Órgano en un chip

Los dispositivos cerebro-en-un-chip son dispositivos que permiten el cultivo y la manipulación de tejidos relacionados con el cerebro a través de la microfabricación y la microfluídica mediante: 1) la mejora de la viabilidad del cultivo; 2) el apoyo a la detección de alto rendimiento para modelos simples; 3) el modelado de la fisiología y la enfermedad a nivel de tejido u órgano in vitro /ex vivo , y 4) la adición de alta precisión y capacidad de ajuste de los dispositivos microfluídicos. ^{[ 11 ] [ 12 ]} Los dispositivos cerebro-en-un-chip pueden abarcar múltiples niveles de complejidad en términos de metodología de cultivo celular y pueden incluir parénquima cerebral y/o tejidos de la barrera hematoencefálica. ^{[ 13 ]} Se han fabricado dispositivos utilizando plataformas que van desde el cultivo celular 2D tradicional hasta tejidos 3D en forma de cortes cerebrales organotípicos y, más recientemente, organoides.

Las secciones cerebrales organotípicas son un modelo in vitro que reproduce la fisiología in vivo con ventajas ópticas y de rendimiento adicionales, ^{[ 11 ]} por lo que se combinan bien con dispositivos microfluídicos. Las secciones cerebrales tienen ventajas sobre el cultivo celular primario, ya que se conserva la arquitectura del tejido y aún pueden ocurrir interacciones multicelulares. ^{[ 14 ] [ 15 ]} Su uso es flexible, ya que las secciones pueden utilizarse de forma aguda (menos de 6 horas después de su obtención) o cultivarse para su uso experimental posterior. Debido a que las secciones cerebrales organotípicas pueden mantener su viabilidad durante semanas, permiten estudiar los efectos a largo plazo. ^{[ 14 ]} Los sistemas basados ​​en secciones también proporcionan acceso experimental con un control preciso de los entornos extracelulares, lo que los convierte en una plataforma adecuada para correlacionar la enfermedad con los resultados neuropatológicos. ^{[ 15 ]} Las secciones cerebrales organotípicas pueden extraerse y cultivarse de múltiples especies animales (por ejemplo, ratas), pero también de humanos. ^{[ 16 ]}

Los dispositivos microfluídicos se han combinado con cortes organotípicos para mejorar la viabilidad del cultivo. El procedimiento estándar para cultivar cortes cerebrales organotípicos (de aproximadamente 300 micras de espesor) utiliza membranas semipermeables para crear una interfaz aire-medio, ^{[ 17 ]} pero esta técnica produce limitaciones de difusión de nutrientes y gases disueltos. Debido a que los sistemas microfluídicos introducen un flujo laminar de estos nutrientes y gases necesarios, el transporte mejora y se puede lograr una mayor viabilidad del tejido. ^{[ 12 ]} Además de mantener viables los cortes estándar, las plataformas de cerebro en un chip han permitido el cultivo exitoso de cortes cerebrales más gruesos (aproximadamente 700 micras), a pesar de una barrera de transporte significativa debido al espesor. ^{[ 18 ]} Como los cortes más gruesos conservan una arquitectura tisular más nativa, esto permite que los dispositivos de cerebro en un chip logren características más " similares a las in vivo " sin sacrificar la viabilidad celular. Los dispositivos microfluídicos permiten realizar análisis de alto rendimiento y evaluaciones toxicológicas tanto en cultivos 2D como en cortes, lo que conduce al desarrollo de nuevas terapias dirigidas al cerebro. ^{[ 11 ]} Un dispositivo fue capaz de analizar los fármacos pitavastatina e irinotecán de forma combinatoria en glioblastoma multiforme (la forma más común de cáncer cerebral humano). ^{[ 19 ]} Estos enfoques de análisis se han combinado con el modelado de la barrera hematoencefálica (BHE), un obstáculo importante que los fármacos deben superar al tratar el cerebro, lo que permite estudiar la eficacia de los fármacos a través de esta barrera in vitro . ^{[ 20 ] [ 21 ] [ 22 ]} Se han utilizado sondas microfluídicas para administrar colorantes con alta precisión regional, lo que abre el camino a la microperfusión localizada en aplicaciones de fármacos. ^{[ 23 ] [ 24 ]} Los modelos in vitro de BBB microfluídicos replican un entorno 3D para células incrustadas (lo que proporciona un control preciso del entorno celular y extracelular), replican el esfuerzo cortante, tienen una morfología más relevante desde el punto de vista fisiológico en comparación con los modelos 2D y permiten la fácil incorporación de diferentes tipos de células en el dispositivo. ^{[ 25 ]} Debido a que los dispositivos microfluídicos pueden diseñarse con accesibilidad óptica, esto también permite la visualización de la morfología y los procesos en regiones específicas o células individuales. ^{[ 26 ]}Los sistemas de cerebro en un chip pueden modelar la fisiología a nivel de órgano en enfermedades neurológicas, como la enfermedad de Alzheimer , la enfermedad de Parkinson y la esclerosis múltiple , con mayor precisión que las técnicas tradicionales de cultivo celular en 2D y 3D. ^{[ 27 ] [ 28 ]} La capacidad de modelar estas enfermedades de una manera que sea indicativa de las condiciones in vivo es esencial para la traslación de terapias y tratamientos. ^{[ 12 ] [ 11 ]} Además, los dispositivos de cerebro en un chip se han utilizado para diagnósticos médicos, como en la detección de biomarcadores para el cáncer en cortes de tejido cerebral. ^{[ 29 ]}

