CN111511891A - 细胞保存或培养装置 - Google Patents

Abstract

一种生物细胞保存或培养装置(20)包括腔室和可变形膜(36)，所述腔室限定用于在使用中保持流体(34)的主体的流体保持空间(30)，所述可变形膜(36)与所述流体保持空间连通，并且能够由电活性聚合物致动器装置(38)来操纵以经历限定的拓扑结构变化以在所述流体中引起流体流动的模式，通过所述流体流动的模式，流体在紧邻所述可变形膜的子区域(46)与从所述可变形膜的移除的子区域(48)之间进行交换。

Description

细胞保存或培养装置

技术领域

本发明涉及细胞保存或培养装置，例如包括片上器官细胞培养装置或设备、或用于保存或存储诸如血液的生物物质的装置或设备。

背景技术

当生物细胞或微生物在表面上生长时，它们消耗营养物(包括溶解的气体)并且排泄代谢物。在没有靠近表面的液体与体相液体的主动交换的情况下，只有扩散才能够从体相液体供应营养物，并且只有扩散才能够将代谢物远离表面向体相传送。对于营养物和代谢物交换，扩散是缓慢且低效的机制。因此，细胞生长会受这种扩散过程限制，限制营养物的供应并且限制排泄代谢物的移除，其在较高浓度下可能有害的(例如表面上的产生乙醇的酵母细胞)。此外，当若干层细胞被培养时，下层中的细胞将会在获得足够营养物方面和在清除有害代谢物方面越来越遇到困难。

在血液被捐献、和/或血液正在被存储、或血液正在被用作细胞培养设备中的培养介质的情况下出现相关的困难。存在于血液中的一种细胞是血小板(或凝血细胞)。血小板负责血液凝结，并且在身体中通过聚集在破损皮肤的部位处、粘附于皮肤并且然后激活来执行这种功能，在此之后它们不可逆地改变形状。当血液从身体中移除并且被存储时，血小板的过早激活能够被触发，除非血液被连续搅动。因此在没有搅动的情况下，血液的活性被严重地减弱，并且此外凝聚甚至可能发生。

为了防止这种情况发生，其中，必须向血小板供应足够的氧气，并且移除足够的二氧化碳。因此，例如在血液被存储在袋中的情况下，每个袋必须被放置在温度受控的存储柜中的笨重的摇动器上。

已知的是，特别是在运输期间，在没有搅动的情况下，血小板能够被激活。已经开发了摇动器以当被容纳在存储袋中时连续搅动血小板。然而，这些是笨重的装置，其在运输期间尤其是负担。还已知的是，光滑表面促进血小板的激活。因此，血液袋的内表面被图案化。

寻求能够减轻上面概述的问题的用于实现生物细胞的更有效或可靠的培养或保存的手段，其中，细胞被流体承载或要不然包围。特别地，能够在不需要大型机械摇动器的情况下提供气体或其他物质与细胞的更有效流体交换的解决方案是期望的。

发明内容

根据依据本发明的一方面的范例，提供了一种生物细胞保存或培养装置，包括：

腔室，其限定流体保持空间，所述流体保持空间适于在使用中保持一定体积的流体，并且适于在使用中保持用于保存或培养的生物细胞；

不可渗透的可变形膜，其被布置在所述腔室内或限所述腔室的表面；

电活性聚合物致动器装置，其被布置为使所述可变形膜变形，其中，所述膜保持其不可渗透性，所述电活性聚合物致动器装置是可控的以实现所述可变形膜的表面拓扑结构的受控变化；并且

所述可变形膜被布置为使得在使用中所述表面拓扑结构变化使得推动所述体积的流体内的流体流动的模式，其中，流体在紧邻所述可变形膜的第一子区域与远离所述可变形膜的第二子区域之间进行交换。

本发明的实施例是基于由电活性聚合物(EAP)致动器的装置驱动的变形膜的提供，电活性聚合物(EAP)致动器的装置是可控的以产生流体内的流体流动，使得流体在流体的表面与体相区域之间进行交换。以此方式，营养物或氧气能够被有效地供应给被设置在可变形膜附近或近侧的细胞或其他物质，并且废物能够被有效地冲刷地远离此类细胞并进入体相。这因此帮助促进细胞生长(包括例如组织或器官生长)，并且因此帮助细胞、组织或器官的培养。另外，在血液的情况下，这种流动对血液(特别地，靠近可变形膜的血液)产生搅动效果。因此，有效搅动利用小形状因子、不显著且相对低成本的解决方案来产生。血小板的激活以及凝固能够通过该装置来避免，并且因此血液细胞被保存。

