，从而使消毒清洗液在整个系统中流通并对任何新的模块-模块连接进行消毒，多余的流体进入排污线和被刷出系统。
图17是根据本发明的一个实施例的iom模块的完全填充托盘的系统视图。从左侧开始，第一模块1700提供灭菌，清洗和排污操作以及贮液器。接下来的五个模块1701用于器官。第七模块是心肺辅助模块1702，随后的是五个以上的器官模块1701，微型配方设计模块100和微型生化分析仪130。
互联模块1700驱动流体通过清洗和排污总线。心肺辅助模块1702驱动流体通过动脉总线和静脉总线，使介质氧化，并且去除过量的二氧化碳。这些模块依次连接到灌注控制器1701，微型配方设计模块100和微型生化分析仪130。互联模块1700包含泵和阀系统，用于适当地清洗引入系统的新互联的器官并控制动脉流体和静脉流体。多个互联器官灌注控制器1701由这些上游模块1700灭菌。微型配方设计模块100被连接以代替系统所需的任何激素，生长或信号因子。微型生化分析仪130也存在于该系统中以分析来自器官灌注控制器的样本。在该实施例中，这些定制的传输和分析模块能够经由总线线路与连接的灌注控制器1701通过流控连通。
如图18a所示，端口可以设有旋转端口盖1800，其使得未通过互联系统连接到另一个模块的iom模块的污染、流体损失和气泡引入的风险最小化，例如当模块正在被处理或从一个工作站转移到另一个工作站时。也可以使用单独的，未附接的盖(未示出)，但是具有被污染或丢失的风险。旋转端口盖1800还可以用作磁体分离器。凹槽1804和配合表面1810(图18c和18d)的形状可以设计成使得盖在打开时缩回，从而使得iom的边缘在盖打开时不被盖阻挡。磁体对的适当选择可以确保盖的单个设计可以适配在iom互联的左侧端口或右侧端口。凸轮驱动的旋转盖的作用是分离连接一对iom的磁体。在该实施例中，流控接口端口1801经由管道连接端口1802与iom300连接。
图18b是管道连接接口的放大图。盖(未示出)安装在管道连接接口上的插座中。盖的销钉装配到上游器官上的相对的定位孔中。定位孔1208装配到上游器官的互联盖的定位销中。磁体1203便于流体接口端口1801的对准定位和吸附。o形环1302防止在系统的操作期间的流体泄漏。
图18c示出了具有用于操作盖的凸轮槽1804的盖凸轮1803的实施例。图18d示出了具有凸轮脊1810的旋转盖1800的表面的实施例的视图。通过旋转盖来提升盖的动作使得盖能够从灌注控制器的主体上被拉开。
图18e示出了旋转盖和管道连接器端口的水平横截面图。在该图中，盖1800被关闭以保护流体接口端口1801。盖凸轮1803允许盖固定在抵靠接口端口的位置上以防止泄漏或污染。o形环1302防止流体泄漏出系统。磁体1203便于两个互联的对准和连接。
图18f示出了两个连接的具有每个凸起的互联盖1800的灌注控制器的横截面图。磁体1203便于系统在该实施例中的对准和附接。o形环1302防止流体泄漏出系统。一个模块的凸起的盖子装配到另一个模块的匹配凹槽中。
图19a示出了用于互联控制的切换阀，其压缩微流体通道，作为常闭的旋转平面阀的替代。在该实施例中，阀由手柄1900控制，手柄1900允许压缩驱动器1901封闭微流体通道1902(不按比例)。手柄通过双稳态弹簧1903和壳体组件1904保持在适当位置。
图19b示出了类似设计的双刀，单掷相反的开关阀。在该实施例中，前景压缩驱动器1901压缩前景微流体通道1902，并且背景驱动器1905压缩背景1906(部分隐藏)中的微流体通道。
图19c示出了切换阀的另一实施例。在该实施例中，驱动器中心的轴孔1907有利于旋转到由球形锁销1908控制的两个状态之一，从而允许压缩驱动器1901封闭微流体通道(未示出)。
图19d是该锁销阀的横截面图。台肩螺钉1909将驱动器保持在适当位置。手柄1900可以旋转到由球形销阀1908和捕获弹簧加载球1910控制的两种状态之一。在该示例性实施例中，微流体通道1902被压缩驱动器1901阻塞。
实施例二
多个开放式贮液器的推拉注入式微型配方设计模块
上述图1和17所示的微型配方设计模块100记载在pct公开号wo2012/048261，wo2013/086505，andwo2014/081840中，并且用于制备和输送细胞培养基的定制制剂，包括药物，毒素和生长因子，其输出被输送到单个生物反应器，器官芯片或其他流体贮液器，或单组这种互联设备中。下面描述了如何使用计算机控制的微流体微型配方设计模块，附加的计算机控制阀以及流体分配和收集网络用于将溶液或溶液混合物独立地或输送到多个流体贮液器中，例如细胞培养的孔板，多个组织或细胞培养生物反应器或在连通的，体外器官芯片微生理系统中的不同器官中，以及独立地从每一个这些贮液器中移除流体。
虽然这可以通过为每个贮液器创建单独的微型配方设计模块并增加其从该储器移除流体的能力来实现，但是通过使用单个微型配方设计模块可以消除对多个微型配方设计模块的需要，该单个微型配方设计模块连接到一个或多个选择阀以在孔板的子区域中定位单个孔或孔组。微流体分离器的使用将允许单个微型配方设计模块将流体输送到两个或更多个孔。在一个实施方案中，使用单个微型配方设计模块，四个选择阀和24个分流器将流体输送至96孔板中的所有孔。微型配方设计模块的泵用于在添加更多或不同流体之前从孔中抽出流体或用于获得用于离线分析的样本。在另一个实施例中，四个选择阀和四个泵创建了四个微型机，每个微型机连接到24端口选择阀，以便能够通过流体输送网络将流体单独输送到96孔板中的每个孔中，并且使用四个附加选择阀，四个附加泵和四个24端口选择阀以及相关联的流体输送网络将能够从这些孔中的每一个单独地移除流体。总之，这样的系统可以被称为“智能盖”，将其放置在标准96孔板的顶部并且将这些功能局部地提供给智能盖下方的孔板。智能盖还可以支持各种传感器，驱动器和控制器，所有这些都由一个或多个板载微控制器进行操作。
在某些方面，本发明涉及利用大量流体处理单元将流体处理操作分布在系统上的方法，使得单个孔板可以在大部分持续时间内经历流体处理操作的实验。使用专用于单个孔板的流体处理器，将不再需要在流体处理操作之后更换移液管—这对仅在长期实验结束时更换流体模块而言可能是足够的。