Los dispositivos de cerebro en un chip pueden causar estrés de cizallamiento en células o tejidos debido al flujo a través de pequeños canales, lo que puede provocar daño celular. ^{[ 12 ]} Estos pequeños canales también introducen susceptibilidad al atrapamiento de burbujas de aire que pueden interrumpir el flujo y potencialmente causar daño a las células. ^{[ 30 ]} El uso generalizado de PDMS ( polidimetilsiloxano ) en dispositivos de cerebro en un chip tiene algunos inconvenientes. Aunque el PDMS es barato, maleable y transparente, las proteínas y las moléculas pequeñas pueden ser absorbidas por él y luego liberarse a tasas incontroladas. ^{[ 12 ]}

A pesar de los avances en los dispositivos microfluídicos para el estudio de la barrera hematoencefálica, estos dispositivos suelen ser demasiado complejos desde el punto de vista técnico, requieren configuraciones y equipos altamente especializados y no permiten detectar diferencias temporales y espaciales en la cinética de transporte de sustancias que migran a través de las barreras celulares. Además, las mediciones directas de la permeabilidad en estos modelos son limitadas debido a la perfusión restringida y a la geometría compleja y poco definida de la red microvascular recién formada. ^{[ 25 ]}

El intestino humano en un chip contiene dos microcanales separados por una membrana flexible y porosa recubierta de matriz extracelular (ECM) y revestida por células epiteliales intestinales: Caco-2, que se ha utilizado ampliamente como barrera intestinal. ^{[ 31 ] [ 32 ]} Las células Caco-2 se cultivan bajo diferenciación espontánea de su célula parental, un adenocarcinoma de colon humano , que representa el modelo de las propiedades protectoras y absorbentes del intestino. ^{[ 31 ]} Los microcanales están fabricados con polímero de polidimetilsiloxano (PDMS). ^{[ 32 ]} Para imitar el microambiente intestinal, se diseña un flujo de fluido similar a la peristalsis. ^{[ 32 ]} Al inducir succión en las cámaras de vacío a lo largo de ambos lados de la bicapa del canal celular principal, se desarrolla una tensión mecánica cíclica de estiramiento y relajación para imitar los comportamientos intestinales. ^{[ 32 ]} Además, las células experimentan morfogénesis y diferenciación espontánea de las vellosidades, lo que generaliza las características de las células intestinales. ^{[ 32 ] [ 33 ]} Bajo el andamiaje tridimensional de las vellosidades, las células no solo proliferan, sino que también se mejoran las actividades metabólicas. ^{[ 34 ]} Otro actor importante en el intestino son los microbios, es decir, la microbiota intestinal . Muchas especies microbianas en la microbiota intestinal son anaerobias estrictas. Para cocultivar estos anaerobios intolerantes al oxígeno con las células intestinales favorables al oxígeno, se diseñó un intestino en un chip fabricado con polisulfona. ^{[ 35 ]} El sistema mantuvo el cocultivo de células epiteliales del colon, células caliciformes y bacterias Faecalibacterium prausnitzii , Eubacterium rectale y Bacteroides thetaiotaomicron . ^{[ 35 ]}

La administración oral es uno de los métodos más comunes para la administración de medicamentos. Permite a los pacientes, especialmente a los ambulatorios, autoadministrarse los fármacos con una mínima posibilidad de experimentar reacciones adversas agudas y, en la mayoría de los casos, sin dolor. Sin embargo, la acción del fármaco en el organismo puede verse influenciada en gran medida por el efecto de primer paso . El intestino, que desempeña un papel importante en el sistema digestivo humano, determina la eficacia de un fármaco al absorber selectivamente sus propiedades químicas y biológicas. ^{[ 36 ]} Si bien el desarrollo de nuevos fármacos es costoso y requiere mucho tiempo, el hecho de que la tecnología de intestino en un chip alcance un alto nivel de rendimiento ha reducido significativamente los costos y el tiempo de investigación y desarrollo de nuevos fármacos. ^{[ 37 ]}

Aunque la causa de la enfermedad inflamatoria intestinal (EII) es desconocida, su fisiopatología involucra la microbiota intestinal . ^{[ 38 ]} Los métodos actuales para inducir la EII utilizan señales inflamatorias para activar las células Caco-2. Se encontró que el epitelio intestinal experimentó una reducción en la función de barrera y un aumento en las concentraciones de citocinas. ^{[ 37 ]} El intestino en un chip permitió evaluar el transporte, la absorción y la toxicidad de los fármacos, así como posibles avances en el estudio de la patogénesis y las interacciones en el microambiente en general. ^{[ 39 ]} Las células inmunitarias son esenciales para mediar los procesos inflamatorios en muchos trastornos gastrointestinales; un sistema reciente de intestino en un chip también incluye múltiples células inmunitarias, por ejemplo, macrófagos, células dendríticas y células T CD4+ en el sistema. ^{[ 40 ]} Además, el intestino en un chip permite probar los efectos antiinflamatorios de las especies bacterianas. ^{[ 35 ]}

El chip se utilizó para modelar in vitro la lesión intestinal humana inducida por radiación, ya que reproducía las lesiones tanto a nivel celular como tisular. Las lesiones incluyen, entre otras: inhibición de la producción de moco, promoción del embotamiento de las vellosidades y distorsión de las microvellosidades. ^{[ 41 ]}

Se están diseñando dispositivos pulmonares en chips con el fin de mejorar la relevancia fisiológica de los modelos in vitro existentes de la interfaz alvéolo - capilar . ^{[ 42 ]} Este microdispositivo multifuncional puede reproducir propiedades estructurales, funcionales y mecánicas clave de la interfaz alvéolo-capilar humana (es decir, la unidad funcional fundamental del pulmón vivo).

