マイクロ流体細胞培養

マイクロ流体細胞培養は、生物学、生化学、工学、物理学の知識を統合して、マイクロスケールで細胞を培養、維持、分析、実験するためのデバイスと技術を開発しています。[ 1] [ 2]これは、人工的に製造されたマイクロシステム内で小さな流体量（μL、nL、pL）を操作するために使用される一連の技術であるマイクロ流体工学と、制御された実験室環境で細胞を維持および増殖させる細胞培養を統合したものです。 [3] [4]マイクロ流体チャネルの寸法が細胞の物理的スケール（10マイクロメートルのオーダー）に適しているため、マイクロ流体工学は細胞生物学の研究に使用されています。[2 ]たとえば、真核細胞は10〜100μmの線形寸法を有し、これはマイクロ流体寸法の範囲内です。[4 [2]このデバイスのもう一つの重要な要素は、生体内で安定な勾配を作り出す能力であり、これらの勾配は細胞に対する走化性、硬直性、接着性効果を理解する上で重要な役割を果たします。[2]

製造

細胞培養に関連するマイクロ流体デバイスの考慮事項には次のものがあります。

すべてのポリマーが生体適合性を持つわけではないため、製造材料は非常に重要です。PDMSなどの一部の材料は、小さな分子の望ましくない吸着や吸収を引き起こします。 [9] [10]さらに、未硬化のPDMSオリゴマーは細胞培養培地に浸出する可能性があり、微小環境に悪影響を与える可能性があります。[9]一般的に使用されているPDMSの代替として、熱可塑性プラスチック（例：ポリスチレン）を代替材料として使用する進歩がありました。 [11] [12]

マイクロスケールデバイスにおける細胞の空間的構成は、細胞が生体内で機能を果たすための培養領域の形状に大きく依存する。[13] [14]例えば、ニューロンを培養するには細長いチャネルが必要となる場合がある。[13]灌流システムの選択も、形状の選択に影響を与える可能性がある。例えば、シリンジポンプを組み込んだシステムでは、細胞培養を維持するために、灌流入口、灌流出口、廃棄物、細胞投入用のチャネルを追加する必要がある。[15]マイクロ流体細胞培養における灌流は、チップ上での長期培養と細胞分化を可能にするために重要である。[16]

微小環境を制御するための他の重要な側面としては、細胞播種密度、細胞膜を破壊する可能性のある気泡の低減、湿度不足による培地の蒸発、細胞培養の維持（定期的かつタイムリーな培地交換）などが挙げられる。[17] [16] [18]

細胞の健康状態は、必須かつ特殊な細胞プロセスの集合的な平衡状態として定義されます。一方、細胞ストレッサーは、細胞の平衡状態からの逸脱を引き起こす刺激として定義されます。したがって、マイクロシステム内のプラットフォーム設計や動作条件によっては、細胞の健康状態が乱れる可能性があります。マイクロシステム内でのストレッサーへの曝露は、直接的および間接的に細胞に影響を与える可能性があります。したがって、細胞培養用のマイクロ流体システムは、細胞ストレスを最小限に抑えるように設計することが重要です。例えば、細胞懸濁液を最小限に抑える、急峻な形状を避ける（気泡形成を促進する傾向がある）、高く広いチャネルを設計する（せん断応力を避けるため）、熱感受性ハイドロゲルを避けるなどです。[19]

利点

マイクロ流体細胞培養の主な利点には、サンプル量の削減（多くの場合数が限られている初代細胞を使用する場合に特に重要）と、同じデバイス内で複数の微小環境をカスタマイズして研究できる柔軟性があります。[3]マクロスケールの培養システム（多くの場合、10 5～ 10 7 個の細胞が必要）と比較して、マイクロスケールシステム（たとえば、数百個の細胞）では細胞集団を削減することもできます。これにより、特定の細胞間相互作用の研究が容易になります。[10]これらの細胞数の削減により、サンプル量が少なくなるため、従来の培養方法（フラスコ、ペトリ皿、ウェルプレートなど）よりも分裂しない細胞や分裂が遅い細胞（幹細胞など）の研究が容易になります。 [10] [20]マイクロ流体の寸法が小さいため、層流を実現でき、他の培養チャンバーに影響を与えることなく培養システムを簡単に操作できます。[20]層流は生体内の流体力学をより正確に模倣するため有用であり、多くの場合、従来の培養方法よりもマイクロスケール培養のほうが適切となる。 [21]区画化されたマイクロ流体培養は生細胞カルシウムイメージングとも組み合わせられており、脱分極刺激がニューロンの末梢終末に送られ、カルシウム反応が細胞体に記録されている。[22]この技術は、プロトンなどの特定の刺激に対する末梢終末の感度がニューロン細胞体に比べて著しく異なることを実証している。[22]これは、マイクロ流体細胞培養デバイスを使用して末梢終末を単独で研究することがなぜそれほど重要であるかを示す優れた例である。

文化プラットフォーム

伝統的な細胞培養

従来の二次元（2D）細胞培養は、ウェルプレートの底など平らな表面で行われる細胞培養で、従来法として知られています。[1]これらのプラットフォームは、後続の実験で使用する細胞を増殖・継代するには便利ですが、細胞が自由に移動したり、生体内で観察されるような細胞-細胞外マトリックス物質相互作用に依存する機能を実行したりできないため、刺激に対する細胞応答をモニタリングするための理想的な環境ではありません。[1]この問題に対処するために、三次元（3D）ネイティブ細胞環境を作成するための多くの方法が開発されました。3D 方法の 1 つの例はハンギング ドロップです。これは、増殖中の細胞を含む液滴を吊り下げて下向きに垂らすことで、細胞が互いの周囲や上に成長し、回転楕円体を形成します。[23]ハンギング ドロップ法は腫瘍細胞の培養に使用されていますが、球形の形状に限定されています。[24]ソフトリソグラフィーによるポリジメチルシロキサン（PDMS）マイクロ流体デバイスの製造が登場して以来[25] [26]、マイクロ流体デバイスは進歩し、細胞培養のための自然な3D環境を模倣するのに非常に有益であることが証明されています。[27]

