Muscular thin films for building actuators and powering devices-用来制作驱动器和驱动设备的肌肉薄膜

Muscular Thin Films for Building Actuators and Powering Devices 用来制作驱动器和驱动设备的肌肉薄膜用来制作驱动器和驱动设备的肌肉薄膜 我们论证了使用工程和合成聚合物薄膜的杂交材料的装配 这种结构是通 过在聚二甲硅氧烷薄膜上培养新生的老鼠心肌细胞而构建的 这种薄膜通过与 细胞外基质蛋白质微匹配产生空间的 二维的肌生成 这种结构 又叫肌肉薄 膜 当从热敏的聚合物剥离下来的时候采用功能的 三维的结构 并且设计成 能通过改变组织结构 薄膜形状和电气节奏来执行仿生功能 这些厘米级别的 具有良好的空间的和临时控制并且能够产生特定力 4毫牛 平方毫米 的结构 执行各种各样的功能 比如握紧 脉动 步行和游泳等功能 肌肉细胞是通过肌动蛋白驱动的 在激发收缩 EC 耦合的在空间和时间 相协调的微尺度线性驱动器 结构 功能关系在空间尺度的多个顺序 凭借分层 的结构 得以保全 conserved 这些结构通过胚胎发生结构程序获得 这 个程序负责连接一些列的过程 包括从sarcomeregenesis到支撑肌肉功能的生 物化学和电子网络的集成 肌肉驱动在很大频率范围 0 100HZ 空间尺度 5mm 1m 和力 5mN 1kN 人工肌肉能够满足生物肌肉的特定的 暂时的 空间的或者力的特征 但是并不能完全复制这些能力 也不能使用一 样的高密度能源 因此 工程肌肉有一个有吸引力的方法来建立驱动器和驱动 从微型到巨型的设备 使用工程组织的设备设计面临与治疗心脏组织工程学一样的技术挑战 其 中难度最大的是三维形态耦合方案 基于心肌细胞的组织工程心肌被植入凝胶 剂中 这种凝胶剂是通过凝胶片卷起来的 或者是从表面剥离下来的 已经展 现了制作驱动器 组织移植和驱动微设备的潜力 这种技术的使用受到设备的 形状的限制 但是最近的软光刻技术提供了心的技术来复制细胞和组织的在体 外的微环境 预示着一个得到使用二维设备获得三维功能的替代方案 我们推 断 为了模仿肌束的功能 一个二维的在一个独立的 灵活的薄膜上的工程化 肌肉组织在收缩过程中可能会有三个自由度 我们通过在聚二甲硅氧烷 PDMS 弹性薄膜 肌肉薄膜 MTFs 这种肌肉薄膜在肌发生过程中保持 平面 然后被塑造成三维 上培养新生的老鼠的心室的心肌细胞建立二维的非 向异性心肌组织 在同时收缩阶段缩短心肌细胞引起了PDMS薄膜在心脏收缩 阶段弯曲并且在舒张过程中回到它的初始形状 基于功过二维平面塑造复杂三 维够早的能力 我们推广其固有的心肌细胞的收缩来创造一系列的概念验证三 维模型和机器人设备 我们在纤连蛋白 FN 或者微接触印刷 uCP 表面植入分离的心室心肌 细胞设计了三种二维心肌组织 各向同性的 图1 A到C 二维各向异性的 图1 D到F 和一批离散的肌纤维 图1 G到I 每个组织类型都因为肌节 队列 也就是收缩性方向 和电动机械耦合 图S1 的显著差异而有各自的特 点 各向同性的二维心肌层没有细胞体 图1A 或者肌节 图1C 的网状队列 各向异性的二维心肌层有细胞体 图1D 和肌节 图1F 的单轴队列 这东西 是通过高密度和低密度的基于之前描述的方法的FN队列交替的uCP制造的 相 似地 离散肌肉纤维阵列是通过使用FN线和细胞体 图1G 与肌节 图1I 的 单轴队列的uCP制作的 然而 纤维间的电隔离阻止了一个纤维引发整个MTF 收缩 图S1 自发收缩 对于两种各向异性的组织来说 For both kinds of anisotropic tissue the FN lines served as geometric cues for the inter and intracellular organization of cardiomyocytes into a tissue and the uniaxial coupling of sarcomere ensembles over length scales from microns to centimeters 图 