Dongeun Huh, del Instituto Wyss de Ingeniería de Inspiración Biológica de Harvard, describe la fabricación de un sistema que contiene dos microcanales muy próximos, separados por una fina membrana  flexible porosa (10 μm) de PDMS . ^{[ 43 ]} El dispositivo consta principalmente de tres microcanales, y solo el del medio contiene la membrana porosa. Se cultivaron células a ambos lados de la membrana: células epiteliales alveolares humanas en un lado y células endoteliales microvasculares pulmonares humanas en el otro.

La compartimentación de los canales facilita no solo el flujo de aire como fluido que transporta células y nutrientes a la superficie apical del epitelio, sino que también permite la existencia de diferencias de presión entre los canales centrales y laterales. Durante la inspiración normal en el ciclo respiratorio humano , la presión intrapleural disminuye, lo que provoca la expansión de los alvéolos. A medida que el aire entra en los pulmones, el epitelio alveolar y el endotelio acoplado en los capilares se estiran. Dado que se conecta un vacío a los canales laterales, una disminución de la presión provocará la expansión del canal central, estirando así la membrana porosa y, posteriormente, toda la interfaz alvéolo-capilar. El movimiento dinámico impulsado por la presión que produce el estiramiento de la membrana, también descrito como una tensión mecánica cíclica (con un valor aproximado del 10 %), aumenta significativamente la tasa de translocación de nanopartículas a través de la membrana porosa, en comparación con una versión estática de este dispositivo y con un sistema de cultivo Transwell.

Para validar completamente la precisión biológica de un dispositivo, se deben evaluar sus respuestas en todo el órgano. En este caso, los investigadores infligieron lesiones a las células:

• Inflamación pulmonar : Las respuestas inflamatorias pulmonares implican una estrategia de múltiples pasos, pero junto con una mayor producción de células epiteliales y una liberación temprana de citocinas , la interfaz debería experimentar un mayor número de moléculas de adhesión leucocitaria . ^{[ 44 ]} En el experimento de Huh, la inflamación pulmonar se simuló introduciendo un medio que contenía un potente mediador proinflamatorio. Tan solo horas después de que se produjera la lesión, las células en el dispositivo microfluídico sometido a una tensión cíclica reaccionaron de acuerdo con la respuesta biológica previamente mencionada.
• Infección pulmonar : Se utilizó la bacteria E. coli viva para demostrar cómo el sistema puede imitar la respuesta celular innata a una infección pulmonar bacteriana . Las bacterias se introdujeron en la superficie apical del epitelio alveolar. En cuestión de horas, se detectaron neutrófilos en el compartimento alveolar, lo que indica que habían migrado desde el microcanal vascular donde la membrana porosa había fagocitado las bacterias.

Además, los investigadores creen que el valor potencial de este sistema de pulmón en un chip será útil en aplicaciones toxicológicas. Al investigar la respuesta pulmonar a las nanopartículas , esperan comprender mejor los riesgos para la salud en ciertos entornos y corregir modelos in vitro previamente simplificados. Dado que un pulmón en un chip microfluídico puede reproducir con mayor exactitud las propiedades mecánicas de un pulmón humano vivo, sus respuestas fisiológicas serán más rápidas y precisas que las de un sistema de cultivo Transwell . Sin embargo, estudios publicados admiten que las respuestas de un pulmón en un chip aún no reproducen completamente las de las células epiteliales alveolares nativas.

Los intentos previos por replicar el entorno del tejido cardíaco in vivo han resultado complicados debido a las dificultades para imitar la contractilidad y las respuestas electrofisiológicas . Estas características aumentarían considerablemente la precisión de los experimentos in vitro.

La microfluídica ya ha contribuido a experimentos in vitro con cardiomiocitos , que generan los impulsos eléctricos que controlan la frecuencia cardíaca . ^{[ 45 ]} Por ejemplo, los investigadores han construido una matriz de microcámaras de PDMS , alineadas con sensores y electrodos de estimulación como herramienta para monitorizar electroquímica y ópticamente el metabolismo de los cardiomiocitos. ^{[ 46 ]} Otro laboratorio en un chip combinó de forma similar una red microfluídica en PDMS con microelectrodos planares, esta vez para medir potenciales extracelulares de cardiomiocitos murinos adultos individuales . ^{[ 47 ]}

Un diseño reportado de un corazón en un chip afirma haber construido "un medio eficiente para medir las relaciones estructura-función en construcciones que replican las arquitecturas tisulares jerárquicas del músculo cardíaco laminar". ^{[ 48 ]} Este chip determina que la alineación de los miocitos en el aparato contráctil hecho de tejido cardíaco y el perfil de expresión genética (afectado por la forma y la deformación de la estructura celular) contribuye a la fuerza producida en la contractilidad cardíaca. Este corazón en un chip es una construcción biohíbrida: un miocardio ventricular anisotrópico diseñado es una película delgada elastomérica .