因此，本发明克服了现有的流体处理移液机器人的限制，并且能够向在孔板中培养的细胞输送药物或毒素的生理上实际的，时间控制的浓度分布。具有安装在孔板的盖上的泵，阀，分流器，流体输送网络和其它传感器和驱动器允许以大规模并行方式执行流体处理操作，其中不同的孔板能够被独立地和不同步地控制，而不是使流体输送过程限于由单个流体处理机器人连续执行的操作中。与其他方法(flexcell或cellasic)相比，在智能盖到外部控制器之间没有实体连接束缚，因为泵，阀，传感器和驱动器的控制由与其他计算机无线通信的板上微处理器执行。当孔板和盖不位于提供功率，真空或其它气体的对接站时，电池能量可以运行系统。与较低通量的器官芯片方法相比，该系统将更容易被药物发现/研发集团所接受。实际上，发明人将机器人带给孔板，与常见方法的将孔板带给机器人相反。在某些方面，本发明的新颖性包括将泵，阀，分流器，流体网络，传感器和驱动器集成在标准孔板的盖上。
与先进的细胞测定相关的传统仪器通常是台式的，并且对生物制药团体采用该技术提出了关键的限制。例如，微流体设备通常使用价值2，000美元的多个注射器泵或每一个更多单价更高的注射器泵，或需要精确微加工和多个电磁阀的芯片上气动蠕动泵，计算机和加压气体的外部源，每个泵的成本约为500美元以及需要通过塑料管束将设备连接到电磁气动控制器中。在过去十年中，在johnp。wikswo博士的指导下，vanderbilt综合生物系统研究和教育研究所(viibre)一直在研发仪器和技术来控制单细胞和小细胞群[1-6]。
在2010年，viibre推出了一新型芯片蠕动泵，只需要购买一个步进电动机(约15美元)和控制器(约50美元)，但是其制造为某种程度的劳动密集制造[7]。这项工作开发了一种全新种类的旋转，平面蠕动微泵(rppm)和旋转平面阀(rpv)，其成本比用于精确的时间控制生物流体[8]的商业仪器低至少一个数量级。在低成本，紧凑和易于制造的rppm阵列可以被视为用于细胞化学和流体环境的动态体外控制的通用生物研究仪器的同时，更重要的是，rppm和rpv阵列的成本约为15美元/通道，其能够创造出可以传输按需定制的混合物的紧凑，低成本的微型配方设计模块。本发明将支持且被大量相关的微流体和微细加工技术支持[8-16]。
在某些方面，本发明的关键是多端口旋转平面阀的使用，其可以在几个实施例中的一个中应用，例如缺球，开放旋转平面阀(no-rpv)和固定球，旋转驱动器，常闭旋转平面阀(nc-rpv)。在某些实施例中，本发明以nc-rpv为基础，但是其他阀门实施例也可以用于实施本发明。如pct公开号wo2014/123600的图1和图2中所述，nc-rpv的示例性实施例具有将五个输入通道连接到公共输出线的流体通道。一个旋转驱动器抑制所有的球，除了那些在旋转驱动器中的锁销下的球。任何通道的球能够进入旋转驱动器中的锁销，则其能够允许流体通过流体通道被吸入的下方。通过小的塑料笼可将球保持在适当位置。
第一个微型配方设计模块由carlhansen开发[17-19]。通常，这些微型配方设计模块需要大量用于流体回路中的每个阀的气动控制管线，并且限于由微流体分流量和混合器的尺寸限定的低体积。本发明通过使用更高容量的泵和多端口旋转机械阀而不是单端口气动阀来放宽对可以产生和输送的体积的限制。rppm-rpv微型配方设计模块在pct公开号wo2012/048261和wo2013/086505中均有描述。图20示出了这两个pct公开中描述的一个微型配方设计模块应用2000的组件：具有基板2001，两个或多个通过流体线2003连接到输入选择阀组件2004的流体贮液器2002。给定输入选择阀的设置，泵组件2005从所选贮液器抽取流体并将其输送到单输出管2006，单输出管2006相应地连接到单个器官芯片，生物反应器或贮液器中。
与面向移液管的流体处理机器人相反，微型配方设计模块可以使用如图21所示的时分多路转换以提供复杂的浓度对时间药物输送分布情况，从而使得药物浓度随时间的逐渐增加和减少，如发生在向人或动物口服输送药物中的效果一般。在该方法中，通过改变从它们各自的贮液器中抽取两种或更多溶液并输送到公用线路的持续时间以接近期望的波形。波形的平滑性由重建期望波形的时钟速率以及通过在出口管道中或在下游容器或混合器中溶液混合来决定。
通过肌肉，腹膜内，皮肤或吸入进行输送的药代动力学(pk)时间过程是不同的，所有这些可以用微型配方设计模块2000所支持的时分多路转换过程来模拟。假设系统的运行基于常规时钟脉冲2101在选定的采样间隔之后重复。在时钟脉冲之后，这个实施例中的药物立即被传输2102。在输送药物的每个等分试样之后，输送缓冲液或其它无药物介质2103的等分试样。在图21中，注意到在第一或最后一份中没有药物，确保输送分布情况2104中的药物的初始和最终浓度为零。通过扩散和对流混合，分散的药物和非药物的等分试样将被组合以产生平滑的药物浓度分布。如果任何阶梯状特征保留在分布情况中，则可以直接地减少时钟脉冲间隔，这与shannon-nyquist抽样定理一致。目前，尽管对阀门控制器进行了预期的技术改进，该间隔应该减小，微型配方设计模块的最小阀门打开间隔大约为一秒钟。因此，为了精确，假定实际最小值是绝对最小值的10倍，即10秒。给定许多人类药代动力学(pk)药物输送方案的小时时间尺度，秒与小时的比率表示微型配方设计模块具有完全足够的分辨率和动态范围。微型配方设计模块可以制备仅由图20中的输入选择阀2004上的端口数量限制的试剂，药物，毒素和代谢物的混合物。
该技术中面临的挑战是将微型配方设计模块概念应用于孔板中的多个孔中，如图22c所示。图22a示出了微型配方设计模块头管支撑板2200，其被示为将单个流体管2201保持在多孔板的一个孔2202上方。该管用于来从该孔传送和移除流体2203，例如通过将其连接到图20中的微型配方设计模块的输出处的管2006来实现。在这种情况下，该微型配方设计模块的该输入选择阀2004的端口中的一个将被分配用于移除废液，并且在该示例中，其他四个端口将用于提供药物和介质。被添加到板2200上的附加管2201的数目，与需要设置的孔2202的数目相同。
或者，管支撑板可以用于保持孔中的两组分开的管，长管2201和短管2204，如图22b所示。如果管2204用于输送流体并且管2201用于移除流体，则两个管的分离确保流体在孔中的扩散和对流混合，以通过介质的流动加速介质变化。或者，管2201可用于输送，而管2204可用于移除，其中管2204的较短长度可用作通过向管提供恒定或按需抽吸来设定孔中的流体液位的装置。如果液面上升到管2204的下端之上，只要施加足够的抽吸，流体将不再上升。
