一种单轴旋转在线剪切体外细胞培养装置

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一种单轴旋转在线剪切体外细胞培养装置\n技术领域\n[0001] 本发明涉及生物力学工程研究领域，具体涉及一种能够对贴壁细胞模拟微重力效应培养同时对细胞施加可控剪切应力的装置。\n背景技术\n[0002] 近几十年来，对航天飞行的探索研究越来越受到各国家及学者们的关注，但如何在较长的空间飞行期间，真正以细胞分子生物学理论为基础发展、建立的空间环境有效医学防护和对抗措施还很少。长期或短期空间飞行时力学敏感细胞的细胞骨架发生重排，细胞信号转导、基因表达、细胞增殖和分化等功能异常，进而导致航天员机体产生多种生理病理变化，如骨丢失、免疫力机能下降、肌肉萎缩等。因此，研究细胞分子生物机制对如何对抗空间飞行发生的病理变化有深远意义。由于空间试验的限制，近十几年来国内外设计了多种模拟微重力效应的体外细胞培养装置，用于地面实验对多种体外细胞进行研究。\n[0003] 美国NASA Johnson空间中心研发了一种旋转壁式生物反应器(RWV)，在此基础上又进而研制了细胞旋转培养系统(RCCS)，系统旋转时可使悬浮细胞受到重力向量合为零，利用地基实验对细胞模拟空间微重力效应，作为地面模拟微重力条件的生物反应器而广为应用(Villa A.，Versari S.，Maier J.A.M.and Bradamante S..Cell behavior in simulated microgravity：a comparison of results obtained with RWV and RPM.Gravitational and Space Biology，18(2)：89-90，2005.)。但这两种装置仅能对悬浮细胞模拟微重力效应。20世纪90年代初，日本Hoson等人率先使用随机回转器(random positioning machine，3D-clinostat)模拟微重力效应。与RCCS相比，随机回转器是三维旋转，更有效模拟微重力效应，且贴壁细胞培养可同正常培养一样贴于培养瓶，安置于随机回转器上进行培养(Shintaro Nomura，Teruko Takano-Yamamoto.Molecular events caused by mechanical stress in bone[J].Matrix Biology，2000，19：91-96.)。此外，在\n2007-08-22公开的公开号为CN 101021517的中国专利申请“双轴驱动框架式回转器”也记载了与随机回转器相似功能的装置。\n[0004] 正常重力条件下，细胞在体内可受到多种力作用，感受力学刺激并将力学信号转化为生化信号，调节其增殖、分化、牵移、基因表达、蛋白质合成和凋亡等方面细胞功能。研究细胞如何感受和传导力学刺激成为进一步深入研究机体如何对外界物理环境产生反应与适应的关键，这也促使了体外细胞共培养力学加载装置的发展进步。目前国内外均利用流动腔装置对体外细胞施加流体剪切应力，已有多种流动腔装置成品，用以实现不同的实验需求。如美国乔治亚工学院生物力学实验室Helmlinger G等人设计的脉动流输入式流动腔(Helmlinger G，Geiger RV，Schreck S，et al.Efects of pulsatile flow on cultured vascular endothelial cell morphology[J].ASME J Biomech Engr，1991，113：\n123-131.)、在2002-04-17公开的公开号为CN2486558的中国专利申请“体外细胞培养平行圆板流动腔”、在2002-04-17公开的公开号为CN2486559的“体外细胞培养装置中的非平行平板流动腔”，以及在2003-09-10公开的公开号为CN2571766的中国专利申请“液体自循环细胞剪切培养池”。\n[0005] 对于研究探索在微重力作用下，细胞受到力学刺激后的生物学效应，需要对体外培养细胞模拟微重力效应的同时施加流体剪切应力载荷进行进一步研究。上述几种装置仅能实现细胞的模拟微重力培养或对细胞施加不同方式的流体剪切应力，不能对体外培养细胞模拟微重力效应的同时施加流体剪切应力载荷。\n发明内容\n[0006] 本发明针对目前欠缺可以对体外培养细胞模拟微重力效应同时施加流体剪切应力载荷的装置的问题，提出了一种单轴旋转在线剪切体外细胞培养装置，在实现二维模拟微重力效应的同时，也实现了流动腔对细胞加载流动剪切应力的功能，用于研究细胞在微重力条件下对力学刺激的响应。