美国动态体外模块化毛细血管-小静脉模块化系统（也可用作多功能血管模拟系统：脑血管模拟系统、毛细血管模拟系统、神经血管模拟系统）
-小盒式脑血管生理学研究装置
该多功能血管模拟系统是一种基于涂覆蛋白中空纤维管内外侧接种细胞或直接对接人工血管、或真实血管,配套心脏脉动流泵,可用来模拟脑血管/毛细血管/神经血管/毛细血管-小静脉等体外血管微环境系统，可以长期培养。
该系统原理机制
计算机程控的四通道脉动流泵对3D结构的中空纤维管及其上细胞施加脉动等流(也可模拟流体剪切应力)作用，该纤维由允许蛋白质与纤维基质疏水结合的材料制成。被设计成涂有适当的基质蛋白，例如纤连蛋白、胶原蛋白、明胶或其他在接种到纤维内壁时促进内皮细胞附着的蛋白质。纤维的管腔中和纤维管外侧可以接种不同细胞，
也可以直接在心脏脉动泵上对接人工血管和真实血管来实现各种血管微环境模拟。可以进行长期血管微环境动态培养。
该系统体外细胞培养模块包含一种du特的中空纤维，该纤维由允许蛋白质与纤维基质疏水结合的材料制成。可使用 70%乙醇/水润湿纤维以激活纤维并允许蛋白质附着。细胞培养模块的推荐应用是在慢性流动或和剪切应力条件下培养内皮等细胞。它们被设计成涂有适当的基质蛋白，例如纤连蛋白、胶原蛋白、明胶或其他在接种到纤维内壁时促进内皮细胞附着的蛋白质。也可以使用标准细胞培养基中的 10% FBS 溶液。以这种方式附着的内皮细胞可以承受各种水平的可重复剪切应力，以进行长达 28 天或更长时间的长期培养。当在这些条件下生长时，内皮细胞的行为与在静态培养中生长时非常不同。内皮细胞将平放，形成单层并朝向培养基流动方向，形成紧密连接。在慢性剪切应力下培养内皮细胞被认为是一个更生理的环境，更接近里想的体内条件。
我们开发了一种使中空纤维壁透明的新方法，以便于对管腔中的细胞进行成像。
美国 DIV-BBB模型（上图）
小静脉节段（上图）
脑血管生理学的研究对于了解神经系统疾病的发病机制和药物的药代动力学至关重要。适当的体外模型通常不能代表体内生理学。为了解决这些问题，我们建议使用一种新的人工血管系统，该系统密切模仿人类脑血管系统的毛细血管和静脉段，同时还允许对实验变量及其操作进行广泛控制。
系统的中空纤维内外侧可以接种细胞，配套的心脏脉动流泵以及跨膜电阻测量仪可用于体外仿真脑血管、毛血管各种血管模拟仿真等、
使用中空纤维技术，我们修改了现有的血脑屏障 (BBB) (DIV-毛细血管) 动态人工模型，以涵盖脑循环系统的远端毛细血管后 (DIV-小静脉) 段。该人工脑血管系统由串联连接到小静脉段的 BBB 模块组成。泵产生脉动流，动脉压力供给系统。毛细管模块的灌注液达到与原位观察到的水平相当的剪切应力、压力和流速。内皮细胞暴露于流动和腔外星形胶质细胞刺激允许形成具有与体内相当的跨内皮电阻（TEER；> 700 ohm cm2）和蔗糖渗透性（< 1X10-u cm/sec）的高选择性毛细血管 BBB .试图重现小静脉血流动力学微环境特征的小静脉模块被介质灌注，导致剪切应力和管腔内压力水平低于毛细血管中的水平。由于细胞和血流动力学因素的改变，小静脉段的血管床比 BBB 的血管床更不严格（TEER <250 Ohm cm2；蔗糖 > 1X10-4 cm/sec）。外腔人脑血管平滑肌细胞用于复制小静脉外腔细胞组成。
DIV-BBB与小静脉节段相结合所提供的du特特征将切实扩展我们剖析和研究人类脑血管网络不同节段的生理和功能行为的能力。
图 1 DIV 毛细血管模型的示意图。 注意系统如何概括流变学和细胞学
相应的体内脑血管节段的特征
确定小静脉 (n=19) 模块以模拟体内相应脑血管节段的流变特性（跨壁压力、流速和剪切应力）[23]。对于本文所示的实验，流速在每分钟 4.6 和 5.3 mL 之间。
请注意，当流量手先通过毛细管，然后通过小静脉段时观察到显着的压力降低（参见图 1B）。我们的数据显示，透壁压力和剪切应力与相应的体内观察结果一致（见表 1）。
此外，计算机控制的泵送机制使我们能够重现广泛的灌注场景，每个场景都以不同水平的剪切应力、腔内压力、搏动率为特征，以重现心跳/分钟。
体外毛细血管系统可以模拟体内相应血管节段的流变学特征
图 2A 显示了血流动力学中发生的变化
与灌注有关的毛细血管和小静脉段的剖面（透壁压力和剪切应力）。
请注意，灌注速率的增加决定了显着
毛细血管段的剪切应力 (dynes/cm2) 和壁内压力 (mmHg) 成比例增加（图 2A - 左图；红点）。表 1 显示了体内和体外参数之间的比较。