这个概念可以扩展到处理96孔板中的所有孔，以产生成为智能孔板的组成部分的多通道微型配方设计模块。例如，在图22c中，在该实例中将有三个微型配方设计模块2208安装为组和将12个微型配方设计模块2205安装为组，每个具有输入选择器rpv2206和rppm2207的十二个微型配方设计模块2205组可以使用诸如管2209来定位孔板2210中的12个孔。微型配方设计模块可以从贮液器2211中抽取流体或将流体返回到储存器2211。或者，通过使用流体分离器，这12个微型配方设计模块可以用于定位12组孔，每组孔有四个孔，由此对于48个孔中的每个浓度对时间曲线提供4个生物性重复。八折分离器将允许96孔板中的每个孔的定位，以8个为一组。因此，多个流体控制单元将允许大量平行，异步药代动力学(pk)控制孔板而不受中央流体处理机器人的限制。然而，关键的是减小每个流体控制单元的尺寸和成本，使得可以一次使用几百或甚至几千个流体控制单元。本发明提出了几种达到这一目的的方法。
分路器将允许单个μf，其输入选择阀2004和泵2005，如图20所示，通过连接到输出管2006来定位多个孔。图23a示出单个四折分离器2300，其将孔板2302中四个孔2301与流体2303相连接。多个分离器由盖或板2304支撑在刚性位置。每个分流器具有连接到单个μf的公共管2305。每个孔中的输送针2306将总是与孔中的流体接触。分流器是平衡的，以确保等量地传送到四个孔。
用图23a的结构，可以添加单独的一组吸引针以从孔中移除流体。图23b和23c示出了具有分离的针的输送和移除抽吸分离器的两个可选择的结构，其中公共管2305和输送针2306的端部之间的路径长度相同，以确保流体平衡并且从而得到相等的输送。类似地，在每个移除针2307的端部和公共移除抽吸端口2308之间存在相等的路径长度。图23c上的构造比图23b中的构造更不容易被气泡破坏。因此，每个分流器组件可以仅具有输送线(图23a)，或者同时具有输送线和吸入线(图23b)。在单个输送线的情况下，该单个线可以用于通过反转泵的方向从孔或贮液器抽吸和移除流体，其输出将直接到废液贮液器中。
整个孔板所需的多个吸入分离器可以共同连接到单个真空泵或阀网络以控制吸入。然而，分离器的限制之一是可能难以在由分离器定位的所有孔网之间实现必要的平衡。必须特别注意从每个孔中排出的流体量，以避免将空气被吸入到流体分离器中，因为一旦吸入分离器的单个分支开始抽吸空气，空气和水的粘度差将使其从其他孔中除去其他流体变得非常困难。
让我们接下来考虑如图22a所示的单管系统的可能的结构，其中单个泵用于从通过分离器连通的每个孔或一组孔传送和移除流体。对于该示例，假设输入选择阀2004(图20)具有五个或八个端口，但是其它数量的端口也可以用于实施本发明。其存在许多不同的配置方案，其中分流器和μf可以组合。
八个标准μf(每个具有两个电动机)具有五个或任一端口输入rpv(16个电动机)且没有输出阀，以及八个4x分流器将定位96孔中的三分之一。
具有八端口输出rpv(3个电动机)的五端口或八端口输入rpvμf可以定位8个单独的孔。使用8套四孔分流器，这可以定位32口孔，或孔板的三分之一。
具有八端口输出rpv(9个电动机)的三个五或八端口输入rpvμf可定位24个单独的孔。使用它与24套4孔分配器将定位孔板的所有96个孔。
具有八端口输出rpv(18个电动机)的六个五或八端口输入rpvμf将定位48个单独的孔，使得具有48组双孔分流器，可以定位孔板中的所有96个孔。
具有八端口输出rpv(36个电动机)的十二个五或八端口输入rpvμf将定位所有96个单独的孔。
具有24端口输出rpv(12个电动机)的六个五或八端口输入rpvμf将定位板中的所有96个单独的孔。
图24a-24c表示96通道微型配方设计模块的实施例之一，其中孔板2302具有其自己专用的流体输送系统，该专用的流体输送系统用于独立生理药代动力学(pk)的药物输送。图24a示出了八个单通道μf2000，每个通过一段管道2401连接到安装在刚性子板2403中的四孔分流器2402，该子板一次定位三分之一的孔板。图24b和24c示出了该系统的一部分的放大图。
图25a和25b示出了该过程如何可以分别使用适当配置的子板2402和2502一次性应用于孔板的三分之一(图25a)或四分之一(图25b)。子盖可以从第一部分移动到第二或第三部分，以完全覆盖96孔板。如果存在交叉污染的问题，针阵列必须在内部进行冲刷，并在各部分之间的外部冲洗。或者，可以添加额外的微型配方设计模块，以允许多个子板同时独立操作。例如，为了完全连接到图24中的孔板2302中的每个孔，将需要48个单独的电动机。
输送针也可以用于流体移除，只要流体液位不会下降到空气能够进入管中水位点，不会使分流器变得不平衡。孔可以被过度填充，因为吸入管线将确保孔中的流体体积不会超过一定量。过量填充每个孔并除去过量流体的方法将确保将适当的浓度输送到每个孔中。微型配方设计模块因此可以用于控制随时间变化输送的药物的浓度。
有必要确定用于流体移除的抽吸管线是独立的，分组的还是共同的。共同的抽吸管线可以通过连接到外部真空泵或吸入管线的单个电磁阀控制。其他任何一个都需要多个电磁阀，rpv将孔连接到真空或rpv，或每个吸入管的单个rpv。分流器上的抽吸的限制是吸入空气将使分流器不平衡，并且难以在孔内的抽吸管的端部处提供足够高的阻力以确保即使在抽吸空气时管之间的平衡也能被保持。
定位孔板所需的微型配方设计模块的数量由泵速率和所需的泵占空比确定。例如，如果μf中的rpv可以以40μl/min输送流体，则每小时每孔输送100μl将需要四个泵。因此，这要求每个孔板具有四个μf模块，每个模块定位24个孔，一个rpv存在于输入选择阀之后，其具有与要由μf组合的部件的数量一致的多个端口，例如五个或八个，在迄今为止讨论的示例中。对于分成三部分的板(图25a)，每个μf的一个八端口输出选择阀将允许μf定位八个分流器。如果相反，板被分成四分之一(图25b)，则八端口输出选择阀可以在六个四端口分流器中的任何一个和两个附加管线之间进行选择，例如一个用于废液，一个用于与清洗流控连接以实现系统的正向和反向流体冲洗/清洗。