\n[0007] 一种单轴旋转在线剪切体外细胞培养装置，主要包括：固定转筒、流动腔、蠕动泵、储液瓶、废液瓶、电机以及底座。所述的固定转筒的外壳上固定有流动腔，固定转筒两端的转轴上固定有轴承，轴承与底座的轴承支架固定连接，使得固定转筒水平固定在两个轴承支架上。所述的转轴固定连接有旋转接头，旋转接头又连接有固定接头，所述的固定接头通过外部固定件固定在轴承支架的外延平台上，或者与电机一起固定在轴承支架外延平台上，旋转接头和固定接头内部连通，旋转接头伸入转轴的内部通道的一端通过硅胶管连接流动腔，固定接头的自由端连接有硅胶管。固定转筒一端的固定接头通过硅胶管连接蠕动泵，固定转筒另一端的固定接头通过硅胶管连接废液瓶；流动腔的输入口、输出口分别通过硅胶管连接固定转筒两端的旋转接头。所述的储液瓶与废液瓶固定在底座上，储液瓶通过硅胶管连接蠕动泵。固定转筒的一端转轴上还固定有齿轮，与电机上的齿轮相咬合，由电机控制固定转筒360°回转，固定转筒带动流动腔转动，使流动腔的重力矢量和以及液压矢量和都为零，模拟微重力效应，同时蠕动泵使硅胶管内培养液产生流体剪切应力。\n[0008] 本发明的培养装置，通过固定转筒360°匀速回转，使固定于转筒上的流动腔所受重力矢量和为零，旋转过程消除了与流体剪切应力同时存在的液压，实现模拟微重力效应，同时由蠕动泵向流动腔内泵入培养液，对体外培养的贴壁细胞施加流体剪切作用力，可用于研究探索在微重力作用下，细胞受到力学刺激后的生物学效应，为宇航员在空间飞行时对抗运动措施提供细胞分子机制基础，具有创新性及应用前景。此外，本发明的培养装置中，采用计算机控制蠕动泵，可以实现不同模式及大小剪切应力对细胞的作用，方便进行不同形式及目的的生物力学研究。\n附图说明\n[0009] 图1是本发明培养装置一个实施例的整体结构示意图；\n[0010] 图2是本发明传动连接部分结构的剖视图。\n[0011] 图中：\n[0012] 1-固定转筒 2-流动腔 3-蠕动泵 4-储液瓶 5-废液瓶 6-电机[0013] 7-底座 8-旋转接头 9-固定接头 10-轴承支架 11-转轴 12-轴承[0014] 13-硅胶管 14-传动齿轮 15-外部固定件 16-O型垫圈 17-挡筒具体实施方式\n[0015] 下面结合附图和实施例对本发明作进一步说明。\n[0016] 本发明的培养装置，如图1所示，主要包括：固定转筒1、流动腔2、蠕动泵3、储液瓶4、废液瓶5、电机6以及底座7。\n[0017] 本发明的培养装置置于CO2恒温培养箱中。所述的固定转筒1两端连接有由旋转接头8与固定接头9所组成的连接结构部分，固定转筒1的外壳上布置有流动腔2，流动腔\n2通过硅胶管13与旋转接头8连接。固定转筒1左端的连接结构部分通过硅胶管13与蠕动泵3连接，右端的连接结构部分通过硅胶管13连接废液瓶5。蠕动泵3通过硅胶管13还与储液瓶4连接。固定转筒1右端与废液瓶5连接的连接结构部分还连接有电机6。储液瓶4和废液瓶5均固定放置在底座7上。电机6采用步进电机，方便用计算机进行编程控制电机回转速度大小。\n[0018] 旋转接头8与固定接头9所组成的连接结构部分如图2所示，固定转筒1的转轴\n11上固定有轴承12，轴承12与底座7上的两个轴承支架10固定连接，使得固定转筒1水平固定在底座7上的两个轴承支架10上。转轴11通过螺栓固定连接有旋转接头8，可使旋转接头8随固定转筒1转动，在转动时保持相对静止。旋转接头8一端伸入转轴11的内部通道中，通过硅胶管13连接流动腔2，另一端插入固定接头9内部，固定接头9通过外部固定件15固定在轴承支架10外延平台上，或者与电机6一起固定在轴承支架10外延平台上，固定接头9和旋转接头8内部连通，液体可直接通过。旋转接头8与固定接头9连接处固定设置有O型垫圈16，可使液体流过固定接头9和旋转接头8时保持密封不漏液，同时还可使旋转接头8在固定接头9中自由转动。固定接头9的自由端连接有硅胶管13。如图1所示，储液瓶4通过硅胶管13，经过蠕动泵3连接到固定转筒1左端的固定接头9上，固定转筒1的右端固定接头9也与硅胶管13相连，连接至废液瓶5，每个流动腔2的输入口和输出口分别通过硅胶管13连接到固定转筒1两端的旋转接头8。\n[0019] 图2所示的为固定转筒1右端连接结构的示意图，在轴承12右侧的转轴11上还固定有传动齿轮14，传动齿轮14与电机6上的齿轮相咬合用于驱动固定转筒1的转动。电机6固定在轴承支架10外延平台上。图2中的挡筒17用于对轴承12进行定位。