应变率相关刚度测量

使用Piuma Chiaro纳米压痕系统（Optics11，荷兰阿姆斯特丹）（26）测试天然心脏组织块，具有不同刚度的PDMS底物以及PDMS底物上培养的CMF细胞的硬度。

使用直径为90 μm的胶体探针测试具有不同刚度的PDMS基板。用于软基板的压痕探头的弹簧常数为0.43 N/m，而用于中等和刚性基板的探头的弹簧常数为4.21 N/m。针对每个PDMS底物条件测试了三个单独的样品，并从每个样品的不同位置记录了多个测量值。所有样品共记录了204-390个压痕数据点。

用于在PDMS衬底上接种的CMF的压痕探头的弹簧常数和直径分别约为0.045 N / m和41 μm。针对每种底物类型，在两个独立样品上总共测试了45种不同的CMF细胞。在测试之前，悬臂的灵敏度校准是通过压痕硬表面（即载玻片）进行的。使用的加载速度分别为 50、2 和 0.2 μm/s。开发了一个定制的MATLAB代码（The MathWorks，Natick，MA），以确定探针和样品之间的接触点，并使用赫兹接触模型（27，33）识别样品的杨氏模量：(1)$�=\frac{16}{9}�{�}^{1/2}{\delta }^{3/2},$其中F是施加的力，δ是压痕深度，R是胶体探针的半径，E是样品的杨氏模量。假设样品是不可压缩的（即泊松比为0.5），因为使用该模型的文献研究得出的结论是，当泊松比从20.0到3.0（5）变化时，测量的性质变化小于34%，因此，假设大多数生物样品的不可压缩性是合理的（35，36).使用单因素方差分析进行统计，以95%置信水平报告统计学意义（p < 0.05）。

收缩力测量

通过驻留实验（23）用纳米压痕仪测量细胞片内单个CM和CMF的收缩力。简而言之，将纳米压痕探针与样品接触，并且探针的位移保持恒定（换句话说，探针驻留在样品上）30秒以动态测量其偏转，这与电池沿横向相对于基板的收缩力成正比。

首先，我们测量了共培养样品上与CM-CMF边界相邻的单个CM的收缩力，以及没有任何CMF的对照样品上CM-PDMS边界处的CM。然后，依次测量单个CMF的收缩力，每次在距边界更远的距离处测量，如图1 A所示，直到没有可检测到的信号。所有跳动力测量均在细胞核上进行，以确保一致性，并尽量减少细胞刚度异质性的影响。每次测量后，悬臂沿X轴移动，并在最近的CMF上进行测量。因此，所有测量都是在距边界相似的距离处进行的，根据最近CMF的确切位置，差异仅为～5-10%。所用探头的弹簧常数和直径分别为0.067 N/m和5.4 μm。开发了定制的 MATLAB 代码来分离每个单拍并计算平均收缩力。

加载速度相关的机械性能

首先，我们通过纳米压痕实验研究了天然组织基质、具有不同刚度的制备PDMS底物以及在这些基质上接种的CMFs的粘弹性。我们观察到不同PDMS基板的测量刚度的变化取决于压痕的加载速度。PDMS基板刚度是在三种不同的加载速度（即50、2和0.2 μm/s）下测量的，如图1 B所示。当加载速度从50 m/s降低到2 μ m/s和从2 μm/s（p < 0.2）降低时，基体的刚度显著降低，但软基体的刚度从0 m/s降低到0001 μm/s（p = 50.2）时除外。同样，在不同PDMS衬底上晶种的CMF表现出加载速度依赖性刚度（p <0.1484），当加载速度从0 m/s降低到005.2 μm/s（p = 0.2）时，在中等衬底上接种的CMF除外（图0 C）。为了进行比较，测量了天然大鼠心脏组织的硬度，该硬度也随着加载速度从1924降低到1.50 μm / s（p < 0.2）而降低。

PDMS衬底和在PDMS衬底上晶种的CMF均表现出应变速率依赖性刚度。软底物刚度约为13.9-17.66 kPa，与天然健康心脏组织的硬度相似（即11.33-18.46 kPa （6）），因为我们测量的健康成年大鼠心脏为13.32±8.60 kPa，而中度和僵硬底物的硬度分别为83.29-105.71和483.92-529.63 kPa，与早期研究中测量的梗死心脏组织的硬度相当（4， 5）. 同样，在软、中和硬基底上接种的 CMF 的刚度分别为 0.95–3.02、2.06–4.96 和 1.61–5.47 kPa。可以看出，正如预期的那样，电池刚度随着基板刚度的增加而增加（44）。这种加载速度依赖性刚度与先前在组织和细胞（上的发现一致33，45）。