El proceso de diseño y fabricación de este dispositivo microfluídico en particular implica primero cubrir los bordes de una superficie de vidrio con cinta (o cualquier película protectora) para contornear la forma deseada del sustrato. Luego se aplica una capa de recubrimiento por centrifugación de PNIPA . Después de su disolución, la película protectora se retira, lo que da como resultado un cuerpo autoportante de PNIPA. Los pasos finales implican el recubrimiento por centrifugación de la superficie protectora de PDMS sobre el cubreobjetos y el curado. Las películas delgadas musculares (MTF) permiten diseñar monocapas de músculo cardíaco en un sustrato delgado y flexible de PDMS. ^{[ 49 ]} Para sembrar adecuadamente el cultivo celular 2D, se utilizó una técnica de impresión por microcontacto para colocar un patrón de "pared de ladrillos" de fibronectina en la superficie de PDMS. Una vez que los miocitos ventriculares se sembraron en el sustrato funcionalizado, el patrón de fibronectina los orientó para generar una monocapa anisotrópica.

Tras cortar las películas delgadas en dos filas con dientes rectangulares y colocar el dispositivo completo en un baño, los electrodos estimulan la contracción de los miocitos mediante estimulación de campo  , curvando así las tiras/dientes del MTF. Los investigadores han desarrollado una correlación entre la tensión tisular y el radio de curvatura de las tiras del MTF durante el ciclo contráctil, validando el chip demostrado como una "plataforma para la cuantificación de la tensión, la electrofisiología y la arquitectura celular". ^{[ 48 ]}

Mientras que los investigadores se han centrado en cultivos celulares 2D , ^{[ 50 ] [ 51 ] [ 52 ]} las construcciones celulares 3D imitan mejor el entorno in vivo ^{[ 53 ]} y las interacciones (por ejemplo, célula a célula ) que ocurren en el cuerpo humano ^{[ 54 ]} . Por lo tanto, se consideran modelos prometedores para estudios como toxicología ^{[ 55 ]} y respuesta a fármacos . ^{[ 54 ]} Basándose en el estudio de Chen et al., ^{[ 56 ]} las interacciones de las células endoteliales / intersticiales valvulares ( V EC / V IC ) se estudian mediante un dispositivo microfluídico 3D de PDMS - vidrio con un canal superior por el que fluyen V EC bajo tensión de corte , una membrana con poros uniformes y un canal inferior que contiene hidrogel V IC . ^{[ 56 ]} Se verifica que las V EC restringen la diferenciación de miofibroblastos V IC mórbidos , con una supresión reforzada por la tensión de corte . ^{[ 56 ]}

Otro diseño de corazón en un chip microfluídico 3D de PDMS ^{[ 54 ]} genera entre un 10 % y un 15 % de deformaciones mecánicas cíclicas uniaxiales . El dispositivo consta de un cultivo celular con postes colgantes para su confinamiento y un compartimento de actuación con postes de andamiaje para evitar el pandeo del PDMS , junto con la imitación de la señal de presión del ciclo cardíaco . ^{[ 54 ]} Los tejidos cardíacos microingenierizados de ratas neonatales (μECT) estimulados por este diseño muestran una mejora en el latido sincrónico, la proliferación , la maduración y la viabilidad en comparación con el control no estimulado. ^{[ 54 ]} Se observa que la tasa de contracción de los cardiomiocitos derivados de células madre pluripotentes inducidas humanas (hiPSC-CM) se acelera con 100 veces menos isoprenalina , un tratamiento para el bloqueo cardíaco , cuando se tiene una señal de estimulación eléctrica (+ES) en comparación con la ausencia de ES. ^{[ 54 ]}

Los microchips 3D de corazón en un chip también han facilitado la investigación de enfermedades cardíacas . Por ejemplo, la hipertrofia y la fibrosis cardíacas se estudian mediante el nivel de biomarcadores respectivos de los μECT estimulados mecánicamente, como el péptido natriurético auricular (ANP) para la primera ^{[ 57 ]} y el factor de crecimiento transformante β (TGF-β) para la segunda ^{[ 58 ]} . Asimismo, se obtiene información sobre la isquemia mediante la observación de potenciales de acción ^{[ 59 ]} .

Los enfoques microfluídicos utilizados para desentrañar mecanismos específicos a nivel de célula individual y de tejido son cada vez más sofisticados, al igual que los métodos de fabricación. La rápida difusión y disponibilidad de tecnología de impresión 3D de bajo costo y alta resolución está revolucionando este campo y abriendo nuevas posibilidades para la construcción de sistemas cardíacos y cardiovasculares personalizados para cada paciente. La confluencia de la impresión 3D de alta resolución, las células iPSC derivadas de pacientes y la inteligencia artificial promete avances significativos hacia la modelización cardíaca verdaderamente personalizada y, en última instancia, hacia una mejor atención al paciente. ^{[ 60 ]}