如图26a所示的8×2选择阀2600的研发使得能够同时控制输送和抽吸。在如图26a所示的一个实施例中，公共入口端口是端口2601，公共出口端口是端口2602。与其它rpv一样，存在旋转驱动器2603，在该实施例中，由于在相对侧设置有一堆锁销，使得当驱动器2603旋转时，相对的一对入口管线2605和出口管线2606会连接到公共入口端口2601和公共出口端口2602。对入口管线2605和出口管线2606可以各自连接到单独的生物反应器或孔板中的单个孔。
图26b示出了配置用于具有集成双侧泵2651的4×2选择阀2650的这种类型的推拉架构。入口泵2652从输入选择阀(未示出，但等同于图20中的阀2004)抽取流体2653，并将其输送到选定的入口管线2605，以输送到孔板或生物反应器2660中的选定孔中。同时，输出泵2654从所选孔2660中抽出流体，并将该流体2655输送到排污管线或输出导向阀(未示出)。这种设计的局限在于其不允许输入和输出泵的独立控制，因此控制孔中的液位的唯一方式是使用长管/短管方法，其中如果过量流体传送到孔中，输出上的较短的管将决定储存器中的流体的体积。值得注意的是，还可以在驱动器中添加第二同心的锁销组，以允许输入和输出线的替代的，可能更复杂的定位。
鉴于需要将微型配方设计模块的输出输送到多个孔或生物反应器中的一个中，有必要扩展图27a中所示的设计2700为包括三个电动机，其中第三个电动机驱动输入导向阀2701，以使流体2006从输入泵2005流动到多个输入管线2702中的一个，每个输入管线2702依次连接到孔板中的单个生物反应器或孔中。图27b示出了24×1rpv的布局，其中输入线2006可以与24个输出线2702中的任一个相连。
图28a示出了两个三电动机微型配方设计模块如何作为单个单元2800连接到孔，使得一个例如图27a中的2700所示输入微型配方设计模块2801将流体单独地输送到24个孔2803中的每一个。第二输出微型配方设计模块2802可以独立地从24个孔2803中的每一个中移除流体。这种推拉结构的优点是其提供对每个孔中的流体体积的完全独立控制。可以通过使输入(填充)泵2804开启和移除(输出)泵2805关闭来填充孔。通过使输入(填充)泵2804开启和移除(输出)泵2805开启，可以清洗孔或者更换其介质。只要取出管到达孔的底部附近，通过使输入(填充)泵(2804)关闭和移除(输出)泵2805开启就可以排干孔中的流体。
图28b呈现了96通道微型配方设计模块2850的示意性布局，其将三个电动机输入微型配方设计模块2801中的四个与三个电动机输出微型配方设计模块2802中的四个组合为单个单元，该单元具有四个输入选择阀2806，4个输入泵2804，四个24端口输入指示器阀2807，四个输出指示器阀2808，四个输出泵2805和四个输出指示器阀2809。实际上，图28b的结构仅仅是图24a中的四个配置单元，其中每组的这四个组合单元定位在96孔板中的24个孔。利用这种设计，输入选择阀2806可以通过时分多路转换在未示出的各种输入贮液器之间进行选择，输入泵2804将其泵送到24-端口输入选择阀2807中，并且因此被引导到孔板2810的单个孔中。通过对称，输出选择阀2808可以确定输出泵2805将从哪个孔抽取流体。输出导向阀2809随后可以确定来自孔的输出被输送到哪个贮液器中。在一个实施例中，输入选择器和输出指示器阀都是五端口的，但是任何数量的端口可以被设计到这些阀中。重要的是认识到任何输出导向器阀2809的一个或多个输出可以被发送到一个或多个输入选择阀2806，从而允许孔板中的不同孔之间的再循环或流体交换。
图28c示出了使用nema-17电动机和塑料管连接到孔板的96个端口推拉式微型配方设计模块的一个实施例的平面图。该仪器设计为占据标准培养箱的一个架子。图28d示出了实际管道网络的再现。未示出升高针阵列的装置，该装置通过泵和阀的管连接，使得孔板可以插入针阵列下方，随后降低以从每个孔添加或移除流体。然后可以升高针阵列以移除孔板并用另一个孔板替换它。图28a-28d所示的整个系统可以作为一个常规的细胞培养孵化器中的一层架子的集成仪器进行操作。
如图29a和29b中所示，远程控制器与96孔板的每个孔中的单个递送/移除针的连接需要96个如图22b所示的管。使用如图22b所示的单独的输送和取出针需要192个管，这使系统的组装和维护复杂化。因此，设计一种装置的优点在于，其中泵，阀，管道和针的流体可以集成到单个单块组件或多个更简单的子组件中。
图30显示了将图28中nema-17步进电动机的电动机减少到nema-8步进电动机的优点。在这种情况下，六个电动机和一个24通道推拉模块的所有流体，即，图28a中所示的系统2800，可以集成到单个微流体条中，概念性地示出图30a和30c中的系统3000且更真实地示出了图30b中的条带3001。这些24孔推拉模块中的四个可以平行放置，使得96通道推拉微型配方设计模块的输送(推动)侧上的12个电动机紧密地沿着孔板3002的一个边缘配合，在96通道推拉微型配方设计模块的移除(填充)侧的12个电动机沿着孔板的另一边缘紧密配合。条带的一端具有一个三电动机微型配方设计模块输送模块3010，以及在另一端具有一个三电动机微型配方设计模块移除模块3020。图30b中的设计示出了在流体条带的任一端的六个端口。输送(上)端中的这些3003中的五个用于输入流体，如在上述微型配方设计模块中一样，而第六3002指向用于通过输入导向阀的第二十五位置反冲洗泵2804和输入导向器阀2807的废液贮液器。在带条3001的下部，移除端处的第六端口具有用于清洗流体回路的移除部分的相同目的。因此，在该实施方案中，我们证明如何利用24个电动机填充四个六电动机流体模块以用输送和移除流体来定位96孔板中的每个孔，并且使用时分多路转换为每个孔提供生理学上可行的药代动力学药物暴露概况。
流体条3001的制造可以通过多种不同的微流体模制和制造技术来实现。关键点是在图30b的实施例中，至少用于提供微流体泵和阀能力的流体部分需要由弹性体制造。没有可行的方法使用标准的减成加工来限定弹性体材料的表面结构。一些技术存在于加法加工，但造成分辨率低并且高纵横比结构难以或不可能实现。铸造是在弹性体中结构生产的最有效的方式，但是通常难以具有在同一部件中在尺寸上跨越3-4个数量级的大范围的特征尺寸。本发明提供了中间铸造步骤，以便实现可包括不同特征生产方法的弹性体中的复杂结构，并且在可再现的结构尺寸方面跨越多达六个数量级。