通过生物细胞保存或培养装置可以意味着用于在生长或培养细胞或组织(包括例如在活检期间提取的组织)中使用的装置或设备，包括例如片上器官装置或设备。该装置可以另外地或替代地是用于用于保存生物细胞、组织或例如用于保存血液(细胞)的物质的设备或装置，例如通过防止血小板的激活和/或血液的凝固。该装置可以用于生物细胞或组织的保存，例如在活检期间提取的活检组织。

所述装置可以包括控制器，所述控制器被配置为控制所述电活性聚合物致动器装置实现所述可变形膜的表面拓扑结构的受控变化。所述控制器可以被提供为所述装置的一部分，或在另外的范例中，所述控制器可以在所述装置的外部，其中，所述电活性聚合物致动器装置适于外部控制器通信以允许致动器装置的控制。

在随后的所有描述中，提及的控制器应当被解释为可以为生物细胞保存或培养装置的部分或可以在该装置的外部且可与该装置通信的控制器。

所述装置包括限定流体保持空间的腔室，所述流体保持空间用于在使用中保持流体的主体。因此，腔室适于在使用中保持或封闭至少一体积的流体、或防止至少一体积的流体的逸出。因此，流体的局部化主体可以始终如一地被腔室包含，这对于细胞培养和保存来说是重要的。腔室因此提供了细胞培养或保存腔室。

可变形膜被布置在腔室内，或被布置为以便在使用中限定腔室的表面，例如通过形成腔室的壁的部分、或由腔室限定的至少流体保持空间的壁的部分。以此方式，膜被布置为与被保持在腔室内的流体直接接触，使得膜的受控的拓扑结构变化推动流体内的流体流动模式。

可变形膜可以具有连续层状形式。通过此可以意味着可变形膜是连续或不间断膜，例如非穿孔或非中断膜。在这种情况下，膜可以形成连续层。

腔室可以适于使得通过拓扑结构变化生成的流体流动模式被包含在腔室内。这利于流体邻近可变形膜的区域与体相之间的有效交换。通过将流体保持在腔室内，被生成的流体流动被包含在腔室内，并且被有效地引导以利于体相与膜之间的流体交换，而非例如被引导出腔室，这并不帮助与体相的有效交换。与体相的交换实现营养物对位于可变形膜处或附近的生物细胞的有效补充和废物从可变形膜处的细胞的有效冲刷。

可变形膜是不可渗透可变形膜，通过不可渗透可变形膜意味着流体不可渗透膜，其对在使用中被保持在腔室中的流体不可渗透。通过不可渗透意味着流体不能从一侧到另一侧穿过膜。此外，即使在膜被电活性聚合物装置变形之后，膜也保持其流体不可渗透性。

特别地，流体保持空间可以由单个封闭腔室限定，而非例如腔室的网络。

腔室可以是用于在使用中保持所述体积的流体的流体闭合腔室。通过流体闭合可以意味着在使用中被流体地密封、或在使用中为封装腔室、和/或至少被如此闭合以便在可变形膜的变形之后防止流体的逸出或离开的腔室。因此，腔室在使用中限定闭合的流体系统。

腔室可以在使用中与任何其他流体腔室或贮存器流体地隔离的意义上被闭合，以便形成它自己的闭合的流体系统。限定流体保持空间的流体闭合腔室可以是封装腔室。

通过提供流体保持空间作为流体闭合腔室的内部区域，流体流动模式可以被有效地隔离或被包含在腔室本身内。这提供流体在邻近膜的区域与流体的体相之间的更有效交换。根据这些范例的腔室优选地以防止流体在推动流体流动模式后流出腔室的方式而被闭合。

在备选的范例中，腔室可以不被完全地流体闭合。在范例中，腔室可以经由外流闸门被流体地连接到用于容纳可以在使用中被所述保持空间保持的流体的总体积的一部分的溢流区域。外流闸门和腔室可以被成形或布置为使得被包含在保持空间内的大部分流体在使用期间被保持在其中。因此，流体的大部分体积可以在使用中被保持在流体保持空间内。在流体保持空间被完全填充有流体的情况下，溢流区域可以允许可变形膜移动到保持空间内。

