一种基于超材料的心肌组织力学传感器的制作方法

1.本发明涉及生物医学技术领域，特别涉及一种基于超材料的心肌组织力学传感器。


背景技术：

2.器官芯片（organ-on-a-chip, ooc）在新药研发、毒理学预测等领域具有重要应用前景，将大幅度缩短药物研发周期，极大节省资金投入、降低风险。在新药研发中约92%无法通过临床试验，其中45%发生在心肌组织毒性检测环节。因此，作为最具代表性的器官芯片，心肌组织芯片（heart-on-a-chip, hoc）在药物开发、毒理测试中发挥重要作用，不仅大大缩短临床试验周期，降低心肌伤害风险，也为患者个性化用药评价提供有力支持。
3.心肌组织的收缩力/变形信息是hoc组织培养、功能应用评价最为关注的指标，当前主要通过荧光显微光学观察、微结构变形测定方法实现hoc心肌组织机械响应测量。在荧光显微观察中需通过荧光标记才能观察到心肌组织的收缩状态（biomedical microdevices, 2018, 20(4): 9），仅能得到定性结果，且容易污染心肌组织培养微环境，成本高、效率低。在微结构变形测定方法中常通过将悬空微细金属丝探针插入心肌组织中（methods, 2016, 101: 21-26），测得探针变形位移，进而换算得到心肌收缩性能，存在易破坏心肌组织结构、操作复杂、可靠性低、成本高等缺点。