1 聚合薄膜通过旋转涂布一个热敏的聚乙烯 N Isopropylacrylamide PIPAAm 的在玻璃盖片上的牺牲层制作而成 然后在 PIPAAm 图 S2 上旋 转涂布一个 PDMS 薄膜 PDMS 膜的厚度收到 PDMS 预聚物的粘性的不同和旋转 涂布速度 图 S3 的控制 一旦处理完毕 心肌细胞就被种植到 FN 功能化的 PDMS PIPAAm 涂抹过的盖片并且在 37 下培养 4 到 6 天知道一个二维的心肌层 形成 在 37 温度下 PIPAAm 在接触水的时候是防水的并且保持固体 这样 能保证 PDMS 停留在盖片上面 当从细菌培养器中取出并且冷却到室温 22 时 预期的 MTF 形状使用解剖刀手动完成 利用水溶热敏 PIPAAm 层剥离 MTF 然后 PDMS 担当起二维组织的可分开的 生物相容的基片 一旦完全溶 解 MTF 自发形成一个三维的构造 而这种构造是受到它的膜的属性或者膜是 被塑造成更复杂的三维模型控制的 虽然心肌细胞提供了自发的或者步调的收 缩特性 PDMS 薄膜允许中尺度的功能性雕刻 具有恢复性的弹性和改进的操 纵特性 具体来讲 PDMS 膜的厚度决定了 MTF 的弯曲刚度 并且它的结构完 整性允许肌层不用破坏二维肌肉组织就能被塑造成为一系列的三维模型 MTF 的三维偏差取决于组织队列的相对于 PDMS 薄膜几何体 图 S4 和视频 S1 的方向 例如 在相似尺寸的矩形上 沿着宽 图 S4A 长 图 S4B 和 对角线 图 S4C 校准各向异性的二维心肌层导致沿着这些轴的沿着或者垂直 的最小变形的变形 这些结果表明了单轴肌节队列 图 1F 和收缩 图 S4 之 间的联系 一个心肌细胞和队列和纵向的和横向的在各项向异性的二维心肌层 的收缩速度相似的关系被报道过 为了检验我们的概念可能用于仿生学的功能的假设 我们制作了一个单振 子 软体机器人驱动器和能动的设备 这个设备能够行走和游泳 软体机器驱 动器通过控制过程参数和 EC 耦合使用 MTF 构建来描述这个独立的结构和收缩 动力学三维模型 薄膜厚度可能改变用来控制心脏舒张的 MTF 构造 Sylgard 184 PDMS 弹性纤维的弹性系数是 1 5MPa 而老鼠心肌细胞的弹性系数是大约 30kPa 这是两个不同的数量级 MTF 的弯曲刚度受到 PDMS 的控制 PDMS 范 围是从 0 5 到 30uN m 鉴于 PDMS 的厚度大于 25um MTF 在心脏舒张过程中 保持平面 与此相反 更薄的薄膜在 MTF 从盖片 图 2 上一剥离形成一个弯 曲的结构 这就定义了两个心脏收缩薄膜弯曲 延长的两个可能的模式 心肌 细胞在哪种平面上 凸面体或者凹面体 受到 PDMS 的加工温度的控制 二者 对应的温度分别为 22 或者 65 我们设计了一个二维形状的数量作为设计的 模板以便在从盖片剥离以后用来定义三维构造 当在凹面体表面的二维心肌层的 MTF 收缩时 膜的曲率半径会收缩 将膜 进一步弯曲到平面之外 例如 具有各向异性的二维组织的长的矩形条会沿着 它们的长 图 2A 在这个结构中 MTF 在自发的 周期收缩 视频 S2 中从 一个宽松的状态转变为一个微卷的状态 这个卷曲的 MTF 在心脏收缩峰值的产 生的力最少为 15kPa 这是通过计算对心脏收缩峰值的时候 MTF 曲率半径的测 量得到的 MTF 收缩比舒张要快 这个时间不对称是通过在对直径作为时间的 函数 图 2B 和视频 S2 描点画图而得到的 这种特性在无阀的粘性流体泵有 应用 这种粘性流体与脊椎动物胚胎心脏管的弹性动作或者水力弹性的阻抗相 似 更进一步说 这些卷曲的 MTF 令人想起心室的层压结构 这种心肌的各向 异性片材被包裹成为一个空腔 空腔的血容量在心脏收缩过程中会减少 当在凸面上具有二维心肌层的 MTF 的时候 薄膜的曲率半径增加 甚至颠 倒 在平面内弯曲薄膜 扩张 我们制作了螺旋形的 MTF 驱动器 这种驱动 器能够通过校准一个离散的肌肉纤维阵列偏离轴至 PDMS 矩形 图 2C 的长度 的 5 到 15 来实现循环 轴伸长和旋转功能 这些概念自发地采用这个螺旋 结构 就像一个纸做的管子 倾斜是由于各向异性的纵轴组织和薄膜的中线之 间的角度 MTF 