为了证明该实施例的可行性，首先使用标准加工技术加工刚性主模具。该模具与其它模具组合使用以产生具有所需图案的凹面特征的弹性第二主模具。然后将该第二弹性体模具与其它刚性和弹性体模具组合使用，以限定其中浇注所需部件的复杂腔体。
使用初级和次级母模/模具使得能够实现弹性体材料的混合软/刚性铸造以实现复杂的整体形状。使用具有球头立铣刀的标准cnc加工技术用于在刚性材料中生产流体腔的凸模和用于铸造主模具的软表面的其它复杂结构。这包括将在第二模具中做成柱的孔，其将形成用于入口管和出口管的孔以及用于孔板传送和移除管的孔。在这些机械加工的层上浇铸弹性体产生柔性次级模具，其表面是所需复杂结构的凹面。然后将主铸造结构的柔性部件保持在机加工的刚性框架中，同时在其中浇铸下一个弹性体。
通过在主模具中钻孔，在第二母模中生产连接到加工的流体通道的管的内腔的凹面。当二次模具与来自一次模具的铸件组装时，在二次模具中也钻出与一次模具中的孔相重合但略大的孔，从而形成圆柱形腔。所得到的结构是垂直于流体通道的平面延伸的圆柱形管。大于15比1的高宽比已通过使用这种技术得以证实。
形成用于输入和输出管的孔的柱子的端部穿过用于形成二次模的顶部的刚性铸造框架的上表面中的紧配合孔，从而避免当模具的盖子压靠在柱上时，膜在典型模具中的密封通孔的问题。
刚性铸造框架可以具有一些额外的结构，其允许完成的铸件中的额外的复杂部分。这种附加结构可以被加工成刚性材料或者可以是另一弹性体层。使用弹性体材料作为模制表面使分离复杂结构较为容易，其可以包括多个表面上的凹陷区域或高纵横比结构。
在本实例中，使用机械加工的乙缩醛层通过将激光切割的丙烯酸树脂层以围绕结构的所有六个侧面的方式放置在乙缩醛周围来浇铸弹性流体以浇铸母模。在丙烯酸的一端切割允许注入pdms的孔，而在相对端的切割另一个孔用于空气逸出。pdms在注入模具之前必须完全脱气以防止气泡的形成。然后使铸件在室温下固化长达16小时以防止热固化相关的收缩。在室温固化后，将模具放置在60℃的烘箱中至少6小时以完成固化。在使模具冷却后，可以开始分离。一旦冷却，使用2-丙醇通过使pdms对模具表面的自粘合性最小化以缓和分离过程。在从初始模具分离之后，将弹性体部分用氟硅烷气相硅烷化并插入另一个激光切割的丙烯酸类模制框架中，在其中重复该过程，用硅烷化的弹性体代替来自前述程序的乙缩醛。当脱模完成时，在等离子体粘结到另一pdms部分之前，将新的弹性体片彻底干燥并用玻璃纸带清洁，以完成流体结构，如图31中示意性所示。
图31a示出了整个弹性体件的线框和透视图。图31b示出了在该件的一端处的rpv-rppm-rpv流体线路的放大图以及位于中部的针阵列。图31c示出了到达孔底部附近的长的中空针3101的放大图，较短的针3102可以用于针的端部上方以输送流体或移除流体，且肩部3200将针定位在孔中。
图30a-30c中所示的设计允许将流体添加和减少到使用重力来约束流体的顶部开放流体容器。该设计还允许对流体通道的入口深度进行设计调整，因此提供了获得固定体积的方法。通过对腔室的入口深度进行设计，可以设置每个接入流体的最低液面高度。
体积重置程序包括从流体室牵引流体，直到空气被吸入到流体通道中，因此，每次执行该过程时，将流体液位重置为固定体积。
两侧可以用作输入和输出。在一个实施例中，中央接口连接到孔板，接口的穿透深度为孔的工作容积的三分之一和三分之二，这允许在两个容积处执行容积复位过程。这有助于在整个实验方案中进行精确的稀释和再填充程序。
模块化连接系统允许从单个灌注系统连接到多种装置类型。可以直接连接到实验流体以及气泡阱和过滤器。
机器可编程的驱动表面允许阀通过在角度之间的扫掠或仅对于电动机的一个角度进行打开。其也可能设计成复杂的流体回路以允许再循环、过滤器的反洗和在流体的选定流体部分中的反向流动。
可以基于流体传导要求来选择通道宽度。较薄的通道将具有较低的流体体积但增加了流体阻力。
在流体回路3001的泵和阀区域中，压缩区通道区段尺寸取决于压缩驱动器尺寸。
因此，一方面，本发明涉及一种模制流体模块，其通过使用上述多表面弹性体模制工艺制造多个腔室，通道，孔或其它流体隔室。所得到的装置具有允许与现有的或定制设计的流体室的直接连接的结构。在一个实施方案中，该装置与96孔板的四分之一相连。该方法可以容易地扩展到孔板的任何构造中，包括在每个孔的两侧上的一个或两个管以及在室板中的室的定位，其中一对管控制每个插入的室中的流体递送和移除，而第二对管控制在每个插入件下面的孔中的流体输送和移除。
还可以通过利用顺序地或同时地结合以限定流体通道的多个平流层来制造所需的流体。最终，流体回路3001的全部或一部分将通过注塑成型制造，以降低成本，使得流体为一次性的并且通过由锁定机构将流体从驱动电动机和驱动器头(图30中的3010和3020)断开而容易地更换。注意，每个孔的输送管和针可以是单个一次性微流体装置的整体部分，或者输送管和针可以是孔板本身的一体部分，而后微型配方设计模块流体线路连接到为孔板的一部分的接口连接器。
目前，每个步进电动机的控制由包括步进电动机驱动电子器件的微处理器使能的控制单元执行。最终，24通道模块(图30中的3010和3020)的每端处的三个电动机将由共享的智能电动机控制器板控制，该智能电动机控制器板包括无线通信控制器，微处理器以解析对单元的命令，以及感测和传输需要的每个电动机的编码位置，以及三个微处理器，该微处理器控制通过步进电动机驱动器电路向每个电动机输送步进命令。使用电动机的无线控制将消除对控制绳索的需要。培养箱对接站可以提供dc功率以驱动培养箱或其他站中的泵和阀。盖子内的可再充电电池可以在培养箱和其它站之间运输时向系统提供电力。
假定只有紧邻六个电动机下方的流体回路3001的区域需要是弹性体，可以通过聚苯乙烯或环烯烃共聚物或其他材料的大量生产性注塑来制造针阵列，从而在系统中减少使用弹性体以减少弹性体吸收的药物和毒素。最初，弹性体聚二甲基硅氧烷(pdms)已经用于制造装置，但是它们可以使用其它材料例如苯乙烯-乙烯-丁烯-苯乙烯(styreneethylenebutylenestyrene，sebs)制造，其不太易于吸收疏水性药物，激素，代谢物和其它分子。