マイクロ流体細胞培養

マイクロ流体デバイスは、3D環境において単一細胞から数百個の細胞までを研究することを可能にします。比較すると、マクロな2D培養では、平面上に10 4～ 10 7個の細胞が存在します。 [10]マイクロ流体デバイスは、化学勾配、新鮮培地の連続流、ハイスループット試験、分析機器への直接出力も可能にします。[10]さらに、 「マイクロキャナル」などの開放型マイクロ流体細胞培養では、マイクロピペットを用いた細胞への直接的な物理的操作が可能です。[28]多くのマイクロ流体システムでは、繊維の太さと孔径を調整できるハイドロゲルを細胞外マトリックス（ECM）支持体として用いており、癌細胞の増殖を可能にすることが実証されています。 [29]ゲルフリーの3D細胞培養は、細胞密度の高い環境でもECMの少ない環境でも細胞を増殖させることができるように開発されています。[30]これらのデバイスは非常に有用であることが証明されているが、細胞がPDMS表面に付着したり、小さな分子がPDMSに拡散したり、未反応のPDMSポリマーが細胞培養培地に流れ込んだりするなどの欠点もある。[10]

マイクロ流体デバイスにおける3D 細胞培養の使用は、臓器オンチップと呼ばれる研究分野につながっています。このタイプのマイクロ流体培養の最初の報告は、ナフタレン代謝物の肝臓と肺への毒性を研究するために使用されました (Viravaidya et al.)。これらのデバイスは、多くの生物学的プロセスの理解に使用できる臓器のようなシステムの簡素化されたバージョンを成長させることができます。[1]別の次元を追加することで、より高度な細胞構造を実現でき、細胞の挙動は生体内のダイナミクスをより代表します。細胞は近隣の細胞と強化されたコミュニケーションを行うことができ、細胞-細胞外マトリックス相互作用をモデル化できます。[1] [31]これらのデバイスでは、さまざまなチャネルが細胞に栄養素を供給しながら、異なる細胞タイプを含むチャンバーまたはコラーゲン層が数日間にわたって相互作用することができます。[1] [32]これらのデバイスの利点は、組織の機能を制御された条件下（例えば、せん断応力の細胞への影響、周期的ひずみまたはその他の力の影響）で特徴付け、観察して、臓器の全体的な機能をよりよく理解できることです。[1] [33]これらの3Dモデルは2Dモデルと比較して細胞レベルでの臓器機能のモデル化に優れていますが、課題も残っています。課題には、細胞の画像化、静的モデル（灌流システムなし）での勾配の制御、血管系の再現の難しさなどがあります。[33]これらの課題にもかかわらず、3Dモデルは薬理学研究において薬物反応の研究と試験のツールとして今でも使用されています。[1]近年、複雑な生体内微小血管ネットワークを再現するマイクロ流体デバイスがあります。 臓器オンチップは、露出した気道内の肺上皮細胞などの非常に複雑なシステムを複製するためにも使用されており、多細胞システムと組織が生体内でどのように機能するかについての貴重な洞察を提供しています。[34] これらの装置は生理学的にリアルな3D環境を作り出すことができ、薬物スクリーニング、薬物送達、細胞間相互作用、腫瘍転移などのツールとして望ましい。[35] [36]ある研究では、研究者らは腫瘍細胞を培養し、シスプラチン、レスベラトロール、チラパザミン（TPZ）の薬物送達を試験し、その後、薬物が細胞生存率に及ぼす影響を測定した。[37]

マイクロ流体システムにおける細胞の応用

マイクロ流体システムは、さまざまな種類の細胞を培養するために使用できます。

哺乳類細胞の培養

哺乳類細胞培養は、マクロスケールのデジタルマイクロ流体（DMF）デバイスによって、播種、数週間培養、剥離、新鮮な培養培地への 継代培養を繰り返すことができる。 [38]

非哺乳類細胞の培養

藻類

藻類はハンギングドロップ型マイクロ流体システムで培養し、その成長速度と脂質生産量をモニタリングすることができます。例えば、ミシュラらは25×75 mmのアクセスしやすいマイクロ流体デバイスを開発しました。この設計は、ウェル径、紫外線照射（変異誘発）、光照射／無光照射試験を変化させることで、バイオ燃料生産に最も広く用いられる淡水微細藻類の一つであるボツリオコッカス・ブラウニの培養条件を最適化するために用いられています。[39]

細菌と酵母

マイクロ流体システムは、大量の細菌や酵母の コロニーを培養するために使用することができます。[40] 2層マイクロケモスタットデバイスは、科学者が細胞を移動させたり細胞間相互作用を引き起こしたりすることなく、化学平衡および温度平衡条件下で細胞を培養できるようにするために作られています。 [40]酵母細胞懸濁液の液滴は、親水性領域がパターン化されたプレート上に置かれ、24時間培養されます。その後、液滴を分割し、酵母から生成されたタンパク質を、元の液滴内の細胞を殺すことなくMALDI-MSで分析することができます。[41]