Las células renales y las nefronas ya se han simulado mediante dispositivos microfluídicos. "Estos cultivos celulares pueden proporcionar nuevos conocimientos sobre la función celular y orgánica y utilizarse para la detección de fármacos". ^{[ 61 ]} Un dispositivo de riñón en un chip tiene el potencial de acelerar la investigación sobre el reemplazo artificial de la función renal perdida . Actualmente, la diálisis requiere que los pacientes acudan a una clínica hasta tres veces por semana. Una forma de tratamiento más transportable y accesible no solo mejoraría la salud general del paciente (al aumentar la frecuencia del tratamiento), sino que todo el proceso sería más eficiente y tolerable. ^{[ 62 ]} La investigación sobre riñones artificiales se esfuerza por dotar a los dispositivos de transportabilidad, portabilidad y, posiblemente, capacidad de implantación mediante disciplinas innovadoras: microfluídica, miniaturización y nanotecnología. ^{[ 63 ]}

La nefrona es la unidad funcional del riñón y está compuesta por un glomérulo y un componente tubular. ^{[ 64 ]} Investigadores del MIT afirman haber diseñado un dispositivo bioartificial que replica la función del glomérulo, el túbulo contorneado proximal y el asa de Henle de la nefrona .

Cada parte del dispositivo tiene un diseño único, que generalmente consiste en dos capas microfabricadas separadas por una membrana. La única entrada al dispositivo microfluídico está diseñada para la muestra de sangre . En la sección del glomérulo de la nefrona, la membrana permite el paso de ciertas partículas sanguíneas a través de su pared de células capilares, compuesta por el endotelio, la membrana basal y los podocitos epiteliales. El líquido que se filtra de la sangre capilar al espacio de Bowman se denomina filtrado u orina primaria . ^{[ 65 ]}

En los túbulos, algunas sustancias se añaden al filtrado como parte de la formación de orina, y otras se reabsorben del filtrado y vuelven a la sangre. El primer segmento de estos túbulos es el túbulo contorneado proximal. Aquí es donde tiene lugar la absorción casi completa de sustancias nutricionalmente importantes. En el dispositivo, esta sección es simplemente un canal recto, pero las partículas de sangre que van al filtrado deben atravesar la membrana mencionada anteriormente y una capa de células del túbulo proximal renal. El segundo segmento de los túbulos es el asa de Henle, donde tiene lugar la reabsorción de agua e iones de la orina. Los canales en bucle del dispositivo buscan simular el mecanismo de contracorriente del asa de Henle. Asimismo, el asa de Henle requiere varios tipos de células diferentes, ya que cada tipo celular tiene propiedades y características de transporte distintas. Estas incluyen las células de la rama descendente , las células de la rama ascendente delgada , las células de la rama ascendente gruesa , las células del conducto colector cortical y las células del conducto colector medular . ^{[ 64 ]}

Un paso hacia la validación de la simulación del comportamiento completo de filtración y reabsorción de una nefrona fisiológica por parte del dispositivo microfluídico consistiría en demostrar que las propiedades de transporte entre la sangre y el filtrado son idénticas en cuanto a dónde ocurren y qué sustancias son permitidas por la membrana. Por ejemplo, la gran mayoría del transporte pasivo de agua ocurre en el túbulo proximal y la rama descendente delgada, o el transporte activo de NaCl ocurre principalmente en el túbulo proximal y la rama ascendente gruesa. Los requisitos de diseño del dispositivo exigirían que la fracción de filtración en el glomérulo varíe entre el 15 y el 20 %, o que la reabsorción por filtración en el túbulo contorneado proximal varíe entre el 65 y el 70 %, y finalmente que la concentración de urea en la orina (recogida en una de las dos salidas del dispositivo) varíe entre 200 y 400 mM. ^{[ 66 ]}

Un informe reciente ilustra una nefrona biomimética en dispositivos microfluídicos de hidrogel, estableciendo la función de difusión pasiva. ^{[ 67 ]} La compleja función fisiológica de la nefrona se logra mediante interacciones entre vasos y túbulos (ambos son canales huecos). ^{[ 68 ]} Sin embargo, las técnicas de laboratorio convencionales suelen centrarse en estructuras 2D, como las placas de Petri, que carecen de la capacidad de reproducir la fisiología real que ocurre en 3D. Por lo tanto, los autores desarrollaron un nuevo método para fabricar microcanales funcionales, con revestimiento celular y perfundibles dentro de un hidrogel 3D. Las células endoteliales vasculares y epiteliales renales se cultivan dentro del microcanal de hidrogel y forman una cobertura celular para imitar vasos y túbulos, respectivamente. Emplearon un microscopio confocal para examinar la difusión pasiva de una pequeña molécula orgánica (generalmente fármacos) entre los vasos y túbulos en el hidrogel. El estudio demuestra el potencial beneficioso para imitar la fisiología renal para la medicina regenerativa y la detección de fármacos.

El hígado es un órgano fundamental del metabolismo y está relacionado con el almacenamiento de glucógeno, la descomposición de los glóbulos rojos, la síntesis de ciertas proteínas y hormonas, y la desintoxicación . ^{[ 70 ]} Dentro de estas funciones, su respuesta de desintoxicación es esencial para el desarrollo de nuevos fármacos y los ensayos clínicos . Además, debido a sus múltiples funciones, el hígado es propenso a muchas enfermedades, y las enfermedades hepáticas se han convertido en un desafío global. ^{[ 71 ]}

