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題目：基體剛度對梗死邊界機械耦合和力傳播的影響
（如果需要完整文獻請與我們工作人員聯(lián)系，可試樣）
簡介：異質(zhì)細胞間耦合在心臟的機械和電信號傳輸中起著重要作用。盡管許多研究已經(jīng)研究了心肌組織內(nèi)肌細胞和非肌細胞之間的電信號傳導(dǎo)，但研究機械對應(yīng)物的研究并不多。本研究旨在研究在健康和心臟病發(fā)作模擬基質(zhì)僵硬條件下，底物硬度和心肌成纖維細胞（CMF）的存在對心肌細胞（CMs）和CMFs機械力傳播的影響。使用集成了與 CMF 集成的生物納米壓痕儀測量了 CM 產(chǎn)生的收縮力及其在 CMF 中的傳播熒光顯微鏡用于快速鈣成像。我們的結(jié)果表明，較軟的基質(zhì)有助于更強和更進一步的信號傳輸。有趣的是，CMF的存在以剛度依賴的方式衰減了信號傳播。與具有CMF的軟基質(zhì)相比，存在CMF的較硬基質(zhì)使信號衰減約24-32%，表明心肌梗死后基質(zhì)剛度增加和CMF數(shù)量增加對心肌功能具有協(xié)同不利影響。此外，CMF運動在CM-CMF邊界處的跳動模式也取決于基板剛度，從而影響CM產(chǎn)生的收縮力的傳播波形。我們進行了計算機模擬，以進一步了解不同力傳遞模式的發(fā)生，并表明在CM-CMF界面處組裝的細胞-基質(zhì)粘附（根據(jù)基板剛度而不同）在決定信號傳輸?shù)男屎蜋C制方面起著重要作用?？傊?，除了底物剛度外，受底物剛度影響的細胞-細胞和細胞-基質(zhì)相互作用的程度和類型也會影響心肌組織中肌細胞和非肌細胞之間的機械信號傳導(dǎo)。
1.介紹
心肌梗塞（MI）是死亡的主要原因之一）。MI導(dǎo)致心肌中疤痕組織的形成，與健康組織相比，心肌具有不同的機械性能和細胞組成（）。具體來說，梗死組織已經(jīng)顯示出更硬，測量的剛度為100-1000 kPa（，），而健康組織的硬度僅為～10-20 kPa（）。在健康的心臟組織中，心臟成纖維細胞（CFs）占心肌細胞的～45-75%，取決于物種（）。成年哺乳動物心臟的再生能力有限。在像心肌梗死這樣的損傷后，丟失的心肌細胞（CM）被纖維化疤痕組織）所取代，該組織主要由損傷區(qū)域附近的CF形成。在此過程中，CF轉(zhuǎn)分化為心肌成纖維細胞（CMF），并構(gòu)成疤痕組織細胞群的重要組成部分。疤痕組織的形成觸發(fā)周圍心?。ㄖ厮埽Ｔ缙诘难芯勘砻?，纖維化引起的僵硬增加可歸因于膠原細胞外基質(zhì)（ECM）的過度積累和交聯(lián)）?？偟膩碚f，CMF介導(dǎo)的纖維化組織形成，基質(zhì)硬度增加和CMF數(shù)量增加會損害心臟收縮力和功能。因此，更好地了解CM和CMF之間的結(jié)構(gòu)和功能相互作用以及機械微環(huán)境對這種相互作用的影響對于開發(fā)新的心臟療法是必要的。
各種研究表明基質(zhì)硬度，外部機械刺激和CMF的存在對心臟收縮力（的影響）。ECM硬度的增加也被證明會影響CM分化和成熟。然而，大多數(shù)這些早期研究都集中在CMs和CFs之間關(guān)于底物剛度的電滲耦合或研究傳導(dǎo)速度的變化，以響應(yīng)非肌細胞（即CFs或CMF）群體的增加（）。除了電滲耦合，機械耦合在確定心肌細胞（信號傳播的效率方面也起著重要作用。然而，關(guān)于機械信號在CM-CMF邊界上的傳播以及基板剛度對機械傳播距離的影響的文獻仍然有限。最近的研究很少調(diào)查外部機械刺激對CMs（產(chǎn)生的收縮力的影響。盡管這些研究研究了機械微環(huán)境對CM收縮性和CM-CM耦合的影響，但據(jù)我們所知，這些研究都沒有研究CMF中收縮力傳播的大小和距離。
本研究通過CMs和CMFs在不同剛度基質(zhì)上的微模式共培養(yǎng)，模擬健康和梗死心肌，并研究了CM-CMF界面上CMF之間的機械信號傳播。為此，我們制造了具有14、83和484 kPa剛度的底物，以模擬健康（15 kPa）（6），1周（50-100 kPa））和2至周（200-1000 kPa）（）MI梗死后組織，分別使用生物相容性彈性聚合物聚二甲基硅氧烷（PDMS）。為了研究CMF的存在對機械信號傳播的影響，我們在微圖案襯底上接種了含有約30%CFs（23）的CM懸浮液混合物，并通過CFs的自增殖和分化為CMF形成CM-CMF邊界。 通過駐留測量在單細胞水平上測量CMs和CMF的收縮力（14， 24）使用生物納米壓痕（）。 這里使用的停留測量方法類似于用于測量細胞應(yīng)力松弛行為的技術(shù)（27）。簡而言之，將細胞壓痕到一定程度，并且壓痕探頭與細胞保持接觸30秒。