Muscular thin films for building actuators and powering devices Science hufeinberg

1、Muscular Thin Films for Building Actuators and Powering Devices用來制作驅(qū)動(dòng)器和驅(qū)動(dòng)設(shè)備的肌肉薄膜我們論證了使用工程和合成聚合物薄膜的雜交材料的裝配。這種結(jié)構(gòu)是通過在聚二甲硅氧烷薄膜上培養(yǎng)新生的老鼠心肌細(xì)胞而構(gòu)建的，這種薄膜通過與細(xì)胞外基質(zhì)蛋白質(zhì)微匹配產(chǎn)生空間的、二維的肌生成。這種結(jié)構(gòu)，又叫肌肉薄膜，當(dāng)從熱敏的聚合物剝離下來的時(shí)候采用功能的、三維的結(jié)構(gòu)，并且設(shè)計(jì)成能通過改變組織結(jié)構(gòu)、薄膜形狀和電氣節(jié)奏來執(zhí)行仿生功能。這些厘米級(jí)別的具有良好的空間的和臨時(shí)控制并且能夠產(chǎn)生特定力（4毫牛/平方毫米）的結(jié)構(gòu)執(zhí)行各種各樣的功能，比如握緊、脈動(dòng)

2、、步行和游泳等功能。肌肉細(xì)胞是通過肌動(dòng)蛋白驅(qū)動(dòng)的，在激發(fā)收縮（EC）耦合的在空間和時(shí)間相協(xié)調(diào)的微尺度線性驅(qū)動(dòng)器。結(jié)構(gòu)-功能關(guān)系在空間尺度的多個(gè)順序，憑借分層的結(jié)構(gòu)，得以保全（conserved）。這些結(jié)構(gòu)通過胚胎發(fā)生結(jié)構(gòu)程序獲得，這個(gè)程序負(fù)責(zé)連接一些列的過程，包括從sarcomeregenesis到支撐肌肉功能的生物化學(xué)和電子網(wǎng)絡(luò)的集成。肌肉驅(qū)動(dòng)在很大頻率范圍（0100HZ）、空間尺度（5mm>=1m）和力（5mN>=1kN）。人工肌肉能夠滿足生物肌肉的特定的暫時(shí)的、空間的或者力的特征，但是并不能完全復(fù)制這些能力，也不能使用一樣的高密度能源。因此，工程肌肉有一個(gè)有吸引力的方法來建立

3、驅(qū)動(dòng)器和驅(qū)動(dòng)從微型到巨型的設(shè)備。使用工程組織的設(shè)備設(shè)計(jì)面臨與治療心臟組織工程學(xué)一樣的技術(shù)挑戰(zhàn)，其中難度最大的是三維形態(tài)耦合方案?；谛募〖?xì)胞的組織工程心肌被植入凝膠劑中，這種凝膠劑是通過凝膠片卷起來的，或者是從表面剝離下來的，已經(jīng)展現(xiàn)了制作驅(qū)動(dòng)器、組織移植和驅(qū)動(dòng)微設(shè)備的潛力。這種技術(shù)的使用受到設(shè)備的形狀的限制，但是最近的軟光刻技術(shù)提供了心的技術(shù)來復(fù)制細(xì)胞和組織的在體外的微環(huán)境，預(yù)示著一個(gè)得到使用二維設(shè)備獲得三維功能的替代方案。我們推斷，為了模仿肌束的功能，一個(gè)二維的在一個(gè)獨(dú)立的、靈活的薄膜上的工程化肌肉組織在收縮過程中可能會(huì)有三個(gè)自由度。我們通過在聚二甲硅氧烷（PDMS）彈性薄膜、肌肉薄膜（M

4、TFs）（這種肌肉薄膜在肌發(fā)生過程中保持平面，然后被塑造成三維）上培養(yǎng)新生的老鼠的心室的心肌細(xì)胞建立二維的非向異性心肌組織。在同時(shí)收縮階段縮短心肌細(xì)胞引起了PDMS薄膜在心臟收縮階段彎曲并且在舒張過程中回到它的初始形狀?；诠^二維平面塑造復(fù)雜三維夠早的能力，我們推廣其固有的心肌細(xì)胞的收縮來創(chuàng)造一系列的概念驗(yàn)證三維模型和機(jī)器人設(shè)備。我們?cè)诶w連蛋白（FN）或者微接觸印刷（uCP）表面植入分離的心室心肌細(xì)胞設(shè)計(jì)了三種二維心肌組織：各向同性的（圖1，A到C）、二維各向異性的（圖1，D到F）和一批離散的肌纖維（圖1，G到I）。每個(gè)組織類型都因?yàn)榧」?jié)隊(duì)列（也就是收縮性方向）和電動(dòng)機(jī)械耦合（圖S1）的顯著