技术实现要素：

4.本发明的目的在于，提供一种基于超材料的心肌组织力学传感器。本发明可以将心肌组织的收缩/形变转换为超材料谐振频率，从而实现心肌组织力学性能传感。本发明可实现心肌组织收缩/变形性能原位、无接触检测，不破坏心肌组织，具有成本低、操作简单等优点。
5.本发明的技术方案：一种基于超材料的心肌组织力学传感器，包括柔性基底和细胞培养腔；所述柔性基底的内部嵌设有由多个超材料单元结构组成的超材料阵列；所述柔性基底的上表面设有多个位于超材料阵列上方的凸起结构；所述细胞培养腔置于柔性基底的上表面，且位于超材料阵列与凸起结构的上方。
6.上述的基于超材料的心肌组织力学传感器，所述柔性基底的材料为柔性聚合物。
7.前述的基于超材料的心肌组织力学传感器，所述柔性聚合物为聚二甲基硅氧烷、热塑性聚氨酯或芳香族无规共聚物。
8.前述的基于超材料的心肌组织力学传感器，所述超材料单元结构为矩形开口谐振环或圆形开口谐振环；所述超材料单元结构的厚度大于感应电流趋肤深度。
9.前述的基于超材料的心肌组织力学传感器，所述超材料单元结构的材料为导电材料。
10.前述的基于超材料的心肌组织力学传感器，所述导电材料为金、银、铜或液态金属。
11.前述的基于超材料的心肌组织力学传感器，所述凸起结构在所述柔性基底上表面同向阵列排布；所述凸起结构的截面形状为半球形、矩形、梯形的一种。
12.前述的基于超材料的心肌组织力学传感器，所述凸起结构高度为10-30μm，宽度为10-60μm，间距为20-50μm。
13.前述的基于超材料的心肌组织力学传感器，所述细胞培养腔的材料为聚二甲基硅氧烷、热塑性聚氨酯、芳香族无规共聚物、聚乳酸或丙烯腈-丁二烯-苯乙烯共聚物。
14.与现有技术相比，本发明的心肌组织力学传感器通过将心肌收缩/变形转化为超材料单元结构的形变进而改变超材料谐振频率，从而实现心肌组织力学性能传感。本发明利用超材料单元结构的开口谐振环尺寸（开口间距及尺寸）可以决定超材料的谐振频率的效果，在超材料单元结构的发生微小形变时就可通过谐振频率检测出，因此使得该传感器具有较高的灵敏度。本发明的心肌组织力学传感器易于阵列化、可靠性高、成本低。本发明的心肌组织力学传感方法可实现心肌组织收缩性能原位、无接触、定量、在线检测，对心肌组织培养无污染、破坏。
附图说明
15.图1是本发明的结构示意图；图2是本发明的截面方向的结构示意图。
16.图3是矩形开口谐振环超材料单元结构示意图。
17.图4是圆形开口谐振环超材料单元结构示意图。
18.附图标记：1、柔性基底；2、超材料阵列；3、凸起结构；4、细胞培养腔。
具体实施方式
19.下面将结合附图对本发明的技术方案进行清楚、完整地描述，但并不作为对本发明限制的依据。
20.实施例1：一种基于超材料的心肌组织力学传感器，如图1和图2所示，包括柔性基底1和细胞培养腔4；所述柔性基底1的内部嵌设有由多个超材料单元结构组成的超材料阵列2；所述柔性基底1的上表面设有多个位于超材料阵列2上方的凸起结构3；所述细胞培养腔4置于柔性基底1的上表面，且位于超材料阵列2与凸起结构3的上方，细胞培养腔4用于心肌细胞培养。所述心肌细胞获取及培养方法如下：将心肌组织加入0.08%胰蛋白酶溶液，于37℃水浴中消化，边消化边轻轻摇晃锥形瓶，10min后静置，待自然沉淀后弃上清液（上清液内主要为红细胞、细胞碎屑及死细胞）。剩余沉淀中加入0.08%胰蛋白酶和0.06%胶原酶混合液，吹打后置37℃水浴消化5～8min，静置后将上清液移入离心管中，加含新生牛血清的df（1:1 dmem和hamf12混合液）培养液终止消化。以1500r/min离心10min，弃去上清液，沉淀细胞用培养液混悬。剩余沉淀用同样条件及方法继续消化。以1500r/min离心10min，弃去上清液，沉淀细胞用培养液混悬。剩余沉淀用同样条件及方法继续消化，直至将组织接近完全消化为止。收集各次消化所得细胞悬液接种于100mm培养皿中，于37℃、5%co2培养箱中孵育。孵育2h后，轻轻吸出细胞悬液，以1500r/min离心10min，弃去上清液，将细胞混悬于5-溴脱氧尿嘧啶终浓度为0.1mmol/l的含15%新
生牛血清的df培养液中。在细胞接种之前，通过紫外线臭氧暴露对器件进行10分钟灭菌，随后，以105/ml的密度接种于传感器细胞培养腔4中，置37℃、5%co2培养箱中培养，72h后换为普通培养液。以后每2～3d换液1次。
21.本实施例中，所述柔性基底1材料为pdms（聚二甲基硅氧烷），厚度为20μm，在其他实施例中柔性基底材料也可以是热塑性聚氨酯（tpu）、芳香族无规共聚物（ecoflex）等柔性聚合物中的一种。
22.进一步地，所述超材料单元结构为图3所示矩形开口谐振环。所述超材料单元结构材料为液态金属（gainsn合金），厚度为5μm，在其他实施例中，也可以是金、银、铜等导电材料中的一种。
23.进一步地，所述凸起结构3在所述柔性基底1上表面阵列排布如图1中所示，所述凸起结构截面形状如图2中所示为半球形。所述凸起结构3高度为10μm，宽度为20μm，单元间距为35μm。所述凸起结构3用于诱导心肌细胞沿凸起长度方向生长形成心肌组织。
24.进一步地，所述细胞培养腔的材料为聚二甲基硅氧烷（pdms）。在其他实施例中，细胞培养腔的材料也可以是热塑性聚氨酯（tpu）、芳香族无规共聚物（ecoflex）、聚乳酸（pla）、丙烯腈-丁二烯-苯乙烯共聚物（abs）等聚合物。
25.实施例2：一种基于超材料的心肌组织力学传感器，如图1和图2所示，包括柔性基底1和细胞培养腔4；所述柔性基底1的内部嵌设有由多个超材料单元结构组成的超材料阵列2；所述柔性基底1的上表面设有多个位于超材料阵列2上方的凸起结构3；所述细胞培养腔4置于柔性基底1的上表面，且位于超材料阵列2与凸起结构3的上方，细胞培养腔4用于心肌细胞培养。所述心肌细胞获取及培养方法如下：将心肌组织加入0.08%胰蛋白酶溶液，于37℃水浴中消化，边消化边轻轻摇晃锥形瓶，10min后静置，待自然沉淀后弃上清液（上清液内主要为红细胞、细胞碎屑及死细胞）。剩余沉淀中加入0.08%胰蛋白酶和0.06%胶原酶混合液，吹打后置37℃水浴消化5～8min，静置后将上清液移入离心管中，加含新生牛血清的df（1:1 dmem和hamf12混合液）培养液终止消化。以1500r/min离心10min，弃去上清液，沉淀细胞用培养液混悬。剩余沉淀用同样条件及方法继续消化。以1500r/min离心10min，弃去上清液，沉淀细胞用培养液混悬。剩余沉淀用同样条件及方法继续消化，直至将组织接近完全消化为止。收集各次消化所得细胞悬液接种于100mm培养皿中，于37℃、5%co2培养箱中孵育。孵育2h后，轻轻吸出细胞悬液，以1500r/min离心10min，弃去上清液，将细胞混悬于5-溴脱氧尿嘧啶终浓度为0.1mmol/l的含15%新生牛血清的df培养液中。在细胞接种之前，通过紫外线臭氧暴露对器件进行10分钟灭菌，随后，以105/ml的密度接种于传感器细胞培养腔4中，置37℃、5%co2培养箱中培养，72h后换为普通培养液。以后每2～3d换液1次。
26.本实施例中，所述柔性基底1的材料为热塑性聚氨酯（tpu），厚度为10μm。
27.进一步地，所述超材料单元结构示意图为图4所示圆形开口谐振环。所述超材料单元结构材料为铜，厚度为3μm。
28.进一步地，所述凸起结构3在所述柔性基底1上表面阵列排布如图1中所示，所述凸起结构的截面形状为矩形。进一步地，所述凸起结构3高度为15μm，宽度为25μm，单元间距为10μm。所述凸起结构3用于诱导心肌细胞沿凸起长度方向生长形成心肌组织。
29.进一步地，所述细胞培养腔材料为丙烯腈-丁二烯-苯乙烯共聚物（abs）。
30.本发明的心肌组织力学传感器通过将心肌收缩/变形转化为超材料单元结构的形变进而改变超材料谐振频率，从而实现心肌组织力学性能传感。本发明利用超材料单元结构的开口谐振环尺寸（开口间距及尺寸）可以决定超材料的谐振频率的效果，在超材料单元结构的发生微小形变时就可通过谐振频率检测出，因此使得该传感器具有较高的灵敏度。本发明的心肌组织力学传感器易于阵列化、可靠性高、成本低。本发明的心肌组织力学传感方法可实现心肌组织收缩性能原位、无接触、定量、在线检测，对心肌组织培养无污染、破坏。