的收缩导致螺旋倾斜的减小 此时还维持一个恒定的内部半径 视频 S3 产生 300um 的轴伸长和 50 的圆周旋转 图 2D 尽管这个与图 2A 中描述的卷曲层压结构形成对照 这个功能与心室舒张功能相一致 这恰恰 说明心室能够发挥泵的作用 我们构建了一个软体机器人钳子 它使用了电刺激方案来产生规定的力和 紧握半径 图 2E 和视频 S4 的 MTF 的收缩 在钳子的任意一边使用平行的 铂线电极和一个信号发生器控制的电压放大器 10V 10ms 脉冲宽度 和刺激 频率 能够产生一个电场 具体来说 步调频率从 0 25HZ 到 5 0HZ 进行调试来 控制钳子的心脏收缩弯曲并且保持纵向段规定的距离 图 2F 在收缩期间 钳 子的两端靠拢 直到他们接触到一起然后由于接触力的作用而停止 钳子是从 一个开状态转换到一个运动的状态 在心脏收缩期间通过增加步调率直到 MTF 达到 5HZ 产生一个恒定的压力超过 25kPa 图 S6 而不是一个简单的一次 性开或者关 所以 鉴于用手抓物体是通过增加激励频率和运动单元 在我们 的设备中 我们能够只用前者实现这个 对钳子的末梢进行塑性和功能化具有 使能任务的功能 例如捆绑和操作单细胞和小的生物标本 图 2 我们能够设计具有多种功能形状的 MTF 驱动器 但是他们能够产生足够有 用的力吗 MTF 的等长收缩产生具体的 1 到 4mN mm 图 S7 的力 与工程的 心肌和原来的心肌肌肉有可比之处 不像人工肌肉 高应变 快驱动和低能耗 基于这些发现 我们推断 MTF 能够通过模仿简单生物体的运动而移动 MTF 被设计成用来自主的或者远程控制的软体机器人车辆 在这篇文章中 远程控制参照使用电场刺激的收缩率控制 移动概念 myopods 被设计成沿着 一个 Petri 盘底部一个特定的路线自发地或者步调的收缩 图 3 和视频 S5 行 走的机器人 Myopod 是由一个三角形各向同性的二维心肌层 图 1A 而不是 各向异性的二维心肌层 图 1D 的 MTF 构成 为了证明 在此例中 组织微 结构的微尺度控制没有要求运动性 通过折叠三角形尖端成为一个圈 这个圈 在半截沿着高形成一个支脚 footpad 图 3A 来破坏空间的对称性 MTF 重 新配置 因为外漏的 PDMS 在没有细胞的一面是疏水性的在水中跟它自己贴在 一起来提供一个方便的方式来制造复杂的三维形状 当设置步调以后 When paced myopod 就能以恒定的速度运动 图 3B 图 3 我们推断二维 MTF 能够使用合适的工程组织复制鳗状的游泳运动 自主的 和远程控制的有用 MTF 膜被从 30 um 厚的 PDMS 膜工程化使用各向异性的与薄 膜 图 4A 的高度平行的心肌层切成等腰三角形 场刺激引发一个传播的收缩 波 图 4 B 到 D 从而导致越来越多地更大的正交的 MTG 接近尖端的偏差 通过比较相似三角形的各向同性的或者各向异性的二维心肌层 图 4E 和视频 S6 游泳者证明组织微体系结构在加强移动性方面很苛刻 在一个典型的实验 图 4 F 和 G 期间 各向异性的游泳者以平均 3mm min 的速度移动了 5 倍 远 各向同性组织未能成功推进其前进 以 0 6mm min 的速度颤搐和漂流 图 4H 正如在软体机器人钳子中的例子 电气步调协议应用到 MTF 游泳者可能能 够被调整来最大化游泳者速度和最小化代谢值 也就是在每次收缩循环中移动 最大速度 图 4I 和视频 S7 游泳运动被分解成为两个相位 爆发 心脏收缩 和滑坡 心脏舒张 被动推进 这种游泳技术被斑马鱼等物种采用 也就是一 个尾部甩动后跟着一个相位 这时鱼保持身体是直的 最大速度 24mm min 在 1Hz 的步频的时候通过充分利用这个速度变化图 图 4I 获得 慢一点的步 调 0 5Hz 导致周期性的速度变缓因为在下一个收缩循环之前滑坡速度恶化 快 一点的步调 2Hz 步调在动力冲程完成之前打断了动力冲程 这些发现说明刺 可能通过改变激频率来优化 MTF 功能 斑马鱼幼体通过增加尾部击打频率和弯 曲角度和增加弯曲位置来从低到高实现雷诺数的转变 这说明相似的性能在 MTF 游泳者身上是可能出现的 我们已经对这个游泳行为从 Re 0 1 到 10 的 2mm