\n[0020] 流动腔2可以有多个，在固定转筒1上可以自由排列固定，流动腔2以串联的形式固定于固定转筒1上，或者以并联的形式固定于固定转筒1上，或者以串联加并联的形式固定于固定转筒1上，培养液在流入流动腔2之前分股，串联或者并联的流动腔2内都有一股培养液流入，通过流动腔2的培养液再汇成一股，最后回流到废液瓶5中。本发明实施例中，如图1所示流动腔2为3个，两个流动腔2串联，与另外一个流动腔2并联固定于固定转筒\n1上，培养液在流入流动腔2之前分流为两股，一股流入串联的两流动腔2内，另一股流入单独放置的流动腔2内。通过三个流动腔2的液体再汇成一股，回流至废液瓶5内。\n[0021] 蠕动泵3与培养箱外的计算机相连，由用户通过计算机控制蠕动泵3，使硅胶管13内的培养液产生统一的流速大小及液流方式，液流方式可为恒定流、脉冲流或脉动流，进而对流动腔2内的体外贴壁培养细胞施加方向、模式及大小可控的流体剪切应力。在本发明实施例中，图1所示的计算机控制下的蠕动泵3其产生的液体脉动频率及幅度分别为9Hz\n2 2\n和1.2dyn/cm，平均流体剪切应力为15dyn/cm，均由计算机编程控制；计算机控制电机6转动，使固定转筒1保持转速为15rpm。\n[0022] 固定转筒1由电机6及传动齿轮14控制旋转转速，使固定转筒1达到所需的转速，实现模拟微重力效应。当蠕动泵3从储液瓶4内泵出液体时，液体泵入固定接头9，液体通过连接结构部分从旋转接头8流出，流入流动腔2内；从流动腔2流出的液体流入固定转筒\n1另一端的旋转接头8，再通过连接结构流至固定接头9，从固定接头9流出，回流至废液瓶\n5内，完成一个开放式循环。本发明培养装置内所有部件均密闭无菌，保证细胞培养所需的无菌环境。固定转筒1可360°回转，带动固定转筒1上固定的流动腔2转动，使流动腔2的重力矢量和为零，液压矢量和为零，模拟微重力效应。微重力(Microgravity)并不表示重力加速度显著降低，而是重力作用于物体的效应降低，即物体表观重量为地面静止状态-3\n表观重量的10 水平。更科学的判断微重力有如下公式：G1/G0＝K，其中G1表示外力加速\n2 -2\n度，G0表示重力加速度9.81m/s。当K在10 以下时，即可称物体所处环境为微重力环境。\n本发明的培养装置中若保持固定转筒1的转速为15rpm，固定转筒1的直径不超过8cm，满-2\n足K≤10 的要求，同时可使流动腔旋转一周所受重力矢量和为零，达到模拟微重力效应。\n如果转速发生变化，根据离心力公式，则固定转筒1的直径也要重新设置。如转速为10rpm时，设置固定转筒1的直径不超过17.8cm；如果转速为20rpm，则设置固定转筒1的直径不超过4.4cm。一般常用的转速在15rpm，此时设置固定转筒1的直径不超过8cm。\n[0023] 在平行平板流动腔中，剪切力、循环液流量、循环液粘度和流动腔尺寸大小的关系\n2\n为：τ＝6μQF/WH。F取决于流动腔宽高比(W/H)，当W/H＞＞1时，F≈1。其中τ为流\n2 2\n动腔底面剪应力(单位为dyn/cm)；μ为灌流液粘度系数(单位为dyn·s/cm)；Q为流量\n3\n(单位为cm/s)；W为流动腔宽度(单位为cm)；H为流动腔高度(单位为cm)。本发明实施例中，培养基含有10％FBS(小牛血清)，灌流液粘度系数μ为动力粘度，取值0.013dyn·s/\n2 2\ncm，流动腔尺寸均取为W＝3cm，H＝0.05cm，当平均剪切应力τ＝15dyn/cm 时，Q＝\n2 3\nτWH/6μF≈1.4423cm/s。\n[0024] 雷诺数Re是反映流体流动特征的无量纲数，表示惯性力与黏性力之比：Re＝\n3 3\nVHρ/μ。其中V为腔内流体平均流速(cm/s)，ρ为循环液密度(g/cm)，取值为1g/cm。\n在本发明实施例实验条件下，流动腔2入口处的平均流速为V＝Q/(WH)＝9.6cm/s，Re＝\n37，可满足层流流动“低雷诺数”的要求，即Re＜临界雷诺数2000。在培养装置工作时，流动腔内不会出现湍流等复杂液流环境，符合培养细胞所需的剪切应力条件。\n[0025] 本发明的培养装置可在模拟微重力效应同时对体外培养细胞施加在线加载流体剪切应力作用，用于研究探索在微重力作用下，细胞受到力学刺激后的生物学效应。在模拟微重力效应时，液体流过细胞表面所产生的作用可能与正常重力下不同。例如正常重力条件下液体流经细胞时不仅产生流体剪切应力，还会由于重力作用在细胞表面产生竖直向下的压力作用；而由于二维旋转所致重力矢量和为零，液体对细胞体的表面压力作用也随之消失。因此，本发明装置在模拟微重力效应下，可认为液体在细胞表面施加的为消除压力作用后单纯的流体剪切应力，为研究细胞在微重力条件下对力学刺激的响应提供了途径。