マイクロ流体における多培養

生体内の非常に複雑な微小環境と比較すると、従来のin vitroでの単一細胞タイプの単一培養では、他の細胞タイプとの相互作用がないため、細胞の挙動に関する情報は限られています。通常、細胞間シグナル伝達は、距離に応じて、内分泌シグナル伝達、傍分泌シグナル伝達、自己分泌シグナル伝達、および近傍分泌シグナル伝達の4つのカテゴリに分類できます。[42]たとえば、傍分泌シグナル伝達では、1つの細胞から分泌された成長因子が短い距離を拡散して隣接する標的細胞に移動しますが、[43]近傍分泌シグナル伝達では、1つの細胞の膜結合リガンドが隣接細胞の表面受容体に直接結合します。[44]細胞シグナル伝達をin vitro細胞培養に組み込むための従来のアプローチには、調整培地の移送、混合（または直接）共培養、および分離（または間接）共培養の3つがあります。[45]ある細胞タイプ（エフェクター）の培養培地を別の細胞タイプ（レスポンダー）の培養液に導入する馴化培地の使用は、細胞シグナル伝達に可溶性因子の効果を含めるための伝統的な方法である。[46]しかし、この方法は一方向のシグナル伝達しか可能にせず、短寿命因子（レスポンダー細胞培養に移される前に分解されることが多い）には適用されず、分泌された因子の経時的な観察もできない。[47]最近では、生物学的に関連する2種類の細胞を一緒に培養することにより、細胞コミュニケーションの効果を研究するための共培養が主流となっている。混合共培養は最も単純な共培養法であり、2種類の細胞が単一の培養区画内で所望の細胞比で直接接触する。[48]細胞はパラクリンおよびジャクスタクリンシグナル伝達によってコミュニケーションをとることができるが、細胞が完全に混合されているため、単一細胞タイプの別々の処理や下流の分析は容易に実行できない。[49] [50]より一般的な方法は分離共培養であり、2種類の細胞は物理的に分離されているものの、パラクリンシグナル伝達によって共通の培地で相互に伝達できる。物理的障壁としては、多孔質膜、固体壁、ハイドロゲル仕切りなどが用いられる。[49] [50] [ 51] [52] [53] [54]物理的障壁が除去可能な場合（PDMSやハイドロゲルなど）、このアッセイは細胞侵入や細胞移動の研究にも用いることができる。[50] [53]共培養設計は、多くの場合、in vivo実験をより代表する3種培養や多種培養にも適応できる。共培養に関連する条件。[50] [51] [55] [56]

閉鎖チャネル多培養システム

マイクロ流体デバイスの柔軟性は、空間パターンの制御性を向上させることで、多培養研究の発展に大きく貢献します。PDMS製の閉チャネルシステムは、PDMSが従来からラピッドプロトタイピングを可能にしてきたため、最も一般的に使用されています。例えば、液滴ベースのマイクロ流体デバイスでは、共カプセル化システムによって混合共培養を容易に実現でき、パラクリンおよびジャクスタクリンシグナル伝達を研究することができます。[57]細胞を含んだアガロース溶液の2つの流れを組み合わせることで、2種類の細胞を液滴に共カプセル化します。ゲル化後、アガロースマイクロゲルは細胞共培養のための3Dマイクロ環境として機能します。[57]マイクロ流体チャネルでは、パラクリンシグナル伝達を研究するための分離共培養も実現されています。ヒト肺胞上 皮細胞と微小血管内皮細胞は、薄く多孔質で伸縮性のあるPDMS膜で区切られた区画化されたPDMSチャネル内で共培養することができ、肺胞毛細血管バリアを模倣することができる。[52 ]また、内皮細胞は、3Dコラーゲン足場によって分離された状態で癌細胞と単層で共培養することができ、内皮細胞の移動と毛細血管の成長を研究することができる。 [58] 唾液腺腺様嚢胞癌（ACC）細胞をゲルに包埋すると、癌関連線維芽細胞（CAF）と3D細胞外マトリックス内で共培養することができ、3D環境における間質制御癌浸潤を研究することができる。[59]傍分泌シグナル伝達なしで傍分泌シグナル伝達のみを研究する場合は、細胞弁の原理に基づいて単一細胞結合共培養マイクロ流体アレイを設計することができる。[60]

オープンチャネル多文化システム

クローズドチャネルマイクロ流体（上のセクションで説明）は、多培養に対して高いカスタマイズ性と生物学的複雑性を提供しますが、操作には多くの場合、取り扱いの専門知識とポンプやバルブなどの特殊な装置が必要です。[50] [54]さらに、PDMSの使用は、オリゴマーの浸出や小分子の吸収など、細胞培養に悪影響を与えることが知られており、生物学者からしばしば疑問視されています。[61]そのため、十分に確立された細胞培養材料であるポリスチレン（ PS）で作られたオープンマイクロ流体デバイスが登場し始めました。 [61]オープンマルチカルチャー設計の利点は、ピペットによる直接アクセスと簡単な製造（マイクロミリング、3Dプリント、射出成形、またはカミソリ印刷–後続の接着ステップやチャネルクリアランス技術は不要）です。 [50] [54] [62] [63] [64 [50] [54] [63] [64]例えば、自発的な毛細管流動によってレールに沿ってハイドロゲル壁をパターン化する「モノレールデバイス」は、市販の24ウェルプレートに挿入できます。[63] 3Dプリントまたはミリングされたインサートを交換するだけで、柔軟なパターン形成形状を実現できます。このモノレールデバイスは、微生物細胞と哺乳類細胞で培地と培養条件が異なるため、従来の培地共有共培養では困難であった多界性可溶性因子シグナル伝達の研究にも適応できます。[63]レイザープリンティングによって作製された別のオープンマルチカルチャーデバイスは、2D、3D、トランスウェル、スフェロイド培養など、様々な培養様式を統合できます。[50]また、可溶性因子のパラクリンシグナル伝達を促進するための拡散特性も改善されています。[50]

細胞微小環境の制御

マイクロ流体システムは、従来の培養システムでは不可能であった局所的な細胞微小環境の制御能力を拡大します。様々な環境を安定的、持続的、かつ精密に提供できることは、細胞培養の研究・調査に大きな影響を与えます。これらの環境因子には、物理​​的因子（せん断応力）、生化学的因子（細胞間相互作用、細胞分子相互作用、細胞基質相互作用）、および物理化学的因子（pH、 CO2、温度、 O2 ）が含まれます。 [65]