跳動引起的電池高度變化導(dǎo)致懸臂偏轉(zhuǎn)的變化，這對應(yīng)于電池沿橫向施加的收縮力。使用停留測量方法，我們已經(jīng)表明心肌的微環(huán)境特性，如基質(zhì)硬度和CMF的存在，在調(diào)節(jié)跨MI邊界的機械傳導(dǎo)中起著關(guān)鍵作用。研究了CMs和CMFs收縮力的大小和模式，闡明了梗死組織中機械信號傳播的機制。除了機械表征外，我們還對細胞-細胞偶聯(lián)蛋白和粘附進行了生化分析。CMF通過其應(yīng)激纖維中α平滑肌肌動蛋白（α-SMA）的表達來鑒定（）。最后，我們使用有限元分析（FEA）模型來理解和驗證我們的實驗結(jié)果。有趣的是，我們發(fā)現(xiàn)CMF的存在會根據(jù)基板剛度衰減機械信號。此外，我們還發(fā)現(xiàn)CM-CMF界面處的細胞-基質(zhì)粘附分布控制著CM-CMF邊界處的跳動波型。了解組織微環(huán)境對常駐心肌細胞的影響是改善心肌治療的關(guān)鍵一步。這項研究的結(jié)果對于理解CMF的存在和ECM硬度對健康和梗塞心臟的細胞相互作用和功能的影響可能很重要。
采用不同比例的堿/固化劑制備不同剛度的PDMS基底，研究基質(zhì)剛度對細胞功能和行為的影響。我們分別使用1：100、1：40和1：20堿/固化劑比例組合制備了三種不同的基材，其剛度約為14 kPa（軟）、83 kPa（中等）和484 kPa（剛性）。準(zhǔn)備好混合物后，將它們脫氣并倒在普通玻璃蓋玻片（直徑= 30 mm）上，以750 rpm旋轉(zhuǎn)30秒，然后烘烤。1：40和1：20 PDMS樣品分別在80°C下烘烤5和2 h，而1：100 PDMS樣品在95°C下烘烤13–14 h以固化。固化后，使用惰性硅膠將PDMS涂層玻璃基板粘合到35-mm培養(yǎng)皿上，以防止樣品在納米壓痕儀測量期間移動，用等離子體放電處理1分鐘并浸入去離子水中直至基板功能化。
在本研究中，制備了以下兩組樣品：共培養(yǎng)樣品（即CM-CMF）和不含任何CMF的對照樣品（即單個CM培養(yǎng)物）。對于這兩種樣品，在細胞接種前用FN涂覆底物，以促進細胞附著在PDMS底物上。將FN溶液（50 μ g/mL）以液滴形式置于底物中心，并將樣品在37°C下孵育1 h。蛋白質(zhì)孵育后，除去溶液，洗滌樣品并保持在PBS中直至細胞接種。在共培養(yǎng)樣品中，為了在基板上形成細胞附著的圖案，如前所述，使用厚度為100 μm的PDMS薄膜薄條在細胞接種期間部分阻斷細胞培養(yǎng)底物（圖1 A）。去除條帶后，CF細胞增殖，遷移并在涂層表面的另一半分化為CMF。對于對照樣品，我們將PDMS條帶放在基板上，然后用FN涂覆，并將其留在整個細胞培養(yǎng)物中，以防止細胞遷移和基質(zhì)另一半的生長。將PDMS條帶放置在FN包被之前有助于條帶更牢固地粘附在基材上，并防止在更換培養(yǎng)基期間出現(xiàn)任何脫落，直到我們在細胞培養(yǎng)的第5天，即駐留測量之前剝離條帶。
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(zhǔn)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：
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(dāng)泊松比從0.3到0.5變化時，測量的性質(zhì)變化小于20%，因此，假設(shè)大多數(shù)生物樣品的不可壓縮性是合理的).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）。
通過駐留實驗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 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。
為了開發(fā)本研究中的FEA模型，通過圖像分析和納米壓痕測量測量了CMF的尺寸（即細胞直徑和高度）。首先，我們通過測量新附著的球形CMF的直徑和高度來計算單個CMF的體積，該CMF在細胞接種后不超過15分鐘接種在培養(yǎng)皿上，以確保細胞仍呈球形。簡而言之，捕獲了這些球形細胞的明場圖像，并通過使用ImageJ繪制兩條從細胞中心穿過的對角線來測量直徑，以獲得D0.然后，這些球形細胞的高度，H0，通過使用納米壓痕儀壓進細胞及其旁邊的基板并記錄細胞-基底接觸點（）來測量。這些尺寸用于計算細胞的體積V0如下：