Los dispositivos de hígado en un chip utilizan técnicas microfluídicas para simular el sistema hepático imitando lobulillos hepáticos complejos que involucran funciones hepáticas. Los dispositivos de hígado en un chip proporcionan un buen modelo para ayudar a los investigadores a trabajar en la disfunción y patogénesis del hígado con un costo relativamente bajo. Los investigadores utilizan hepatocitos primarios de rata y otras células no parenquimatosas. ^{[ 72 ] [ 73 ] [ 74 ]} Este método de cocultivo se ha estudiado ampliamente y se ha demostrado que es beneficioso para extender el tiempo de supervivencia de los hepatocitos y apoyar el desempeño de funciones específicas del hígado. ^{[ 73 ]} Muchos sistemas de hígado en un chip están hechos de poli(dimetilsiloxano) (PDMS) con múltiples canales y cámaras según un diseño y objetivo específicos. ^{[ 72 ] [ 73 ] [ 74 ]} El PDMS se utiliza y se ha vuelto popular porque tiene un precio relativamente bajo para las materias primas, y también es fácil de moldear para dispositivos microfluídicos. ^{[ 75 ]} Pero el PDMS puede absorber moléculas de señalización importantes, incluidas proteínas y hormonas. Otros materiales más inertes, como la polisulfona o el policarbonato, se utilizan en los chips de hígado. ^{[ 76 ]}

Un estudio realizado por investigadores de Emulate evaluó las ventajas de utilizar chips hepáticos para predecir lesiones hepáticas inducidas por fármacos, lo que podría reducir los altos costos y el tiempo necesarios en los flujos de trabajo / procesos de desarrollo de fármacos , a veces descritos como la "crisis de productividad" de la industria farmacéutica . ^{[ 77 ] [ 69 ]} Posteriormente, Zaher Nahle describió 12 "razones por las que los sistemas microfisiológicos (MPS), como los chips de órganos, son mejores para modelar enfermedades humanas". ^{[ 77 ]}

Un diseño de Kane et al. cocultiva hepatocitos primarios de rata y fibroblastos 3T3-J2 en una matriz de 8x8 pocillos microfluídicos. ^{[ 72 ]} Cada pocillo se divide en dos cámaras. La cámara primaria contiene hepatocitos de rata y fibroblastos 3T3-J2 y está hecha de vidrio para la adhesión celular. Cada cámara primaria está conectada a una red microfluídica que suministra sustrato metabólico y elimina subproductos metabólicos. Una  membrana de PDMS de 100 μm de espesor separa la cámara primaria de la secundaria, lo que permite conectar la cámara secundaria a otra red microfluídica que perfunde  aire ambiente a 37 °C con un 10 % de dióxido de carbono, produciendo intercambio de aire para los hepatocitos de rata. La producción de urea y proteína en estado estacionario demuestra la viabilidad de este dispositivo para su uso en estudios de toxicidad de alto rendimiento. ^{[ 72 ]}

Otro diseño de Kang et al. consiste en el cocultivo de hepatocitos primarios de rata y células endoteliales . ^{[ 73 ]} Primero se crea un canal único. Luego, los hepatocitos y las células endoteliales se colocan en el dispositivo y se separan mediante una fina capa de Matrigel . El sustrato metabólico y los subproductos metabólicos comparten este canal para su suministro o eliminación. Posteriormente, se crea un canal doble, y las células endoteliales y los hepatocitos tienen sus propios canales para suministrar el sustrato o eliminar el subproducto. La producción de urea y el resultado positivo en la prueba de replicación del virus de la hepatitis B (VHB) demuestran su potencial para el estudio de virus hepatotrópicos. ^{[ 73 ]}

Existen otras aplicaciones para el hígado en un chip. Lu et al. desarrollaron un modelo de tumor hepático en un chip. El tumor hepático biomimético en un chip basado en matriz hepática descelularizada (DLM) y metacriloilgelatina (GelMA) demostró ser un diseño adecuado para estudios antitumorales posteriores. ^{[ 74 ]} Zhou et al. analizaron las lesiones inducidas por el alcohol en los hepatocitos, así como la señalización y la recuperación. ^{[ 78 ]} También ha sido posible desarrollar chips de cocultivo que pueden utilizarse para estudiar las interacciones metabólicas. ^{[ 79 ]}

El hígado en un chip ha demostrado su gran potencial para la investigación relacionada con el hígado. Los objetivos futuros para los dispositivos de hígado en un chip se centran en reproducir un entorno hepático más realista, incluyendo reactivos en fluidos, tipos de células, prolongación del tiempo de supervivencia, etc. ^{[ 73 ]}

La recreación del epitelio prostático está motivada por la evidencia que sugiere que es el sitio de nucleación en la metástasis del cáncer. ^{[ 80 ] [ 81 ]} Estos sistemas sirven esencialmente como el siguiente paso en el desarrollo de células cultivadas desde ratones hasta cultivos de células humanas bidimensionales y posteriormente tridimensionales. ^{[ 82 ] [ 8 ]} Los desarrollos de PDMS han permitido la creación de sistemas microfluídicos que ofrecen el beneficio de una topografía ajustable, intercambio de gases y líquidos , así como una facilidad de observación mediante microscopía convencional. ^{[ 83 ]}

Investigadores de la Universidad Grenoble Alpes han descrito una metodología que utiliza un sistema microfluídico para intentar construir un modelo viable de epitelio prostático. El enfoque se centra en una configuración de microcanales cilíndricos que imita la morfología de un conducto secretor humano, dentro del cual se encuentra el epitelio. ^{[ 84 ] [ 85 ]} Se evaluaron varios diámetros de microcanales para promover con éxito los cultivos celulares, y se observó que los diámetros de 150-400  μm fueron los más eficaces. Además, la adhesión celular se mantuvo durante toda la experimentación, a pesar de la introducción de estrés físico mediante variaciones en las corrientes microfluídicas.