酸素濃度制御

酸素は生物系において重要な役割を果たしている。[66]酸素濃度制御は、好気性種であれ、ベースライン代謝や機能など生体内の細胞機能を調整する場合であれ、マイクロ流体システムを設計する際の重要な要素の 1 つである。 [66]細胞培養の望ましいガス濃度を制御するために、複数のマイクロ流体システムが設計されている。例えば、ガスボンベや酸素除去剤を使用せずに、チャネル内に単薄層PDMS構造（厚さ 50 μm 未満、25 °C でのネイティブ PDMS の酸素の拡散係数、D = 3.55x10 −5 cm 2 s −1）を形成することで酸素勾配を発生させることができ、そのためマイクロ流体細胞培養デバイスをインキュベータ内に配置して簡単に操作することができる。[67]しかし、PDMS は小さな疎水性種の吸着に問題がある可能性がある。[68]ポリメチルペンテン（PMP）はPDMSと同様に高い酸素透過性と生体適合性を有するため、代替材料となり得る。[69] [70]ガス濃度制御の課題に加えて、マイクロ流体システムにおける酸素モニタリングも課題の一つである。システム内の酸素を消費することなく、酸素による発光消光現象を利用した光学的発光ベースの酸素センシングとして使用できる様々な色素指示薬が存在する。 [71]この技術により、マイクロスケール環境での酸素モニタリングが可能になり、生物学実験室への応用も可能である。[71]

温度制御

温度は細胞によって感知され、生化学反応速度論などの細胞の挙動に影響を与えます。[72]しかし、従来の細胞培養システムでは高解像度の温度制御が困難です。一方、マイクロ流体システムは、いくつかの技術を用いることで、様々な温度条件下で所望の温度に到達できることが実証されています。[72]例えば、マイクロ流体システム内の温度勾配は、異なる温度と流量の2つ以上の入力を混合することで実現でき、出口チャネルにポリマーベースの水槽用熱電対を埋め込むことで温度を測定します。[73]また、マイクロ流体システムの基部にヒーターとデジタル温度センサーを設置することで、マイクロ流体細胞培養システムは少なくとも500時間連続して動作できることが実証されています。[74]マイクロ流体システム内の循環水チャネルは、細胞培養チャネルとチャンバーの温度を精密に制御するためにも使用されます。 [40]さらに、このデバイスを細胞培養インキュベーター内に設置することで、細胞培養温度を容易に制御することもできます。[75]