在范例中，在使用中，流体保持空间可以仅被部分地填充有流体，以由此留下用于适应由于可变形膜的变形的流体在该空间内的移位。

在范例中，腔室或流体保持空间的至少边界壁可以是柔性的，以允许被可变形膜移位的空间内的移位的流体的适应。

腔室的尺寸的比可以有利地被选择为利于提升可变形膜与体相之间的有效流体交换的流体流动。特别地，可以使得从可变形膜的表面向外(即沿基本上垂直方向)延伸的腔室尺寸与横向于可变形膜的表面延伸的尺寸的比足够大以实现与横向转向的流体流动相比从膜基本上外向引导(进入体相)的流体流动。本发明的腔室因此与例如通道区别开，其中，通常与长度相比，通道的直径或高度是小的。

例如，在本发明的(非限制性)有利范例中，从可变形膜表面向外(即基本上垂直于)延伸的腔室的尺寸与横向于可变形膜表面延伸的尺寸的比可以在1：1与1：20之间、或在1：2与1：10之间。这可以例如与用于通道状装置的相当典型的这种比进行比较，用于通道状装置的相当典型的这种比通常任何地方都在1：50和1：500之间。在此类情况下，被引导远离可变形膜的流体流动被通道边界挡住，并且由此被横向地转向。这不能促进流体在表面与体相之间的有效交换。

一般来说，流体保持空间应当至少适于保持一体积的液体，提及的流体可以被相应地解释。

通过‘培养装置’可以一般意味着用于促进或支持细胞的生长和培养的装置或设备、或用于促进细胞生长装置或设备。通过‘保存装置’可以一般意味着维持或保存细胞处于生存状态使得它们可以随后在该生存状态下被利用的装置或设备。

本发明提出了与例如在大多数微流体类型系统中采用的机制的不同的方法，其中，产生了流体被驱动为沿着表面或壁平行流动的专门层流流动。在这种流动中，沿着壁被驱动的流体与远离壁进一步进入体相的流体之间几乎不存在混合；这两个流体区域之间的仅有交换是通过扩散。然而，如上面提及的，扩散作为物质的流体传输的手段是缓慢的且低效的。本发明与该方法不同在于控制致动器装置以引起沿远离膜的方向的流动的方式使可变形膜变形方面，由此促使流体(并且因此流体承载中的营养物和/或废物)在膜表面与体相流体之间的混合和交换。

更具体地，本发明的实施例提供了一种可操作为操纵可变形膜以使得实现膜的表面拓扑结构的具体的限定的变化的受控方式变形的致动器装置。表面的这种拓扑移动给予紧邻表面的流体限定的力和压力模式，由此在流体内的促成与所实现的特定拓扑变化相关的具体的相关联的流体流动模式。因此，通过在可变形膜中促使表面拓扑结构的适当移位，流体内的流动路径的特定模式能够以可控方式被产生。

为了避免疑义，通过‘拓扑结构’一般意味着表面的表面的浮雕图案或表面的轮廓外形。

本发明的实施例依赖于实现对流体的足够强大的力以搅动膜表面与体相之间的流体流动模式的表面拓扑结构变化。特别地，通过采用电活性聚合物(EAP)的致动器装置的使用，这是可能的。电活性聚合物(EAP)是电响应性材料的领域内的一类材料。EAP能够被容易地制造成允许容易集成到各种各样的系统中的各种形状。EAP的具体优点包括低功率、小形状因子、柔性、无噪声操作、准确性、高分辨率的可能性、快速响应时间和周期性致动。

与普通致动器相比，EAP具体用于致动器装置的使用提供了相对大的变形以及在小体积中的力或薄的形状因子的有利性质。EAP还给出了无噪声操作、准确的电子控制、快速响应以及大的范围的可能致动频率，诸如0–1MHz，最典型低于20kHz。

由于它们能够在如此小的形状因子下产生的高行程和力，对于提供使得实现限定的拓扑结构变化的可控方式使可变形膜变形的功能，EAP是理想的。致动器装置可以包括多个致动器元件，或可以包括例如以使得实现成形的致动模式能够被产生的方式被成形或约束的单层致动器材料。

根据本发明的任何实施例，控制器可以适于控制所述致动器装置，以便实现在持续的基础上实现膜的所述表面拓扑结构的规律或同时变化，从而产生流体在在第一与第二子区域之间被连续或同时交换的流体流动。同时变化可以是间歇的，但拓扑结构的变化(即表面的拓扑结构的离散移位)在持续的基础上以规律的间隔发生。通过提供连续的或持续的表面移位，在表面与体相之间生成持续的流体流动，由此确保营养物和废物在邻近膜表面的区域与流体体相之间的可靠交换。