El objetivo de estas construcciones es facilitar la recolección de líquido prostático, junto con la medición de las reacciones celulares a los cambios microambientales . ^{[ 86 ] [ 87 ]} Además, la próstata en un chip permite recrear escenarios de metástasis , lo que permite evaluar candidatos a fármacos y otros enfoques terapéuticos. ^{[ 88 ] [ 89 ]} La escalabilidad de este método también resulta atractiva para los investigadores, ya que el enfoque de molde reutilizable garantiza un bajo costo de producción. ^{[ 90 ]}

Las enfermedades cardiovasculares suelen ser causadas por cambios en la estructura y función de los vasos sanguíneos pequeños. Por ejemplo, las tasas de hipertensión autoinformadas sugieren que la incidencia está aumentando, según un informe de 2003 de la Encuesta Nacional de Examen de Salud y Nutrición . ^{[ 91 ]} Una plataforma microfluídica que simule la respuesta biológica de una arteria no solo podría permitir realizar cribados basados ​​en órganos con mayor frecuencia durante un ensayo de desarrollo de fármacos, sino también proporcionar una comprensión integral de los mecanismos subyacentes a los cambios patológicos en las arterias pequeñas y desarrollar mejores estrategias de tratamiento. Axel Gunther, de la Universidad de Toronto, sostiene que estos dispositivos basados ​​en MEMS podrían ayudar potencialmente en la evaluación del estado microvascular de un paciente en un entorno clínico ( medicina personalizada ). ^{[ 92 ]}

Los métodos convencionales utilizados para examinar las propiedades intrínsecas de los vasos de resistencia aislados (arteriolas y arterias pequeñas con diámetros que varían entre 30  μm y 300  μm) incluyen la técnica de miografía de presión . Sin embargo, estos métodos actualmente requieren personal especializado y no son escalables. Una arteria en un chip podría superar varias de estas limitaciones al integrar una arteria en una plataforma que sería escalable, económica y posiblemente automatizada en su fabricación.

Se ha desarrollado una plataforma microfluídica basada en órganos, a modo de laboratorio en un chip, sobre la cual se puede fijar un vaso sanguíneo frágil, lo que permite estudiar los factores determinantes de las disfunciones de las arterias de resistencia.

El microambiente arterial se caracteriza por la temperatura circundante, la presión transmural y las concentraciones de fármacos luminales y abluminales . Los múltiples estímulos del microambiente provocan una amplia gama de estímulos mecánicos o químicos en las células del músculo liso (CML) y las células endoteliales (CE) que recubren las paredes externas e luminales del vaso, respectivamente. Las células endoteliales son responsables de liberar factores vasoconstrictores y vasodilatadores , modificando así el tono. El tono vascular se define como el grado de constricción dentro de un vaso sanguíneo en relación con su diámetro máximo. ^{[ 93 ]} Los conceptos patogénicos actuales creen que los cambios sutiles en este microambiente tienen efectos pronunciados en el tono arterial y pueden alterar gravemente la resistencia vascular periférica . Los ingenieros detrás de este diseño creen que una ventaja específica reside en su capacidad para controlar y simular influencias espaciotemporales heterogéneas que se encuentran dentro del microambiente, mientras que los protocolos de miografía, en virtud de su diseño, solo han establecido microambientes homogéneos . ^{[ 92 ]} Demostraron que al administrar fenilefrina a través de solo uno de los dos canales que proporcionan superfusión a las paredes externas, el lado que mira hacia el fármaco se contrae mucho más que el lado opuesto al fármaco.

La arteria en un chip está diseñada para la implantación reversible de la muestra. El dispositivo contiene una red de microcanales, un área de carga de la arteria y un área de inspección de la arteria separada. Hay un microcanal que se utiliza para cargar el segmento arterial y, cuando el pozo de carga está sellado, también se utiliza como canal de perfusión , para replicar el proceso de suministro nutritivo de sangre arterial a un lecho capilar en el tejido biológico. ^{[ 94 ]} Otro par de microcanales sirve para fijar los dos extremos del segmento arterial. Finalmente, el último par de microcanales se utiliza para proporcionar caudales de superfusión, con el fin de mantener la actividad fisiológica y metabólica del órgano mediante el suministro de un medio de soporte constante sobre la pared abluminal. Un calentador termoeléctrico y una termorresistencia están conectados al chip y mantienen temperaturas fisiológicas en el área de inspección de la arteria.