图32a-32c示出了实现批量生产的针阵列的这样的一种装置，其提供对96孔板中的每个孔的推拉式流体接入。如图32a和32b所示，流体水位3203不会超过由短针3202设定的流体水位，并且不会小于由长针3201设定的流体3205的流体水位。针将通过肩部3200定位在孔中。图32c示出了如何使用一组12个平行的，平面的针阵列3205来创建推拉所需的针阵列，该针阵列用于推拉定位孔板中的所有孔，该针阵列3205中的每一个都具有八对针并连通到96孔板中的单排八个孔3206中。在该实施例中，针阵列本身是通过将在每一侧上具有微流体通道的中心平面部分3207(图32d和32e)结合在一起而形成的，其可以通过注射成型或热模压成型制造，例如在聚苯乙烯中。每一侧上的通道由不需要具有通道的薄平面层3208(图32d)密封，并且可通过超声焊接，热粘结或粘合剂结合到中心部分3207(图32d和32e)。图32c中所示的12个条带3205可以依次连接到泵和阀流体，以通过包括泵和阀流体的柔性流体条带或通过将针阵列联接到泵和阀流体的柔性连接器条带(未示出)形成图30c中所示的四个24孔模块3000。
这些层状形式中的通道可以被压印，蚀刻，模制或层压在任何表面上。一旦块粘结在一起，流体通道在层之间形成。
每个针的端部处的流体端口可以被设置为使得液体以任何期望的角度流入和流出针的底部；这在将高速率的流体以高速率加入到进行细胞培养的隔室中是合适的，并且能够避免通过快速流动的流体的直接冲击来损伤细胞。
在图33a和33b所示的另一个更简洁的实施例中，流体将被支撑在平面基底3301上，平面基底3301将具有在基底上方的泵和阀电动机3302和流体储存器3304，以及基底下方的针3303。该基底中的流体通道可以在基底的顶侧或底侧，或顶侧和底侧。
泵头可以在基底上方，这将需要在板上如图所示设置用于让每个针通过的流体通孔，或者泵头可以在板(未示出)下方，这将仅需要用于轴的孔。或者，在基板下方的泵头可以由基板(未示出)上方的磁转子磁驱动。整个单元可由围绕控制电子器件3307和电动机3302提供气密密封的盖3305封闭，外部通风口或端口3305提供到内部流体贮液器3304的通路。这种方法省却了为管道连接到流体贮液器提供应变消除。
如果所有这些泵和阀均被放置在孔板的盖子内，并且泵和阀被无线控制，则具有泵和阀，贮液器和控制电子器件的微型配方设计模块组件可以作为单个单元处理，称为智能盖3300。
如果孔板是8×12个孔的96个通道，则根据其可以制造智能盖，该智能盖被分成两个4×12部分，每个具有如上所述的一对24端口阀。智能盖可以具有气体和真空储存器，或者与提供对真空或加压气体的总线相连接，其可能会使用到上述的消毒互联系统。
在本发明中使用的泵可以是例如旋转平面蠕动微泵(rppm)，更常规的蠕动泵，具有止回阀的压电隔膜泵，震动气泵或具有所需泵送速率和输送压力的其它泵。可选择地，输送到每个贮液器的气动压力或吸力可以分别用于控制流体输送和抽取。
随着泵和阀变得更小，最终可能将这些原理应用于各个孔。在上面的一些示例中对四组孔的方法的演示仅仅是对现有能力的认识，并且决不意味着表示对该方法的能源或灵活性的限制。
用于其中的阀可以是，例如旋转平面阀，震动阀，马西斯阀，开关(turn)阀，旋转(twist)阀，电磁阀，旋转hplc型阀，隔膜阀或提供必需功能的其它阀。常闭阀将使功率要求最小化。
智能盖对接站可以包括电力，真空，加压气体或其它类型的接口和控制连接。
结合到智能盖中的传感器可以包括但不限于以下测量范围：流速，压力，温度，孔中流体体积/水平，浓度(例如葡萄糖，乳酸盐，ph值，氧等)，细胞荧光或在智能盖内或者在孔中，或在孔中培养的细胞内控制的流体的其他光学，机械，电学或化学读数。用于倾斜，旋转和/或加速度的传感器将提供质量控制信息。
智能盖可以具有条形码识别和/或无线电识别，以便于多个单元的控制，存储和检索。
智能盖可用于控制孔板上方的气体混合物(氧气，二氧化碳，氮气等)，可用于整个孔板或子区域。
盖内的支持流体可以包括气泡阱，碎片过滤器，取样端口或通道，柔性腔和在线传感器，例如上面所列出的那些。传感器可以确定是否需要排空气泡阱或碎片过滤器。
使用计量泵(例如rppm)和适当的控制软件将可以确定每个通道段，管和针中的流体体积，并且该信息可以用于控制流体输送，线路清晰和其他流体控制功能。
用于离线分析样本的受控移除可以通过使用泵和阀门将选定体积的流体转移到空孔或包含在智能盖内的通孔中来实现。
因此，本发明将向使用传统孔板的用户提供控制孔板的孔中的流体的输送和采样的能力，其具有迄今为止不可能具有时序控制水平。
盖内的控制电子器件和机构可以被气密地密封以简化消毒过程。
在第一次使用之前或在盖子从一个孔板或孔板区域转移到另一个孔板或孔板区域期间，可使用洗涤站来清洗与孔板或其内的流体接触的所有内部和外部的表面。
灭菌站可以使用溶剂，洗涤剂，紫外线，γ射线或其他标准灭菌技术对智能盖进行灭菌。
智能盖可以包含与标准孔板上的角相匹配的键，以确保智能盖与下方的孔板正确对准。
驱动泵和阀的电动机可以是步进电动机，直流齿轮头电动机，无刷直流齿轮头电动机或其它电动机。电动机可以是具有外部控制器的常规电动机，也可以是具有集成微控制器和位置/速度编码器的智能电动机。
在智能盖内或相关联的计算机中的微控制器中运行的计算机软件将执行诸如泵速度和流体输送持续时间，阀位置，传感器输出，输入到盖内的机械，电学，光学或化学驱动器，所有都在用户可定义的序列或协议内。软件将记录协议中的所有步骤和所有错误报告，以及所需的运行条件，并支持协议的存储和检索，以允许在一系列实验中精确地重复操作。
智能电动机或智能盖内的微控制器将记录所有关键信息，以支持良好生产规范(gmp)，良好实验室规范(glp)和其他程序标准所需的记录保存，包括日志和错误文件的存储。
智能盖可以设置与标准96-孔板，具有更少或更多孔的标准板或者为了智能盖的机械和流控连接而优化的定制板相结合。
各个孔的填充和排空可以由操纵泵和阀的计算机软件进行跟踪。在当前实施例中，μf-96由我们的自动化的多泵实验运行环境(ampere)软件(图34a-34d)运行。该程序具有根据时间(图34a和34b)的变化给单个电动机和阀下达指令的能力，跟踪随时间变化而变化的流体体积和/或药物浓度(图34c)的能力，以及控制填充和排空单个孔或孔组的能力(图34d)。