5、差異而有各自的特點(diǎn)。各向同性的二維心肌層沒有細(xì)胞體（圖1A）或者肌節(jié)（圖1C）的網(wǎng)狀隊(duì)列。各向異性的二維心肌層有細(xì)胞體（圖1D）和肌節(jié)（圖1F）的單軸隊(duì)列，這東西是通過高密度和低密度的基于之前描述的方法的FN隊(duì)列交替的uCP制造的。相似地，離散肌肉纖維陣列是通過使用FN線和細(xì)胞體（圖1G）與肌節(jié)（圖1I）的單軸隊(duì)列的uCP制作的。然而，纖維間的電隔離阻止了一個(gè)纖維引發(fā)整個(gè)MTF收縮（圖S1）自發(fā)收縮。對(duì)于兩種各向異性的組織來說，F(xiàn)N隊(duì)列被用來作為心肌細(xì)胞細(xì)胞間和細(xì)胞內(nèi)組織的幾何學(xué)的開端圖 1聚合薄膜通過旋轉(zhuǎn)涂布一個(gè)熱敏的聚乙烯（N-Isopropylacrylamide）（PIPAAm）的在玻

6、璃蓋片上的犧牲層制作而成，然后在PIPAAm（圖S2）上旋轉(zhuǎn)涂布一個(gè)PDMS薄膜。PDMS膜的厚度收到PDMS預(yù)聚物的粘性的不同和旋轉(zhuǎn)涂布速度（圖S3）的控制。一旦處理完畢，心肌細(xì)胞就被種植到FN功能化的PDMS/PIPAAm涂抹過的蓋片并且在37下培養(yǎng)4到6天知道一個(gè)二維的心肌層形成。在37溫度下，PIPAAm在接觸水的時(shí)候是防水的并且保持固體，這樣能保證PDMS停留在蓋片上面。當(dāng)從細(xì)菌培養(yǎng)器中取出并且冷卻到室溫（22）時(shí)，預(yù)期的MTF形狀使用解剖刀手動(dòng)完成。利用水溶熱敏PIPAAm層剝離MTF。然后PDMS擔(dān)當(dāng)起二維組織的可分開的、生物相容的基片。一旦完全溶解，MTF自發(fā)形成一個(gè)三維的構(gòu)造

7、，而這種構(gòu)造是受到它的膜的屬性或者膜是被塑造成更復(fù)雜的三維模型控制的。雖然心肌細(xì)胞提供了自發(fā)的或者步調(diào)的收縮特性，PDMS薄膜允許中尺度的功能性雕刻、具有恢復(fù)性的彈性和改進(jìn)的操縱特性。具體來講，PDMS膜的厚度決定了MTF的彎曲剛度，并且它的結(jié)構(gòu)完整性允許肌層不用破壞二維肌肉組織就能被塑造成為一系列的三維模型。MTF的三維偏差取決于組織隊(duì)列的相對(duì)于PDMS薄膜幾何體（圖S4和視頻S1）的方向。例如，在相似尺寸的矩形上，沿著寬（圖S4A）、長（圖S4B）和對(duì)角線（圖S4C）校準(zhǔn)各向異性的二維心肌層導(dǎo)致沿著這些軸的沿著或者垂直的最小變形的變形。這些結(jié)果表明了單軸肌節(jié)隊(duì)列（圖1F）和收縮（圖S4）之

8、間的聯(lián)系。一個(gè)心肌細(xì)胞和隊(duì)列和縱向的和橫向的在各項(xiàng)向異性的二維心肌層的收縮速度相似的關(guān)系被報(bào)道過。為了檢驗(yàn)我們的概念可能用于仿生學(xué)的功能的假設(shè)，我們制作了一個(gè)單振子、軟體機(jī)器人驅(qū)動(dòng)器和能動(dòng)的設(shè)備，這個(gè)設(shè)備能夠行走和游泳。軟體機(jī)器驅(qū)動(dòng)器通過控制過程參數(shù)和EC耦合使用MTF構(gòu)建來描述這個(gè)獨(dú)立的結(jié)構(gòu)和收縮動(dòng)力學(xué)三維模型。薄膜厚度可能改變用來控制心臟舒張的MTF構(gòu)造。Sylgard 184 PDMS彈性纖維的彈性系數(shù)是1.5MPa，而老鼠心肌細(xì)胞的彈性系數(shù)是大約30kPa，這是兩個(gè)不同的數(shù)量級(jí)。MTF的彎曲剛度受到PDMS的控制，PDMS范圍是從0.5到30uN/m。鑒于PDMS的厚度大于25um，M