在范例中，可变形膜可以至少部分地界定或封闭流体保持空间。可变形膜可以形成流体保持空间的封闭或边界壁的至少一部分。这提供了有效的装置，因为相关联的致动器装置的驱动电子设备和互连可以被提供在表面的相反侧面上，将它们带到流体保持空间的外面，避免对流体地保护或隔离这些元件的需要。如果被提供在空间的壁上或被提供为空间的壁的一部分，壁能够为表面和/或致动器装置提供有用的结构支撑。

根据一组或多组实施例，由致动器装置在控制器的控制下实现的拓扑结构变化可以包括从流体保持空间向内或向外引导的膜的表面变形，其中，向内变形与向外变形在体积上被平衡，使得在拓扑结构变化之前和之后存在流体保持空间的体积的零净变化。

通过‘在体积上平衡’意味着由朝向流体保持空间向内引导的变形(即凸出)对着的体积的变化是使得等于由远离流体保持空间向外引导的变形(即凹陷)对着的体积的变化。等价地，(自膜)朝向流体保持空间向内引导的凸出的体积的变化通过(自膜)从流体保持空间向外或远离流体保持空间引导的凸出的体积的变化来平衡。

在一些范例中，可变形膜可以从第一扁平构造被变形到第二起伏(或者不平)构造。替代地，膜表面可以例如被变形为从第一起伏(不平)表面轮廓移动到第二不同的起伏轮廓，但是其中，凸形和凹形起伏的净总体积不发生变化(其中，凹形体积被负增加而凸形体积被正增加，或反之亦然)。

这种构造的效果是确保膜的变形不影响流体保持空间的体积的总变化。这意味着该装置能够在流体保持空间内产生流体流动，即使在空间被流体地密封并且被完全地填充有液体从而没有留下液体能够膨胀进入的空气间隙的情况下。由于液体的不可压缩性，在此类状况下产生流体流动通常将会是不可能的，因为为了产生流动，空间的边界的一定移位是必要的，以提供对于在体相内移位的流体的适应。

通过该组实施例提供的新颖性解决方案通过控制膜的表面拓扑结构变化使得边界处的移位被实现(因为膜至少部分地界定流体保持空间)来解决该问题，但是以被体积地平衡使得流体的不可压缩性不阻止流体的移动(即表面的变化不减小流体保持空间的总体积，这将会由于被流体施加在表面上的得到的阻力而是不可能的)的方式。另外，体积平衡的拓扑结构变化确保空间的总体积不由于膜拓扑结构变化而被增加，在封闭的空间中，这将会导致空间内的真空效应，由此在空间内施加强大的力并且可能引起对正在其中，培养或保存的细胞的显著损坏。

致动器装置可以包括致动器元件的阵列，每个致动器元件包括电活性聚合物。该阵列优选地是例如包括线性行或列的有序阵列。然而，其他布置和构造当然也是可能的，例如元件的弧形行或更不有序的布置。有序阵列提供了实现关于能够被产生的拓扑结构变化的形状的最大灵活性的优点。

在优选的范例中，每个致动器元件可以是可致动的以经历弯曲动作。弯曲动作可以是平面外致动。弯曲动作因此可以实现致动器元件的区域中的可变形膜沿从表面大致外面和朝向从流体的体积向内的方向的平面外变形。以此方式，在此类致动器的阵列被提供并且被如此配置的情况下，表面拓扑结构变化(即表面浮雕图案的变化)能够被实现。

每个致动器元件可以被锚固在相对的侧面处，诸如以可以致动为经历所述弯曲动作。当被电刺激时，EAP致动器元件通常可以经历平面内变形。所述锚固在其边缘处约束致动器，由此向外迫使平面内变形来实现弯曲动作。

在具体范例中，电活性聚合物致动器装置可以包括致动层，所述致动层包括致动器元件的所述阵列。该层可以例如以接合方式被设置在可变形膜附近，例如在可变形膜下，以实现通过致动器元件的膜的物理操纵。这可以提供力从元件到膜的有效传输，并且提供紧凑的装置。然而，其他装置也是可能的。