最后，我們測量了在不同剛度基材上播種并鋪展的CMF的高度。由于擴散的CMF的不規(guī)則形狀，我們假設(shè)細胞體積被保留，而不管細胞的形狀調(diào)制，同時擴散（）?；谶@一假設(shè)并使用第V卷0并測量了不同剛度基板上展開的CMF的CMF高度H，我們使用以下公式計算了不同PDMS基板上CMF的直徑D：
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B所示。當(dāng)加載速度從50 m/s降低到2 μ m/s和從2 μm/s（p < 0.0001）降低時，基體的剛度顯著降低，但軟基體的剛度從50 m/s降低到2 μm/s（p = 0.1484）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 < 0.005），但當(dāng)加載速度從2 m/s降低到0.2 μ m/s（p = 0.1924）時，在中等襯底上接種的CMF除外（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50降低到0.2 μm / s（p < 0.05）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 （）），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(dāng)（）. 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（）。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）。
為了區(qū)分共培養(yǎng)樣品中的CM和CMF并正確識別CM-CMF邊界，用Ca對樣品進行染色2+染。來自CA的代表截圖2+硬質(zhì)基板樣品上的通量視頻（）如圖所示。因為只有 CM 表現(xiàn)出 Ca（鈣）2+通量，用于在活細胞測量期間實時區(qū)分兩種細胞類型（圖2 A）。我們還開發(fā)了一個定制的 MATLAB 代碼來測量這些鈣的瞬時持續(xù)時間2+助焊劑視頻。對于接種在軟、中和硬基質(zhì)上的CMs，結(jié)果分別為1.00 ± 0.59、1.17 ± 0.49和2.10 ± 0.37 s。基于Ca的代表性CT曲線2+在不同剛度基板上培養(yǎng)的CM的成像如圖2D所示。
在這項工作中，我們研究了機械微環(huán)境對肌細胞（即CMs）在非肌細胞（即CMF）上的機械信號傳播的影響。我們研究了機械耦合以及CM和CMF之間的相互作用在健康和梗死組織模型中的關(guān)鍵作用。據(jù)我們所知，我們的研究測量和表征了CM和CMF的收縮力，CM-CMF邊界處的力傳遞及其對基體剛度的依賴性。我們已經(jīng)證明，較軟的基板有助于更強的收縮和機械信號的傳輸。此外，我們發(fā)現(xiàn)CMF的跳動模式取決于基質(zhì)剛度，在機械信號傳輸中起著重要作用，這是一個有趣的發(fā)現(xiàn)，可能有助于闡明梗死組織硬度和大小對心律失常的影響。我們還確定了粘附的剛度依賴性分布對機械信號傳輸?shù)淖饔谩Ｔ擁椖康慕Y(jié)果將幫助我們更好地了解疤痕組織的影響，這將有助于探索梗塞和心律失常等心肌病的新療法。
Optics11結(jié)合*Piuma技術(shù)基礎(chǔ)上開發(fā)設(shè)計出了結(jié)構(gòu)緊湊靈活的PIUMA Chiaro。這種納米壓痕模塊可以放置在任何顯微鏡，允許在最小的樣品或者特征上進行非常精確的壓痕實驗。單細胞壓痕實驗終于被變得非常簡單了！該系統(tǒng)在液體中表現(xiàn)特別好。只要插入探頭就可以開始壓痕測試！Chiaro人體組織和軟材料的機械性能Chiaro人體組織和軟材料的機械性能
Chiaro細胞壓痕儀
Piuma Chiaro和Piuma獨立機型使用同樣的技術(shù)以及硬件。這意味著兩者的掃描頭部可以互換，在保持其他所有硬件和軟件不變的情況下。 Piuma 納米壓痕技術(shù)包括了一個非常敏感的探測壓頭，一個可以粗進以及精進的移動臺，通過它可以實現(xiàn)樣品的自動逼近以及非常精確的壓痕。壓頭可以在X-Y方向移動,允許在單個細胞上進行精密的點陣壓痕來測量楊氏模量。Piuma Chiaro可以和任何類型顯微鏡結(jié)合使用！
楊氏模量
10 Pa – 1 GPa
可重復(fù)性
<1%
壓頭尺寸
100 nm to 100's µm
最大壓痕深度
20 µm
壓痕動態(tài)帶寬
~ DC 100 Hz (continuous)
力學(xué)分辨率
0.1 nN
機械臂移動范圍
12 x 12 x 12 mm2
M最小點陣間距
<1 µm
點陣壓痕速度
Up to 1 point / s