参照

参考文献

  1. ^ abcdefghi Bhatia SN, Ingber DE (2014年8月). 「マイクロ流体臓器オンチップ」. Nature Biotechnology 32 ( 8): 760–72 . doi :10.1038/nbt.2989. PMID  25093883. S2CID  988255.
  2. ^ abcd Young EW, Beebe DJ (2010年3月). 「制御された微小環境におけるマイクロ流体細胞培養の基礎」.化学協会レビュー. 39 (3): 1036– 48. doi :10.1039/b909900j. PMC 2967183. PMID  20179823 . 
  3. ^ ab Mehling M, Tay S ( 2014年2月). 「マイクロ流体細胞培養」. Current Opinion in Biotechnology 25 : 95–102 . doi :10.1016/j.copbio.2013.10.005. PMID  24484886.
  4. ^ ab Whitesides GM (2006年7月). 「マイクロフルイディクスの起源と未来」. Nature 442 (7101): 368–73 . Bibcode :2006Natur.442..368W. doi : 10.1038/nature05058. PMID  16871203. S2CID  205210989.
  5. ^ Cho BS, Schuster TG, Zhu X, Chang D, Smith GD, Takayama S (2003年4月). 「運動性精子の分離のための受動駆動型統合マイクロ流体システム」.分析化学. 75 (7): 1671–5 . doi :10.1021/ac020579e. PMID  12705601.
  6. ^ Zimmermann M, Schmid H, Hunziker P, Delamarche E (2007年1月). 「自律型毛細管システムのための毛細管ポンプ」. Lab on a Chip . 7 (1): 119–25 . doi :10.1039/b609813d. PMID  17180214. S2CID  5583380.
  7. ^ Walker G, Beebe DJ (2002年8月). 「マイクロ流体デバイス のための受動ポンピング法」. Lab on a Chip . 2 (3): 131–4 . CiteSeerX 10.1.1.118.5648 . doi :10.1039/b204381​​e. PMID  15100822. 
  8. ^ Kim L, Toh YC, Voldman J, Yu H (2007年6月). 「接着性哺乳類細胞のマイクロ流体灌流培養の実践ガイド」. Lab on a Chip . 7 (6): 681–94 . doi :10.1039/b704602b. PMID  17538709. S2CID  1453088.
  9. ^ ab Regehr KJ, Domenech M, Koepsel JT, Carver KC, Ellison-Zelski SJ, Murphy WL, Schuler LA, Alarid ET, Beebe DJ (2009年8月). 「ポリジメチルシロキサンベースのマイクロ流体細胞培養の生物学的影響」. Lab on a Chip . 9 (15): 2132–9 . doi :10.1039/b903043c. PMC 2792742. PMID 19606288  . 
  10. ^ abcdef Halldorsson S, Lucumi E, Gómez-Sjöberg R, Fleming RM (2015年1月). 「ポリジメチルシロキサンデバイスにおけるマイクロ流体細胞培養の利点と課題」. Biosensors & Bioelectronics . 63 : 218–231 . doi : 10.1016/j.bios.2014.07.029 . PMID  25105943.
  11. ^ Berthier E, Young EW, Beebe D (2012年4月). 「エンジニアはPDMSの世界から、生物学者はポリスチレンの世界から」. Lab on a Chip . 12 (7): 1224–37 . doi :10.1039/c2lc20982a. PMID  22318426.
  12. ^ van Midwoud PM, Janse A, Merema MT, Groothuis GM, Verpoorte E (2012年5月). 「先進マイクロ流体細胞・組織培養モデルにおける各種プラスチックの生体適合性および吸着特性の比較」.分析化学. 84 (9): 3938–44 . doi :10.1021/ac300771z. PMID  22444457.
  13. ^ ab Rhee SW, Taylor AM, Tu CH, Cribbs DH, Cotman CW, Jeon NL (2005年1月). 「マイクロ流体デバイス内におけるパターン化細胞培養」. Lab on a Chip . 5 (1): 102–7 . doi :10.1039/b403091e. hdl : 10371/7982 . PMID  15616747. S2CID  45351341.
  14. ^ Folch A, Toner M (1998-01-01). 「生体適合性材料上の細胞マイクロパターン」. Biotechnology Progress . 14 (3): 388–92 . doi : 10.1021/bp980037b . PMID  9622519. S2CID  7780457.
  15. ^ Hung PJ, Lee PJ, Sabounchi P, Lin R, Lee LP (2005年1月). 「高スループット細胞ベースアッセイのための連続灌流マイクロ流体細胞培養アレイ」. Biotechnology and Bioengineering . 89 (1): 1– 8. doi : 10.1002/bit.20289 . PMID  15580587.
  16. ^ Tourovskaia A, Figueroa-Masot X, Folch A (2005年1月). 「Differentiation-on-a-chip：長期細胞培養研究のためのマイクロ流体プラットフォーム」. Lab on a Chip . 5 (1): 14–9 . doi :10.1039/b405719h. PMID  15616734.
  17. ^ Meyvantsson I, Beebe DJ (2008-06-13). 「マイクロ流体システムにおける細胞培養モデル」. Annual Review of Analytical Chemistry . 1 (1): 423– 49. Bibcode :2008ARAC....1..423M. doi :10.1146/annurev.anchem.1.031207.113042. PMID:  20636085 . S2CID:  10720180.
  18. ^ Yu H, Alexander CM, Beebe DJ (2007年6月). 「マイクロチャネル培養の理解：可溶性因子シグナル伝達に関与するパラメータ」. Lab on a Chip . 7 (6): 726–30 . doi :10.1039/b618793e. PMID  17538714. S2CID  31753568.
  19. ^ Varma S, Voldman J (2018年11月). 「マイクロシステムにおける細胞のケア：細胞に安全なデバイスの設計と運用の原理と実践」. Lab on a Chip . 18 (22): 3333– 3352. doi :10.1039/C8LC00746B. PMC 6254237. PMID 30324208  . 
  20. ^ ab Gómez-Sjöberg R, Leyrat AA, Pirone DM, Chen CS, Quake SR (2007年11月). 「多用途で完全自動化されたマイクロ流体細胞培養システム」.分析化学. 79 (22): 8557–63 . doi :10.1021/ac071311w. PMID  17953452.
  21. ^ Cimetta E, Vunjak-Novakovic G (2014年9月). 「ヒト幹細胞の分化を制御するためのマイクロスケール技術」. Experimental Biology and Medicine . 239 (9): 1255–63 . doi :10.1177/1535370214530369. PMC 4476254. PMID 24737735  . 
