應(yīng)變率相關(guān)剛度測量

使用Piuma Chiaro納米壓痕系統(tǒng)（Optics11，荷蘭阿姆斯特丹）（26）測試天然心臟組織塊，具有不同剛度的PDMS底物以及PDMS底物上培養(yǎng)的CMF細胞的硬度。

使用直徑為90 μm的膠體探針測試具有不同剛度的PDMS基板。用于軟基板的壓痕探頭的彈簧常數(shù)為0.43 N/m，而用于中等和剛性基板的探頭的彈簧常數(shù)為4.21 N/m。針對每個PDMS底物條件測試了三個單獨的樣品，并從每個樣品的不同位置記錄了多個測量值。所有樣品共記錄了204-390個壓痕數(shù)據(jù)點。

用于在PDMS襯底上接種的CMF的壓痕探頭的彈簧常數(shù)和直徑分別約為0.045 N / m和41 μm。針對每種底物類型，在兩個獨立樣品上總共測試了45種不同的CMF細胞。在測試之前，懸臂的靈敏度校準是通過壓痕硬表面（即載玻片）進行的。使用的加載速度分別為 50、2 和 0.2 μm/s。開發(fā)了一個定制的MATLAB代碼（The MathWorks，Natick，MA），以確定探針和樣品之間的接觸點，并使用赫茲接觸模型（27，33）識別樣品的楊氏模量：(1)$?=\frac{16}{9}?{?}^{1/2}{\delta }^{3/2},$其中F是施加的力，δ是壓痕深度，R是膠體探針的半徑，E是樣品的楊氏模量。假設(shè)樣品是不可壓縮的（即泊松比為0.5），因為使用該模型的文獻研究得出的結(jié)論是，當泊松比從20.0到3.0（5）變化時，測量的性質(zhì)變化小于34%，因此，假設(shè)大多數(shù)生物樣品的不可壓縮性是合理的（35，36).使用單因素方差分析進行統(tǒng)計，以95%置信水平報告統(tǒng)計學(xué)意義（p < 0.05）。

收縮力測量

通過駐留實驗（23）用納米壓痕儀測量細胞片內(nèi)單個CM和CMF的收縮力。簡而言之，將納米壓痕探針與樣品接觸，并且探針的位移保持恒定（換句話說，探針駐留在樣品上）30秒以動態(tài)測量其偏轉(zhuǎn)，這與電池沿橫向相對于基板的收縮力成正比。

首先，我們測量了共培養(yǎng)樣品上與CM-CMF邊界相鄰的單個CM的收縮力，以及沒有任何CMF的對照樣品上CM-PDMS邊界處的CM。然后，依次測量單個CMF的收縮力，每次在距邊界更遠的距離處測量，如圖1 A所示，直到?jīng)]有可檢測到的信號。所有跳動力測量均在細胞核上進行，以確保一致性，并盡量減少細胞剛度異質(zhì)性的影響。每次測量后，懸臂沿X軸移動，并在最近的CMF上進行測量。因此，所有測量都是在距邊界相似的距離處進行的，根據(jù)最近CMF的確切位置，差異僅為～5-10%。所用探頭的彈簧常數(shù)和直徑分別為0.067 N/m和5.4 μm。開發(fā)了定制的 MATLAB 代碼來分離每個單拍并計算平均收縮力。

加載速度相關(guān)的機械性能

首先，我們通過納米壓痕實驗研究了天然組織基質(zhì)、具有不同剛度的制備PDMS底物以及在這些基質(zhì)上接種的CMFs的粘彈性。我們觀察到不同PDMS基板的測量剛度的變化取決于壓痕的加載速度。PDMS基板剛度是在三種不同的加載速度（即50、2和0.2 μm/s）下測量的，如圖1 B所示。當加載速度從50 m/s降低到2 μ m/s和從2 μm/s（p < 0.2）降低時，基體的剛度顯著降低，但軟基體的剛度從0 m/s降低到0001 μm/s（p = 50.2）時除外。同樣，在不同PDMS襯底上晶種的CMF表現(xiàn)出加載速度依賴性剛度（p <0.1484），當加載速度從0 m/s降低到005.2 μm/s（p = 0.2）時，在中等襯底上接種的CMF除外（圖0 C）。為了進行比較，測量了天然大鼠心臟組織的硬度，該硬度也隨著加載速度從1924降低到1.50 μm / s（p < 0.2）而降低。

PDMS襯底和在PDMS襯底上晶種的CMF均表現(xiàn)出應(yīng)變速率依賴性剛度。軟底物剛度約為13.9-17.66 kPa，與天然健康心臟組織的硬度相似（即11.33-18.46 kPa （6）），因為我們測量的健康成年大鼠心臟為13.32±8.60 kPa，而中度和僵硬底物的硬度分別為83.29-105.71和483.92-529.63 kPa，與早期研究中測量的梗死心臟組織的硬度相當（4， 5）. 同樣，在軟、中和硬基底上接種的 CMF 的剛度分別為 0.95–3.02、2.06–4.96 和 1.61–5.47 kPa?？梢钥闯觯珙A(yù)期的那樣，電池剛度隨著基板剛度的增加而增加（44）。這種加載速度依賴性剛度與先前在組織和細胞（上的發(fā)現(xiàn)一致33，45）。