致动层可以是承载致动器元件的阵列的载体层。致动层可以包含致动器元件；即致动器元件可以被致动层一体地包括。在这种情况下，所述层可以是包围致动器元件或至少覆盖致动器元件以便保护或电绝缘的被动层。

任选地，致动器装置可以包括电活性聚合物材料层，并且其中，每个致动器元件包括电活性聚合物层的节段。在这种情况下，所述层形成致动器元件。

所述层可以通过在层中形成局部中断而被分段，使得每个节段是可控的以经历个体弯曲动作。

所述层可以另外地或替代地通过锚固件或夹具或夹子来分段，假设锚固该层的局部点或线，使得在所述锚固件或夹具或夹子之间的该层的节段经历从表面向外的弯曲动作。提供单个分段的EAP层可以表示在易于制作方面的最简单装置；提供被分段的一个层可以是比单独形成多个个体致动器元件更不耗时和更少负担。在弯曲动作被期望使得每个可能需要被配置有约束其边缘的个体夹紧装置的情况下，尤其是这种情况。

根据一个或多个实施例，每个致动器元件可以是可电驱动的以在第一稳定致动位置与第二稳定致动位置之间移动。通过稳定意味着致动器元件需要仅从一个位置转变到下一个位置的驱动信号，并且然后在没任何进一步驱动信号的情况下保持稳定在该位置处。双稳定性通过由被耦合到弹性载体层的EAP层形成的致动器构件来实现，所述致动器构件通过夹紧装置被保持约束在弯曲构造中。利用电刺激的EAP层的驱动引起致动器构件变形，引起它在夹紧装置内从第一弯曲配置翻转或转变到代替的弯曲构造。

在WO2016193412A1中提供了双稳定致动器装置的全部细节。

这种装置提供了用于驱动拓扑结构的变化的特别简单的构造。当在致动位置之间改变每个致动器元件时，仅需要施加电流或电压；一旦位置被改变，信号就能够被移除。每个元件仅具有两个稳定位置，限制可能构造的数量，因此降低相关联的驱动电子设备和其控制的复杂性。

当驱动表面拓扑结构的同时规律变化以便实现流体的持续或连续交换时，这种构造可能是有用的。膜可以例如简单地同时在致动元件处于各种第一位置的第一表面拓扑结构与每个元件被转变到其替代位置的第二表面拓扑结构之间进行交替。对于实现体积平衡的膜表面变形，这种构造也可以是有用的，通过例如在使元件处于各种第一致动位置的表面布置至每个元件被转变到其第二致动位置的表面布置之间进行交替。因此，对于元件沿一个方向的每个变化，存在另一元件沿相反方向的平衡变化。

生物细胞保存或培养装置一般适于在流体的体积的表面与体相区域之间的可靠流体交换有益于促进细胞保存或培养的任何应用中使用。具体设想的应用包括专用于培养细胞的装置和用于存储血液的装置。

因此，根据至少一组实施例，所述装置是细胞培养装置，并且其中，流体流动的模式是用于实现位于可变形膜处或附近的细胞的营养补充。

通过细胞培养装置意味着用于培养生物细胞(包括例如培养或生长组织)的装置或设备。该装置可以例如是用于培养通过活检获得的活检组织。该装置可以例如是用于培养或生长器官组织或用于培养或生长器官。该装置可以例如是用于片上器官生长或培养。

生物细胞保存或培养设备可以包括用于培养生物细胞的基底，所述基底被布置在腔室内。任选地，基底可以适于将细胞保持在该基底上的固定位置中。这避免了移位或干扰细胞的膜表面变形。

在范例中，基底可以被可变形膜包括。

例如，可变形膜可以被隔离(或绝缘)涂层覆盖。在范例中，所述涂层构成基底。替代地，专用的(例如柔性)基底可以被设置为跨过可变形膜的表面被耦合。在另外的范例中，可变形膜可以被成形为界定由膜环绕的非致动区域或空间，用于容纳基底。

基底可以形成用于片上器官细胞生长的芯片的至少一部分。片上器官是一般表示芯片的领域的术语，大多数芯片通常具有允许流体在芯片移动的器件和更一般地用于模拟器官和器官系统的活动、力学或生理响应的器件。它是已经作出初步突破但是尤其在改进用于更有效营养物供应的微流体机构方面仍有许多工作要做的新兴技术领域。

根据至少一个又一组实施例，所述装置可以是血液存储装置或设备，并且其中，可变形膜是用于搅动被存储在流体保持空间内的血液以防止血液内的血小板的激和/或放置血液的凝固。