  22. ^ Clark AJ, Menendez G, AlQatari M, Patel N, Arstad E, Schiavo G, Koltzenburg M (2018年7月). 「マイクロ流体チャンバーにおける機能イメージングにより、感覚ニューロンの感受性はニューロン領域間で異なる制御を受けていることが明らかに」. Pain . 159 (7): 1413– 1425. doi :10.1097/j.pain.0000000000001145. PMID  29419650. S2CID  3441948.
  23. ^ Keller GM (1995年12月). 「胚性幹細胞のin vitro分化」Current Opinion in Cell Biology 7 ( 6): 862–9 . doi :10.1016/0955-0674(95)80071-9. PMID  8608017.
  24. ^ Kelm JM, Timmins NE, Brown CJ, Fussenegger M, Nielsen LK (2003年7月). 「多様な細胞種に適用可能な均質な多細胞腫瘍スフェロイドの生成法」. Biotechnology and Bioengineering . 83 (2): 173–80 . doi :10.1002/bit.10655. PMID  12768623.
  25. ^ Duffy DC, McDonald JC, Schueller OJ, Whitesides GM (1998年12月). 「ポリジメチルシロキサンを用いたマイクロ流体システムのラピッドプロトタイピング」.分析化学. 70 (23): 4974–84 . doi :10.1021/ac980656z. PMID  21644679. S2CID  7551919.
  26. ^ Jain, Saumey; Voulgaris, Dimitrios; Thongkorn, Surangrat; Hesen, Rick; Hägg, Alice; Moslem, Mohsen; Falk, Anna; Herland, Anna (2024年7月). 「オンチップ神経誘導による神経幹細胞の誘導促進：iPSCベース治療のパイプライン構築に向けて」. Advanced Science . 11 (25). doi :10.1002/advs.202401859. ISSN  2198-3844. PMC 11220685. PMID 38655836  . 
  27. ^ Gupta N, Liu JR, Patel B, Solomon DE, Vaidya B, Gupta V (2016年3月). 「マイクロフルイディクスに基づく3D細胞培養モデル：新規医薬品の発見とデリバリー研究における有用性」. Bioengineering & Translational Medicine . 1 (1): 63– 81. doi :10.1002/btm2.10013. PMC 5689508. PMID 29313007  . 
  28. ^ Hsu CH, Chen C, Folch A (2004年10月). 「マイクロ流体環境における単一細胞へのマイクロピペットアクセスのための「マイクロカナル」」 . Lab on a Chip . 4 (5): 420–4 . doi :10.1039/B404956J. PMID  15472724.
  29. ^ Ma YH, Middleton K, You L, Sun Y (2018-04-09). 「転移中の癌の血管外漏出を調査するためのマイクロ流体アプローチのレビュー」. Microsystems & Nanoengineering . 4 (1) 17104. Bibcode :2018MicNa...417104M. doi : 10.1038/micronano.2017.104 . ISSN  2055-7434.
  30. ^ Ong SM, Zhang C, Toh YC, Kim SH, Foo HL, Tan CH, et al. (2008年8月). 「ゲルフリー3Dマイクロ流体細胞培養システム」. Biomaterials . 29 (22): 3237–44 . doi :10.1016/j.biomaterials.2008.04.022. PMID  18455231.
  31. ^ Pampaloni F, Reynaud EG, Stelzer EH (2007年10月). 「三次元構造が細胞培養と生体組織間のギャップを埋める」. Nature Reviews. Molecular Cell Biology . 8 (10): 839–45 . doi :10.1038/nrm2236. PMID  17684528. S2CID  23837249.
  32. ^ Huh D, Hamilton GA, Ingber DE (2011年12月). 「3D細胞培養から臓器オンチップへ」. Trends in Cell Biology . 21 (12): 745–54 . doi :10.1016/j.tcb.2011.09.005. PMC 4386065. PMID  22033488 . 
  33. ^ ab van Duinen V、Trietsch SJ、Joore J、Vulto P、Hankemeier T (2015 年 12 月)。 「マイクロ流体 3D 細胞培養: ツールから組織モデルまで」。バイオテクノロジーにおける現在の意見。35 : 118–26 .土井: 10.1016/j.copbio.2015.05.002。hdl : 1887/3197391。PMID  26094109。
  34. ^ Benam KH, Villenave R, Lucchesi C, Varone A, Hubeau C, Lee HH, 他 (2016年2月). 「小型エアウェイオンチップによるヒト肺炎症および薬物反応のin vitro解析」Nature Methods 13 ( 2): 151–7 . doi :10.1038/nmeth.3697. PMID  26689262. S2CID  13239849.
  35. ^ Soroush F, Zhang T, King DJ, Tang Y, Deosarkar S, Prabhakarpandian B, et al. (2016年11月). 「新規マイクロ流体アッセイにより、プロテインキナーゼCδがヒト好中球-内皮細胞相互作用の制御において重要な役割を果たすことが明らかに」. Journal of Leukocyte Biology . 100 (5): 1027– 1035. doi :10.1189/jlb.3ma0216-087r. PMC 5069089. PMID 27190303  . 
  36. ^ Tang Y, Soroush F, Deosarkar S, Wang B, Pandian P, Kiani MF (2016年4月). 「薬物送達システムのスクリーニングのための新規合成腫瘍プラットフォーム」. The FASEB Journal . 30 . doi : 10.1096/fasebj.30.1_supplement.698.7 . S2CID  91485349.
  37. ^ Patra B, Peng CC, Liao WH, Lee CH, Tung YC (2016年2月). 「マイクロ流体デバイスを用いた均一サイズの腫瘍スフェロイドを用いた薬物試験およびフローサイトメトリー解析」. Scientific Reports . 6 (1) 21061. Bibcode :2016NatSR...621061P. doi :10.1038/srep21061. PMC 4753452. PMID 26877244  . 
  38. ^ Barbulovic-Nad, Irena; Au, Sam H.; Wheeler, Aaron R. (2010-06-21). 「哺乳類細胞を完全培養するためのマイクロ流体プラットフォーム」. Lab on a Chip . 10 (12): 1536– 1542. doi :10.1039/c002147d. ISSN  1473-0197. PMID  20393662.
  39. ^ Mishra, Shubhanvit; Liu, Yi-Ju; Chen, Chi-Shuo; Yao, Da-Jeng (2021年1月). 「バイオ燃料生産のためのハイスループット微細藻類スクリーニングのための、アクセスが容易なマイクロ流体チップ」. Energies . 14 (7): 1817. doi : 10.3390/en14071817 .
  40. ^ abc Groisman, Alex; Lobo, Caroline; Cho, HoJung; Campbell, J. Kyle; Dufour, Yann S.; Stevens, Ann M.; Levchenko, Andre (2005年9月). 「細菌および酵母細胞を用いた実験のためのマイクロ流体ケモスタット」. Nature Methods . 2 (9): 685– 689. doi :10.1038/nmeth784. ISSN  1548-7091. PMID  16118639. S2CID  6556619.