在小静脉段中测量的相应剪切应力和壁内压力的变化明显不那么明显（图2A-左面板；蓝点）。请注意（参见图 2B），将毛细管模块的管腔输出连接到小静脉的管道不会影响流动的流变特性。这通过比较后毛细管段（后 CAP）与前静脉（前 VEN）压力值来显示。因此，从血流动力学的角度来看，这两个模块表现为一个连续的血管系统，但在体内表现出不同的毛细血管和毛细血管后流变特征。
表 1 并排比较体外与体内测量的流变参数
（图1）
图 2 DIV 毛细管-小静脉系统的流变特性。 图 A：毛细血管和小静脉段在灌注方面的血流动力学曲线。 面板 B：请注意，毛细管腔和小静脉腔之间存在模块间连接器并没有改变流动的流变曲线。 星号“*”表示毛细血管和小静脉之间透壁压的统计学显着差异（n=4；p<0.05）。
（图2）
图 3 体外毛细血管和小静脉血管床的并排比较。面板 A：注意与小静脉（低 TEER）相比，毛细血管系统如何允许形成非常严格的血管床（高 TEER）。 （面板 B）。另请注意，在小静脉水平的剪切应力下建立的毛细血管段和暴露于毛细血管剪切应力水平的 enules 模块形成了相当低的严格屏障，这表明腔外星形胶质细胞和高剪切应力水平对于发展紧密的血管床是必要的（图 C）TEER毛细血管和小静脉模块中的蔗糖渗透性相关性。 sigmoid 曲线象征着 TEER 和我们之前确定的渗透率之间的里想相关性 [55]。注意毛细血管（渗透性较低）和小静脉（渗透性zui强）之间的 ≈ 2 个数量级的差异。毛细管模块中形成的更严格的血管床可以根据辛醇-水分配系数 (XlogP) 区分药物渗透性，其选择性明显高于小静脉（图 D）。星号“*”表示有统计学意义的差异（n=4；p<0.05）。
流速和剪切应力：
T = (4ηQ/πR3)
其中：
T = 剪切应力（达因/cm2）
η = 粘度（达因秒/cm2）
Q = 流体流速（毫升/秒/纤维）
R = 内半径
含有 10% FBS 的细胞培养基的粘度约为 0.008 dyne sec/cm，
- 流体流速必须从 ml/min 转换为 ml/sec，
- 模块中有 19 根纤维，因此流体流量必须除以 19，
- 光纤内半径为 300μm (0.03 cm)，因此 R3 = 0.000027，
- 每根纤维 1 毫升/分钟的流速 = 0.0167 毫升/分钟，
20 毫升/分钟的剪切应力 = 3.95 达因/厘米
我们的技术超越Endohm细胞培养室和Transwell细胞培养产品，但也能与它们兼容：
系统组成部分及功能参数：
1、中空纤维柱、人工血管、真实血管
该纤维由允许蛋白质与纤维基质疏水结合的材料制成。可使用 70% 乙醇/水润湿纤维以激活纤维并允许蛋白质附着。它们被设计成涂有适当的基质蛋白，例如纤连蛋白、胶原蛋白、明胶或其他在接种到纤维内壁时促进内皮细胞附着的蛋白质。纤维的管腔中和纤维管外侧可以接种细胞
特点：
优势：
规格（如果标准版不满足，可定制）：
2、跨内皮电阻测定组件（TEER Measurement System）
TEER 测量的特征
- 可同时测量多达四个模块的阻抗和相角
- 用户自定义频率扫频范围为1hz - 5000hz，分辨率为0.1 Hz。
- 带有自动触发器的用于样品间隔记录的定时功能
- 峰值与峰值的激发电压在5 mV - 60 mV之间，分辨率为0.1 mV
- 将测试参数、时间戳和数据自动保存到.xls或.csv文件中
- 跨内皮电阻(TEER)测量
特点
●跨内皮电阻测定范围：＞1000 Ω-cm2
●可在多重频率下测定阻抗
●低电压设定：zui大60mV
●可对4个装置进行自动多重处理
●USB接口
3、四通道脉动流泵-基于计算机程控的心脏脉动流泵
四通道灌流泵模拟心脏的脉动动作。四元泵包含四个小型、易于配置的脉动泵，能够持续流过DIV-BBB模型。每个泵都是单du控制的，允许进行多达四个du立的实验
特点:
四个滤筒的流量和泵速是du立控制的。
外部24 VDC墙壁插入式电源
系统从其软件接收程序命令
好处:
该系统支持四个du立的实验。
它将保育箱内的热量降至zui低
个线性致动器的规格
泵速:0-100 BPM
流速:0.1–50毫升/分钟，取决于客户的规格
外部+24伏直流电源
功耗:7.5瓦
重量:5.8盎司
4、程控电脑软件
系统用尸通过系统自帘的DIV-BBB 软件包进行操作， 为TEER和蠕动泵的测试参数的动态修改提供了一个直现的界面。TEER用户界面显示了原胎数据输出、频率、时间等参额选择。蠕动泵的用户界面通过允许每个du立的泵头选择流速和不同的正litE）皮形，简化了设置四个j刷刷霍j主通道的任务。
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