图35示出了图28b，30a和30c所示的各种微型配方设计模块部件之间的连接，其中四通道电动机微控制器提供步进电动机和运行“ampere”的笔记本计算机之间的硬件接口。在该示例中，存在八个五端口阀2806和2809，八个rppm2804和2805以及八个二十四端口阀2807和2808。在四个组中，这24个设备与六个四通道微控制器3501连接，该六个四通道微控制器3501支持电动机及其编码器与运行“ampere”3502的笔记本电脑之间的通信。“ampere”支持传输到每个微型配方设计模块用于控制每个步进电动机的位置和速度的详细命令的构建。今后，四电动机有线微控制器3501将被三电动机无线智能电动机板所代替。因此，在当前实施例中，96通道推拉孔板微型配方设计模块/智能盖系统包括连接到6个控制器的24个装置。“ampere”用作命令控制器的接口。使用智能电动机，将有八套三个电动机。
设计的困难在于同时使用八个24端口阀，八个泵和八个五端口阀的协议。因此，需要一种工具来编制基本孔板命令。该工具将能够基于可用的硬件进行配置，并向单个设备提交更高级别的命令以执行适当的操作。这些命令可以捆绑到可以保存，加载或调度的协议中。然而，从用户的角度来看，创建孔板协议仍然存在复杂性。可以采用接收用户输入和生成定制协议的宏命令。这将允许用户较为容易地创建复杂的实验，而不必深入到控制的工程水平。
在分级命令结构中，“ampere”支持对每个微控制器详细的命令的构造，该命令在可定制的时间点控制每个步进电动机的位置和速度。“ampere”中的孔板工具提供了更高级别的命令，例如“填充孔”，“排空孔”，“清洗管道”，“灌注管道”，“延迟”，然后由“ampere”转换成特定的电动机命令序列后发送到微控制器，例如在电动机控制模块中或在智能电动机电子器件中。这些命令可以在工具中构建以便按顺序执行。这些命令的列表可以保存到协议中，之后，协议可以加载为单次使用或计划在特定日期和时间进行运行。通过生物学家易用的界面，宏命令可以用于为用户生成复杂的协议。宏命令的一个实例是将产生将基于用户指示的参数实现特定药代动力学(pk)给药方案的药物输送的方案的生成。该宏命令允许单个孔的自定义的pk给药方案。可以指定药物输送以实现特定的药代动力学(pk)给药方案，例如通过选择“口服”或“静脉内”。点击和拖动则可以选择用于所选pk给药方案的特定组的孔。图34a示出了用于控制各个泵和阀的“ampere”图形用户界面(gui)。图34b示出了根据需要驱动四个泵的命令的列表。图34c示出了用于操作三个五端口阀，三个二十四端口阀和两个泵的gui。图34c显示了孔板工具的每个孔中的流体类型和水平的图形表示以及允许用于各个孔的可定制的pk剂量分布的gui。通过输入选择器和输出指示器阀之间的适当的管道连接，ampere可以用于控制从一个孔中移除流体并将其输送到另一个孔中。如果μf-96用于将药物或激素混合物输送到另一个孔板或多个器官芯片的连通系统，则“ampere”可用于控制这些器官或孔中的激素，药物或营养物浓度。
可以使用该相同的方法以配置，控制和互联多个灌注控制器，微型分析仪和微型配方设计模块。
总而言之，viibre对紧凑，低成本的微流体泵和阀门的长期开发支持了大量组织芯片/微生理系统，而这些组织芯片/微生理系统已经被开发成了一种新技术，其使在96孔板的每个孔中的介质和药物浓度的时间控制达到了新的水平。无论是常规孔板生物学，药理学，毒理学和系统生物学，还是控制诱导多能干细胞分化的药物和组织再生，viibre采用微型配方设计模块即可控制浓度，而不需要培养箱中移除孔板而后将孔板放置在流体处理机器人下，这是生物学和医学的新进展。本质上，我们的μf技术将机器人带到孔板中，与现有技术中的将孔板带到机器人中形成对比。viibre当前的短期目标是降低这些设备的成本并增加其易用性，使其成为对生物学和医学的宝贵贡献。
实施例三
用于在工程组织构建，微反应器和孔板之间进行流体控制的装置
该实施例讨论了如何可以修改和优化先前描述的本发明以用于控制流体，如在组织芯片或器官芯片中长期培养细胞所特别需要的一样，其可以被认为是二维或三维的微反应器，用于在有和没有支撑基质时培养贴壁或不贴壁细胞。
当器官芯片被连通在一起时，对于缺少的内分泌器官系统微观配方设计模块便有需求，该设计模块其可以为上述的集成器官芯片提供内分泌控制。图36显示了一个这样的系统的示意图，其包括神经血管单元/血脑屏障，肝脏，肾脏和骨骼肌。控制和感测功能可以由不同的模块提供，例如如图17所述。为了进行透视，我们正在开发一种体外三维多隔室的人类神经血管单元的器官型模型(nvu)，其包括连通到现实血脑屏障(bbb)的神经区室。bbb模型正与上述的多模式仪器和分析平台一起使用，以检查bbb在调节化学体-脑相互作用中的作用，以表征脑中神经胶质，星形胶质细胞，周细胞，内皮和神经细胞的相互作用以及其障碍，并评估各种各样的药物，化学制品和异物质对大脑的影响。该模型的当前和预测的临床应用依赖于其多功能性以适应来自(或不来自)暴露于药物治疗的具有已知病理的患者的细胞(例如，脑内皮细胞)。所使用的bbb模型的临床可行性已经在针对人脑原位的严格对比性研究中显示。bbb系统整体将显示目前用于或考虑用于phase1期试验的药物的神经毒性。最终的bbb将支持高容量筛选。这项研究将提供大脑中和到达大脑的大量化学信号之间的相关性的新颖性和无偏见的观点，通过以下强大的组合得以实现：(1)微流体装置；(2)现有技术的细胞培养和器官型人脑细胞制备物；(3)诸如微型电化学传感器和离子迁移率-质谱仪(im-ms)的分析仪器；(4)计算机生物信息学技术；以及(5)调节连通器官系统所需的控制理论。
图36是正在研制的连通器官微观生理系统(mps)的特征：它没有内分泌系统。因此这些组织-芯片(tc)雏形既非具有循环激素类的用户可控水平也不具有激素，营养素，或代谢物的浓度的每日震荡。鉴于对药物反应中人体生物钟的重要性的日益认识，令人关注的是，几乎没有注意到内分泌调节或昼夜节律在tc雏形或更标准的体外，药物功效和毒性的基于细胞的高通量研究。本发明使用缺失的内分泌器官系统微观配方设计模块(meos-μf)来解决这种缺失器官的问题，以在tc同种体中产生随时间变化的激素浓度，并确定这些时间变化是否影响测试中的药物或毒素的同源代谢。如果这种突破性的meos-μf技术允许我们在体外证明这样的效果，它将为在时间疗法和时间毒性上打开新的大门，而这些迄今只能在动物中进行。更重要的是，meos-μf的预期低成本将使得增加内分泌功能到患者特异性雏型中成为可能，例如在一项针对癌症转移和为特定患者的肿瘤定制的药物代谢的研究中使用一来源于病人的诱导多潜能干细胞(ipscs)的肝-脑tc模型，而不需要从ipsc细胞产生个体化的内分泌器官。meos-μf具有其在96孔板中每个孔的单独灌注的能力，还可以允许对用于常规平面细胞培养物或器官模型的孔板中的激素，营养物和代谢物水平进行精确的时间控制。此装置具有不需要实际的tc组织，就可以重现大多数tc雏型中缺失的重要的内分泌器官的作用，仅仅使用微流体器件，即可允许我们任意探索稳定的和随时间变化的激素水平对tc雏形对药物和毒素的反应的影响。