  41. ^ Haidas, Dominik; Napiorkowska, Marta; Schmitt, Steven; Dittrich, Petra S. (2020-03-03). 「MALDI-MSによる個別酵母培養における非侵襲的タンパク質分析のためのナノリットル液滴アレイの並列サンプリング」 .分析化学. 92 (5): 3810– 3818. doi :10.1021/acs.analchem.9b05235. ISSN  0003-2700. PMID  31990188. S2CID  210935049.
  42. ^ Cooper, Geoffrey M. (2000). 「シグナル伝達分子とその受容体」.細胞：分子論的アプローチ. 第2版.
  43. ^ Wordinger RJ, Clark AF (2008). 「成長因子と神経栄養因子の標的」. Ocular Therapeutics . Elsevier. pp.  87– 116. doi :10.1016/b978-012370585-3.50007-8. ISBN 978-0-12-370585-3。
  44. ^ 鳥居 KU (2004). 「植物におけるロイシンリッチリピート受容体キナーゼ：構造、機能、およびシグナル伝達経路」. International Review of Cytology . Vol. 234. Elsevier. pp.  1– 46. doi :10.1016/s0074-7696(04)34001-5. ISBN 978-0-12-364638-5. PMID  15066372。
  45. ^ Regier MC, Alarid ET, Beebe DJ (2016年6月). 「乳がんの多培養モデルにおける異型相互作用の理解に向けた進歩」. Integrative Biology . 8 (6): 684–92 . doi :10.1039/C6IB00001K. PMC 4993016. PMID 27097801  . 
  46. ^ Lyons RM, Keski-Oja J, Moses HL (1988年5月). 「線維芽細胞培養上清からの潜在性形質転換成長因子βのタンパク質分解活性化」. The Journal of Cell Biology . 106 (5): 1659–65 . doi :10.1083/jcb.106.5.1659. PMC 2115066. PMID  2967299 . 
  47. ^ Bogdanowicz DR, Lu HH (2013年4月). 「共培養における細胞間コミュニケーションの研究」. Biotechnology Journal . 8 (4): 395–6 . doi :10.1002/biot.201300054. PMC 4230534. PMID 23554248  . 
  48. ^ Gandolfi F, Moor RM (1987年9月). 「ヒツジにおける卵管上皮細胞との共培養による初期胚発育の促進」. Journal of Reproduction and Fertility . 81 (1): 23–8 . doi : 10.1530/jrf.0.0810023 . PMID  3668954.
  49. ^ ab Benam KH, Villenave R, Lucchesi C, Varone A, Hubeau C, Lee HH, et al. (2016年2月). 「小型エアウェイオンチップによるヒト肺炎症および薬物反応のin vitro解析」Nature Methods 13 (2): 151–7 . doi :10.1038/nmeth.3697. PMID  26689262. S2CID  13239849.
  50. ^ abcdefghi Álvarez-García YR, Ramos-Cruz KP, Agostini-Infanzón RJ, Stallcop LE, Beebe DJ, Warrick JW, Domenech M (2018年10月). 「多細胞型相互作用のシンプルかつ柔軟な研究のためのオープンマルチカルチャープラットフォーム」. Lab on a Chip . 18 (20): 3184– 3195. doi :10.1039/C8LC00560E. PMC 8815088. PMID 30204194  . 
  51. ^ ab Hatherell K, Couraud PO, Romero IA, Weksler B, Pilkington GJ (2011年8月). 「単一培養、共培養、および三重培養Transwellモデルを用いた3次元全ヒト血液脳関門in vitroモデルの開発」Journal of Neuroscience Methods . 199 (2): 223–9 . doi :10.1016/j.jneumeth.2011.05.012. PMID  21609734. S2CID  6512165.
  52. ^ ab Huh D, Matthews BD, Mammoto A, Montoya-Zavala M, Hsin HY, Ingber DE (2010年6月). 「チップ上で臓器レベルの肺機能を再構成する」. Science . 328 (5986): 1662–8 . Bibcode :2010Sci...328.1662H. doi :10.1126/science.11 ​​88302. PMC 8335790. PMID  20576885. S2CID  11011310. 
  53. ^ ab Wang IE, Shan J, Choi R, Oh S, Kepler CK, Chen FH, Lu HH (2007年12月). 「靭帯骨接合部の形成における骨芽細胞-線維芽細胞相互作用の役割」. Journal of Orthopaedic Research . 25 (12): 1609–20 . doi : 10.1002/jor.20475 . PMID  17676622. S2CID  22463821.
  54. ^ abcd Zhang T, Lih D, Nagao RJ, Xue J, Berthier E, Himmelfarb J, et al. (2020年5月). 「オープンマイクロ流体共培養により、ヒト腎上皮細胞からの傍分泌シグナル伝達が内皮細胞の腎特異性を促進することが明らかになった」. American Journal of Physiology. 腎生理学. 319 (1): F41 – F51 . doi :10.1152/ajprenal.00069.2020. PMC 7468832. PMID  32390509 .  
  55. ^ Regier MC, Maccoux LJ, Weinberger EM, Regehr KJ, Berry SM, Beebe DJ, Alarid ET (2016年8月). 「単培養から共培養、そして三培養への移行は、乳がん、間質性、免疫コンパートメントにおける遺伝子発現に独自の影響を及ぼす」. Biomedical Microdevices . 18 (4) 70. doi :10.1007/s10544-016-0083-x. PMC 5076020. PMID  27432323 . 
  56. ^ Theberge AB, Yu J, Young EW, Ricke WA, Bushman W, Beebe DJ (2015年3月). 「血管新生における生体分子シグナル伝達を解析するためのマイクロ流体マルチカルチャーアッセイ」.分析化学. 87 (6): 3239–46 . doi :10.1021/ac503700f. PMC 4405103. PMID 25719435  . 
  57. ^ ab Tumarkin E、Tzadu L、Csaszar E、Seo M、Zhang H、Lee A、他。 （2011年6月）。「マイクロ流体工学を使用したハイスループットのコンビナトリアル細胞共培養」。統合生物学。3 (6): 653–62 .土井:10.1039/c1ib00002k。PMID  21526262。
  58. ^ Chung S, Sudo R, Mack PJ, Wan CR, Vickerman V, Kamm RD (2009年1月). 「マイクロ流体プラットフォームにおける共培養条件下での足場への細胞遊走」 . Lab on a Chip . 9 (2): 269–75 . doi :10.1039/B807585A. PMID  19107284.