9、TF在心臟舒張過程中保持平面。與此相反，更薄的薄膜在MTF從蓋片（圖2）上一剝離形成一個(gè)彎曲的結(jié)構(gòu)，這就定義了兩個(gè)心臟收縮薄膜彎曲、延長的兩個(gè)可能的模式。心肌細(xì)胞在哪種平面上，凸面體或者凹面體，受到PDMS的加工溫度的控制，二者對(duì)應(yīng)的溫度分別為22或者65。我們?cè)O(shè)計(jì)了一個(gè)二維形狀的數(shù)量作為設(shè)計(jì)的模板以便在從蓋片剝離以后用來定義三維構(gòu)造。當(dāng)在凹面體表面的二維心肌層的MTF收縮時(shí)，膜的曲率半徑會(huì)收縮，將膜進(jìn)一步彎曲到平面之外。例如，具有各向異性的二維組織的長的矩形條會(huì)沿著它們的長（圖2A）。在這個(gè)結(jié)構(gòu)中，MTF在自發(fā)的、周期收縮（視頻S2）中從一個(gè)寬松的狀態(tài)轉(zhuǎn)變?yōu)橐粋€(gè)微卷的狀態(tài)。這個(gè)卷曲的MTF在

10、心臟收縮峰值的產(chǎn)生的力最少為15kPa，這是通過計(jì)算對(duì)心臟收縮峰值的時(shí)候MTF曲率半徑的測(cè)量得到的。MTF收縮比舒張要快；這個(gè)時(shí)間不對(duì)稱是通過在對(duì)直徑作為時(shí)間的函數(shù)（圖2B和視頻S2）描點(diǎn)畫圖而得到的。這種特性在無閥的粘性流體泵有應(yīng)用，這種粘性流體與脊椎動(dòng)物胚胎心臟管的彈性動(dòng)作或者水力彈性的阻抗相似。更進(jìn)一步說，這些卷曲的MTF令人想起心室的層壓結(jié)構(gòu)，這種心肌的各向異性片材被包裹成為一個(gè)空腔，空腔的血容量在心臟收縮過程中會(huì)減少。當(dāng)在凸面上具有二維心肌層的MTF的時(shí)候，薄膜的曲率半徑增加（甚至顛倒），在平面內(nèi)彎曲薄膜（擴(kuò)張）。我們制作了螺旋形的MTF驅(qū)動(dòng)器，這種驅(qū)動(dòng)器能夠通過校準(zhǔn)一個(gè)離散的肌肉纖

11、維陣列偏離軸至PDMS矩形（圖2C）的長度的5°到15°來實(shí)現(xiàn)循環(huán)、軸伸長和旋轉(zhuǎn)功能。這些概念自發(fā)地采用這個(gè)螺旋結(jié)構(gòu)（就像一個(gè)紙做的管子），傾斜是由于各向異性的縱軸組織和薄膜的中線之間的角度。MTF的收縮導(dǎo)致螺旋傾斜的減小，此時(shí)還維持一個(gè)恒定的內(nèi)部半徑（視頻S3），產(chǎn)生300um的軸伸長和50°的圓周旋轉(zhuǎn)（圖2D）。盡管這個(gè)與圖2A中描述的卷曲層壓結(jié)構(gòu)形成對(duì)照，這個(gè)功能與心室舒張功能相一致，這恰恰說明心室能夠發(fā)揮泵的作用。我們構(gòu)建了一個(gè)軟體機(jī)器人鉗子，它使用了電刺激方案來產(chǎn)生規(guī)定的力和緊握半徑（圖2E和視頻S4）的MTF的收縮。在鉗子的任意一邊使用平行的、鉑線電極

12、和一個(gè)信號(hào)發(fā)生器控制的電壓放大器（10V，10ms脈沖寬度）和刺激頻率，能夠產(chǎn)生一個(gè)電場(chǎng)。具體來說，步調(diào)頻率從0.25HZ到5.0HZ進(jìn)行調(diào)試來控制鉗子的心臟收縮彎曲并且保持縱向段規(guī)定的距離（圖2F）在收縮期間，鉗子的兩端靠攏，直到他們接觸到一起然后由于接觸力的作用而停止。鉗子是從一個(gè)開狀態(tài)轉(zhuǎn)換到一個(gè)運(yùn)動(dòng)的狀態(tài)，在心臟收縮期間通過增加步調(diào)率直到MTF達(dá)到5HZ（產(chǎn)生一個(gè)恒定的壓力超過25kPa（圖S6），而不是一個(gè)簡單的一次性開或者關(guān)。所以，鑒于用手抓物體是通過增加激勵(lì)頻率和運(yùn)動(dòng)單元，在我們的設(shè)備中，我們能夠只用前者實(shí)現(xiàn)這個(gè)。對(duì)鉗子的末梢進(jìn)行塑性和功能化具有使能任務(wù)的功能，例如捆綁和操作單細(xì)胞