我们现在展示如何修改上述(图24，28和30)的24通道和96通道微型配方设计模块(μf-24和μf-96)以创建缺失的内分泌器官系统微型配方设计模块(meos-μf)，其可以用于在时分多路转换下递送营养物，激素，小信号分子和药物的时变配方，以及不仅重建静脉内或口服给药的药物递送的pk时间曲线，而且重现激素和人类活动的每日的(昼夜的)节律。在图37中所示的微流体器件3700，来源于在图30b中的24个通道流体条，其将允许在一个月的试验期间递送多达24种营养物，激素，维生素与药物的时间依赖性组合以至少每小时的时间分辨率重建已知的激素昼夜节律。所需的激素将储存在24个激素储存孔3701中，通过25端口激素选择阀3702进行选择，由集成rppm3703泵送，然后通过五端口器官选择阀3704导向适当的器官芯片。所选择的激素或其时分多路转换组合随后将流到五个端口3705外的所选择的器官中。第六输出端口3706将和阀3702的第二十五位置一起使用，用于清洗阀门并通过输送以废弃储存在泵和阀中的任何未用过的激素。
然后该系统能够提供不同稳定水平的激素，以及以生理学上现实的方式波动的水平。这种方法可以用来检查人体生物钟在激素和营养水平上对各样的药物和毒素的新陈代谢代和功效的影响，该影响已被认识到但未被充分研究。人们可以得到这样合理的结论，以永生细胞作为单层细胞在高葡萄糖介质中培养的细胞生物学实际上正是在研究处于不动，不睡觉，不经历甲状腺激素、压力激素、性激素或其他激素类波动的癌变的，肥胖的，懒惰的，每天一次贪婪地吃着食物的细胞。类似的问题存在于组织芯片和器官芯片的研究中。缺少的内分泌器官系统微观配方设计模块解决了这些限制中的一部分。
图38显示了一种用于研究并控制多个器官芯片的相互作用的系统。在示例性实施例中，该设计的中心在于每一组织，以及一共享的中央贮液器的局部灌注控制器的使用。在该设计中示出的功能可以利用从图30b中描述的三电极流体条带得到的集成微流控模块来实现。该系统允许局部器官再循环的控制，包括流速，局部贮液器体积(其可以随时间减少)，液体置换率(其可以随时间增加)。它也支持与采用时分多路转换将流体交换到每个器官的中心贮液器的全局混合。这可以用于补偿不均匀的器官尺寸，并且其可以控制全局液体替换率，添加介质以取代废液或取样，以及添加h2o以代替蒸发。它将允许控制每个器官，血管流体系统和任何血管或其他贮液器中的流体体积。它可以扩展到包括在器官或系统水平上气泡阱和碎片过滤器。
图39a示出了三电极阀流体3900，其具有用于连接到图38中的共享的中央贮液器的一对端口3901和3902。这些端口连接到依次与2x8rpv3905连接的流体输送泵3903和流体去除泵3904，2x8rpv3905可以将流体从中心贮液器经由端口3901通过流体输送泵3903输送到连接到每个局部器官贮液器的输入针的管道端口3907。系统可以通过连接到流体去除泵3904的管道端口3906从这些局部器官贮液器中移除流体，然后将从局部器官贮液器移除的流体经由端口3902输送到公共流体贮储液器中。
图39b示出了该阀的另一种结构。
图39c示出了阀3950，其可以控制双侧器官芯片中的培养基的再循环，例如具有由血脑屏障隔开的血管隔室和神经隔室二者的脑芯片。泵3951是用于器官侧1的泵。端口3952是到侧1的输入口1，端口3953是到侧1的输入口2，并且端口3954是到侧1的输入口3。端口3955和3956分别到侧1和侧2的输出口。端口3957，3958和3959分别是侧2的输入口1，2和3。用于器官侧2的泵是泵3960。器官1的流体输入口是端口3961，并且来自该器官的输出连接到端口3962。在该芯片中心的旋转平面阀3967具有以短棒为特征的驱动点。驱动器3963代表用于阀的一些共用功能的驱动器锁销，而锁销3964为再循环所需要。端口3966将流体输送到器官侧2，并且该流体通过端口3965返回到阀。
该阀可支持多种模式：注射介质，注射药物，注射h2o，再循环到局部贮液器，逆流以将细胞吸入装置而不通过泵，以及其它模式。阀驱动器具有四个调节齿圈，其允许流体仅流向侧1，仅流向侧2，流向侧1和侧2或既不流向侧1也不流向侧2。
尽管到目前为止讨论的每个泵和阀可以由pdms或另一种弹性体制造，有能够使用备选的泵和阀门几何构造，例如图40所示的混合的刚性的弹性体方法。在图40a中的钉驱动蠕动泵具有一电动机，其轴4005绕着泵驱动器4007旋转从而驱动蠕动泵滚筒4006。该泵辊驱动头4000依次压下多个驱动器销4001。这些销依次压下弹性体膜4003，而后形成微流通道4004中的蠕动泵送。
相同的原理可以应用于图40b中的旋转平面阀。电动机轴4005绕着包括具有锁销4012的驱动器盘4013的阀驱动器头4010旋转。当驱动器销4011通过膜4003的弹性顺应性被向上推动到锁销中时，下面的流体网络4013中的通道随后打开。否则，如在4014中一样，销密封通道。
销可以用球形球或柔性杆代替。图40a和40b中的泵和阀的优点是阀的主体可以由硬的热塑性材料制成，例如在环链烯烃共聚物(coc)中，具有弹性体的最小值。
本发明的示例性实施例的上述描述仅适用于说明和描述的目的而呈现，并且不旨在穷尽或将本发明限于所公开的精确形式。鉴于上述公开，许多修改和变化是可能的。
选择和描述实施例是为了解释本发明的原理及其实际应用，以便启发本领域的其他技术人员利用本发明和各种实施例以及适合于预期的特定用途的各种修改。凡在不脱离本发明的精神和范围的情况下，替代实施例对于本发明所属领域的技术人员将变得显而易见。因此，本发明的范围由所附权利要求而不是其中描述的前述描述和示例性实施例限定。
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