El protocolo de carga y fijación de la muestra de tejido en la zona de inspección ayuda a comprender cómo este enfoque reconoce las funciones del órgano completo. Tras sumergir el segmento de tejido en el pozo de carga, el proceso se lleva a cabo mediante una jeringa que extrae un flujo constante de solución tampón en el extremo del canal de carga. Esto provoca el transporte de la arteria hacia su posición designada. Esto se realiza con las líneas de entrada y salida de fijación y superfusión cerradas. Tras detener la bomba , se aplica presión subatmosférica a través de uno de los canales de fijación. A continuación, tras sellar el pozo de carga, el segundo canal de fijación se somete a presión subatmosférica. Ahora la arteria se encuentra simétricamente ubicada en la zona de inspección y el segmento experimenta una presión transmural. Los canales restantes se abren y la perfusión y superfusión constantes se ajustan mediante bombas de jeringa independientes. ^{[ 92 ]}

Los modelos de vasos sanguíneos en chips se han aplicado para estudiar diversos procesos patológicos. Por ejemplo, Alireza Mashaghi y sus colaboradores desarrollaron un modelo para estudiar el síndrome hemorrágico viral, que implica la pérdida de la integridad vascular inducida por virus. Este modelo se utilizó para estudiar la enfermedad por el virus del Ébola y para investigar fármacos contra este virus. ^{[ 95 ]} En 2021, este enfoque se adaptó para modelar la fiebre de Lassa y demostrar los efectos terapéuticos del péptido FX-06 en la enfermedad por el virus de Lassa. ^{[ 96 ]}

La piel humana es la primera línea de defensa contra muchos patógenos y, a su vez, puede verse afectada por diversas enfermedades y problemas, como cánceres e inflamación. Por ello, las aplicaciones de la piel en un chip (SoC) incluyen la evaluación de productos farmacéuticos y cosméticos tópicos, el estudio de la patología de enfermedades cutáneas e inflamación ^{[ 97 ]} y la creación de ensayos celulares automatizados no invasivos para detectar la presencia de antígenos o anticuerpos que podrían indicar la presencia de un patógeno ^{[ 98 ]} . A pesar de la amplia variedad de aplicaciones potenciales, se ha investigado relativamente poco sobre el desarrollo de la piel en un chip en comparación con otros órganos en chips, como pulmones y riñones. ^{[ 99 ]} Problemas como el desprendimiento del andamiaje de colágeno de los microcanales, ^{[ 99 ]} la diferenciación celular incompleta, ^{[ 100 ]} y el uso predominante de poli(dimetilsiloxano) (PDMS) para la fabricación de dispositivos, que ha demostrado liberar sustancias químicas en muestras biológicas y no puede producirse en masa ^{[ 101 ]} dificultan la estandarización de una plataforma. Una dificultad adicional es la variabilidad del andamiaje de cultivo celular, o la sustancia base en la que se cultivan las células, que se utiliza en los dispositivos de piel en chip. En el cuerpo humano, esta sustancia se conoce como matriz extracelular.

La matriz extracelular (MEC) está compuesta principalmente de colágeno, y se han probado varios andamios a base de colágeno en modelos SoC. El colágeno tiende a desprenderse del soporte microfluídico durante el cultivo debido a la contracción de los fibroblastos . Un estudio intentó abordar este problema comparando las cualidades de andamios de colágeno de tres fuentes animales diferentes: piel de cerdo, cola de rata y patas de pato. ^{[ 99 ]} Otros estudios también enfrentaron problemas de desprendimiento debido a la contracción, lo que puede ser problemático considerando que el proceso de diferenciación completa de la piel puede tomar hasta varias semanas. ^{[ 99 ]} Los problemas de contracción se han evitado reemplazando el andamio de colágeno con una matriz dérmica a base de fibrina , que no se contrajo. ^{[ 101 ]} También se informó una mayor diferenciación y formación de capas celulares en el cultivo microfluídico en comparación con el cultivo estático tradicional, lo que concuerda con hallazgos anteriores de interacciones célula-célula y célula-matriz mejoradas debido a la perfusión dinámica, o mayor permeación a través de espacios intersticiales debido a la presión del flujo continuo del medio. ^{[ 11 ] [ 102 ]} Se cree que esta diferenciación y crecimiento mejorados son en parte producto del esfuerzo cortante creado por el gradiente de presión a lo largo de un microcanal debido al flujo de fluido, ^{[ 103 ]} que también puede mejorar el suministro de nutrientes a las células que no están directamente adyacentes al medio . En los cultivos estáticos, utilizados en los equivalentes de piel tradicionales, las células reciben nutrientes en el medio solo a través de difusión, mientras que la perfusión dinámica puede mejorar el flujo de nutrientes a través de los espacios intersticiales, o espacios entre células. ^{[ 103 ]} También se ha demostrado que esta perfusión mejora la formación de uniones estrechas del estrato córneo , la capa externa resistente de la epidermis, que es la principal barrera para la penetración de la capa superficial de la piel. ^{[ 104 ]}

La perfusión dinámica también puede mejorar la viabilidad celular, como se demostró al colocar un equivalente de piel comercial en una plataforma microfluídica que extendió la vida útil esperada en varias semanas. ^{[ 105 ]} Este estudio inicial también demostró la importancia de los folículos pilosos en los modelos de equivalentes de piel. Los folículos pilosos son la principal vía de acceso a la capa subcutánea para las cremas tópicas y otras sustancias aplicadas en la superficie de la piel, una característica que estudios más recientes a menudo no han tenido en cuenta. ^{[ 105 ]}

Un estudio desarrolló un SoC compuesto por tres capas ( epidermis , dermis y endotelio ), separadas por membranas porosas, para estudiar el edema , hinchazón debida a la acumulación de líquido extracelular, una respuesta común a la infección o lesión y un paso esencial para la reparación celular. Se demostró que la aplicación previa de Dex, una crema esteroidea con propiedades antiinflamatorias, redujo esta hinchazón en el SoC. ^{[ 97 ]}

El endometrio ha sido modelado por su papel en la implantación y otras etapas del embarazo . ^{[ 106 ]}