13、和小的生物標(biāo)本。圖 2我們能夠設(shè)計(jì)具有多種功能形狀的MTF驅(qū)動(dòng)器，但是他們能夠產(chǎn)生足夠有用的力嗎？MTF的等長收縮產(chǎn)生具體的1到4mN/mm（圖S7）的力，與工程的心肌和原來的心肌肌肉有可比之處。不像人工肌肉，高應(yīng)變、快驅(qū)動(dòng)和低能耗?；谶@些發(fā)現(xiàn)，我們推斷MTF能夠通過模仿簡單生物體的運(yùn)動(dòng)而移動(dòng)。MTF被設(shè)計(jì)成用來自主的或者遠(yuǎn)程控制的軟體機(jī)器人車輛。在這篇文章中，遠(yuǎn)程控制參照使用電場(chǎng)刺激的收縮率控制。移動(dòng)概念、myopods被設(shè)計(jì)成沿著一個(gè)Petri盤底部一個(gè)特定的路線自發(fā)地或者步調(diào)的收縮（圖3和視頻S5）行走的機(jī)器人。Myopod是由一個(gè)三角形各向同性的二維心肌層（圖1A）而不是各向異性的二

14、維心肌層（圖1D）的MTF構(gòu)成，為了證明，在此例中，組織微結(jié)構(gòu)的微尺度控制沒有要求運(yùn)動(dòng)性。通過折疊三角形尖端成為一個(gè)圈，這個(gè)圈在半截沿著高形成一個(gè)支腳（footpad）（圖3A）來破壞空間的對(duì)稱性。MTF重新配置，因?yàn)橥饴┑腜DMS在沒有細(xì)胞的一面是疏水性的在水中跟它自己貼在一起來提供一個(gè)方便的方式來制造復(fù)雜的三維形狀。當(dāng)設(shè)置步調(diào)以后（When paced），myopod就能以恒定的速度運(yùn)動(dòng)（圖3B）。圖 3我們推斷二維MTF能夠使用合適的工程組織復(fù)制鰻狀的游泳運(yùn)動(dòng)。自主的和遠(yuǎn)程控制的有用MTF膜被從30-um厚的PDMS膜工程化使用各向異性的與薄膜（圖4A）的高度平行的心肌層切成等腰三角形。

15、場(chǎng)刺激引發(fā)一個(gè)傳播的收縮波（圖4，B到D），從而導(dǎo)致越來越多地更大的正交的MTG接近尖端的偏差。通過比較相似三角形的各向同性的或者各向異性的二維心肌層（圖4E和視頻S6）游泳者證明組織微體系結(jié)構(gòu)在加強(qiáng)移動(dòng)性方面很苛刻。在一個(gè)典型的實(shí)驗(yàn)（圖4，F(xiàn)和G）期間，各向異性的游泳者以平均3mm/min的速度移動(dòng)了5倍遠(yuǎn)。各向同性組織未能成功推進(jìn)其前進(jìn)，以0.6mm/min的速度顫搐和漂流（圖4H）。正如在軟體機(jī)器人鉗子中的例子，電氣步調(diào)協(xié)議應(yīng)用到MTF游泳者可能能夠被調(diào)整來最大化游泳者速度和最小化代謝值（也就是在每次收縮循環(huán)中移動(dòng)最大速度）（圖4I和視頻S7）。游泳運(yùn)動(dòng)被分解成為兩個(gè)相位，爆發(fā)（心臟收縮

16、）和滑坡（心臟舒張，被動(dòng)推進(jìn)）。這種游泳技術(shù)被斑馬魚等物種采用，也就是一個(gè)尾部甩動(dòng)后跟著一個(gè)相位，這時(shí)魚保持身體是直的。最大速度（24mm/min）在1Hz的步頻的時(shí)候通過充分利用這個(gè)速度變化圖（圖4I）獲得。慢一點(diǎn)的步調(diào)，0.5Hz導(dǎo)致周期性的速度變緩因?yàn)樵谙乱粋€(gè)收縮循環(huán)之前滑坡速度惡化?？煲稽c(diǎn)的步調(diào)，2Hz步調(diào)在動(dòng)力沖程完成之前打斷了動(dòng)力沖程。這些發(fā)現(xiàn)說明刺可能通過改變激頻率來優(yōu)化MTF功能。斑馬魚幼體通過增加尾部擊打頻率和彎曲角度和增加彎曲位置來從低到高實(shí)現(xiàn)雷諾數(shù)的轉(zhuǎn)變，這說明相似的性能在MTF游泳者身上是可能出現(xiàn)的。我們已經(jīng)對(duì)這個(gè)游泳行為從Re0.1到10的2mm到1.2cm長的濕度MTF游