  59. ^ Liu T, Lin B, Qin J (2010年7月). 「癌関連線維芽細胞はマイクロ流体3D共培養デバイス上で腫瘍スフェロイド浸潤を促進する」 . Lab on a Chip . 10 (13): 1671–7 . doi :10.1039/c000022a. PMID  20414488.
  60. ^ Frimat JP, Becker M, Chiang YY, Marggraf U, Janasek D, Hengstler JG, et al. (2011年1月). 「単一細胞共培養のための細胞バルブ付きマイクロ流体アレイ」 . Lab on a Chip . 11 (2): 231–7 . doi :10.1039/C0LC00172D. PMID  20978708.
  61. ^ ab Berthier E, Young EW, Beebe D (2012年4月). 「エンジニアはPDMSの世界から、生物学者はポリスチレンの世界から」 . Lab on a Chip . 12 (7): 1224–37 . doi :10.1039/c2lc20982a. PMID  22318426.
  62. ^ Lee Y, Choi JW, Yu J, Park D, Ha J, Son K, 他 (2018年8月). 「ウェル内マイクロフルイディクス：射出成形プラスチックアレイ3D培養プラットフォーム」 . Lab on a Chip . 18 (16): 2433– 2440. doi :10.1039/C8LC00336J. PMID  29999064.
  63. ^ abcd Berry SB, Zhang T, Day JH, Su X, Wilson IZ, Berthier E, Theberge AB (2017年12月). 「オープンマイクロ流体パターニングを用いたウェルプレートのアップグレード」 . Lab on a Chip . 17 (24): 4253– 4264. doi :10.1039/C7LC00878C. PMID  29164190.
  64. ^ ab Day JH, Nicholson TM, Su X, van Neel TL, Clinton I, Kothandapani A, et al. (2020年1月). 「ユーザーフレンドリーな共培養と顕微鏡観察のための射出成形オープンマイクロ流体ウェルプレートインサート」. Lab on a Chip . 20 (1): 107– 119. doi :10.1039/C9LC00706G. PMC 6917835. PMID 31712791  . 
  65. ^ コルッチョ、マリア・ローラ;ペロッツィエッロ、ヘラルド。マララ、ナタリア。パロッタ、エルビラ。張、彭。ジェンティーレ、フランチェスコ。タニア、リモンジ。ラージ、プシュパラニ・マイケル。クダ、ジャンニ。カンデロロ、パトリツィオ。ディ・ファブリツィオ、エンツォ（2019-03-01）。 「細胞培養および研究のためのマイクロ流体プラットフォーム」。マイクロエレクトロニクス工学。208 : 14–28 .土井: 10.1016/j.mee.2019.01.004。ISSN  0167-9317。S2CID  139526196。
  66. ^ ab Allen, Jared W.; Bhatia, Sangeeta N. (2003-05-05). 「in vitroにおける定常酸素勾配の形成：肝臓ゾーニングへの応用」. Biotechnology and Bioengineering . 82 (3): 253– 262. doi :10.1002/bit.10569. ISSN  0006-3592. PMID  12599251.
  67. ^ Chen, Yung-Ann; King, Andrew D.; Shih, Hsiu-Chen; Peng, Chien-Chung; Wu, Chueh-Yu; Liao, Wei-Hao; Tung, Yi-Chung (2011-11-07). 「空間的に限定された化学反応を用いた細胞培養用マイクロ流体デバイスにおける酸素勾配の生成」. Lab on a Chip . 11 (21): 3626– 3633. doi :10.1039/c1lc20325h. ISSN  1473-0189. PMID  21915399.
  68. ^ Toepke, Michael W.; Beebe, David J. (2006年12月). 「PDMSによる小分子の吸収とマイクロ流体応用における影響」. Lab on a Chip . 6 (12): 1484– 1486. doi :10.1039/b612140c. ISSN  1473-0197. PMID  17203151.
  69. ^ ペトル、スレピカ;トロストヴァ、シモナ。 Slepičková Kasálková、ニコラ。コルスカ、ズデニカ。マリンスキー、ペトル。マコバ、アンナ。バチャコバ、ルーシー;シュヴォルチク、ヴァーツラフ (2012-07-01)。「生体適合性を向上させるためのプラズマおよび熱処理によるポリメチルペンテンのナノ構造化」。ポリマーの分解と安定性。97 (7): 1075–1082。doi : 10.1016 /j.polymdegradstab.2012.04.013。ISSN  0141-3910。
  70. ^ Ochs, Christopher J.; Kasuya, Junichi; Pavesi, Andrea; Kamm, Roger D. (2013-12-23). 「細胞培養中の熱可塑性マイクロ流体デバイスにおける酸素レベル」. Lab on a Chip . 14 (3): 459– 462. doi :10.1039/C3LC51160J. ISSN  1473-0189. PMC 4305448. PMID 24302467  . 
  71. ^ ab Grist, Samantha M.; Chrostowski, Lukas; Cheung, Karen C. (2010). 「マイクロ流体細胞培養への応用のための光学式酸素センサー」Sensors (Basel, Switzerland) . 10 (10): 9286– 9316. Bibcode :2010Senso..10.9286G. doi : 10.3390/s101009286 . ISSN  1424-8220. PMC 3230974. PMID 22163408  . 
  72. ^ ab Meyvantsson, Ivar; Beebe, David J. (2008). 「マイクロ流体システムにおける細胞培養モデル」. Annual Review of Analytical Chemistry . 1 : 423– 449. Bibcode :2008ARAC....1..423M. doi :10.1146/annurev.anchem.1.031207.113042. ISSN  1936-1335. PMID  20636085.
  73. ^ Pearce, Thomas M.; Wilson, J. Adam; Oakes, S. George; Chiu, Shing-Yan; Williams, Justin C. (2005年1月). 「培養中の感覚ニューロンの温度クランプのための統合型マイクロ電極アレイとマイクロ流体デバイス」. Lab on a Chip . 5 (1): 97– 101. doi :10.1039/b407871c. ISSN  1473-0197. PMID  15616746.
  74. ^ Lee, Kevin S.; Boccazzi, Paolo; Sinskey, Anthony J.; Ram, Rajeev J. (2011-05-21). 「動的連続培養のための流量、酸素、温度制御機能を備えたマイクロ流体ケモスタットおよびタービドスタット」. Lab on a Chip . 11 (10): 1730– 1739. doi :10.1039/c1lc20019d. ISSN  1473-0189. PMID  21445442.
  75. ^ Hung, Paul J.; Lee, Philip J.; Sabounchi, Poorya; Lin, Robert; Lee, Luke P. (2005-01-05). 「高スループット細胞ベースアッセイのための連続灌流マイクロ流体細胞培養アレイ」. Biotechnology and Bioengineering . 89 (1): 1– 8. doi : 10.1002/bit.20289 . ISSN  0006-3592. PMID  15580587.
Retrieved from "https://en.wikipedia.org/w/index.php?title=Microfluidic_cell_culture&oldid=1301136277"