任选地，血液存储装置可以包括血液存储袋，所述袋形成该装置的所述腔室。通过‘袋’一般意味着柔性容器或者由柔性外皮界定的附件。袋可以意味着通过例如由塑料材料形成的柔性壁封装的流体密封封装。

在范例中，可变形膜可以形成血液存储装置的流体保持空间的封闭壁的至少一部分。任选地，致动器装置可以包括致动层，所述致动层包括电活性聚合物，所述层换行形成流体保持空间的壁变形的所述可变形膜被设置，用于使所述膜变形。

这提供了实施本发明用于血液存储袋的经济的手段。血液存储袋在单次使用之后被处置以避免污染。如果致动器装置被包含到袋本身的壁内，这会证明是昂贵，因为致动器和电子设备将会需要与每个袋一起被扔掉。替代地，这些实施例提供了致动器装置在的袋外部的装置，所述装置以能够被应用或压在可变形膜上用于使它变形的层的形式来实施。这可以简单地是袋能够位于其上或袋能够被挂或压在其上的固定表面或层。然后当袋被需要用于使用时，袋能够从致动层被移除，并且该层被重新用于不同的袋。

致动层可以以适形的方式换靠可变形膜被设置(即使得两个表面彼此适合)。

通过‘封闭壁’可以意味着流体封装壁。

在范例中，血液存储装置可以包括两个可变形膜，每个可变形膜形成流体保持空间的封闭壁的至少一部分，并且其中，每个可变形膜相对于相对于相应的电活性聚合物致动器装置被布置用于通过致动器装置来进行变形。

在备选范例中，电活性聚合物致动器装置可以被可变形膜包括、或被包含在可变形膜中或被固定地耦合到可变形膜，所述可变形膜形成腔室或流体保持空间的壁的至少一部分。因此，血液袋可以包括或包含用于使可变形膜变形的EAP致动器装置。

在某些范例中，可以提供一种被配置用于保持血液作为培养介质的细胞培养装置或设备。在这些范例中，所述装置有利地提供便于营养物在体相与腔室的壁之间的有效交换和便于血液培养介质的搅动以防止血小板的激活和血液的凝固的双重功能。

在根据本发明的任何实施例的优选范例中，所述电活性聚合物致动器装置可以包括电致伸缩电活性聚合物材料。

所述细胞培养或保存装置可以包括多个可变形膜，每个可变形膜被布置为通过相应的电活性聚合物致动器装置被变形，所述多个可变形膜以彼此分开的方式由框架结构支撑。

如上面提及的，本发明允许被流体保持空间保持的所述体积的流体内的流体流动模式的受控生成。这通过被实现的具体拓扑结构变化来控制。这些不同的流体流动能够通过本发明的任何实施例来产生。

通过范例，控制器可以根据一个或多个范例而适于控制所述致动器元件以顺序方式致动，所述致动描述跨过致动器装置的顺序致动路径，以由此至少沿所述致动路径的方向引起波浪状流体流动。

通过又一范例，所述控制器可以根据一个或多个范例而适于控制所述致动器元件以级联方式致动，其中，所述致动器以顺序相继组方式被致动，每个致动的组大于之前致动的组。

本文中描述的还范例包括一种细胞培养或保存装置，包括：如上面的范例中描述或如本说明书的权利要求中限定的生物细胞培养装置，并且还包括被保持在所述流体保持空间内的一定体积的细胞培养流体；和/或包括如上面的范例中描述或如任何对应的权利要求中限定的血液存储装置，并且还包括被保持在所述流体保持空间内的一体积的血液。

本发明的这些和其他方面将参考下文描述的(一个或多个)实施例变得显而易见并将参考下文描述的(一个或多个)实施例得以阐述。

附图说明

现在将参考附图详细描述本发明的范例，其中：

图1和图2示出了EAP设备的两种可能的操作模式；

图3示出了根据本发明的一个或多个实施例的范例生物细胞保存或培养装置；

图4图示了根据一个或多个实施例的范例EAP致动器装置和可变形膜的结构和操作；

图5示出了为了诱导流体流动模式的根据一个或多个实施例的范例生物细胞保存或培养装置的操作；

图6图示了根据一个或多个实施例的致动器装置的范例控制模式；

图7示出了根据一个或多个实施例致动器装置的又一范例控制模式；

图8示出了根据一个或多个实施例致动器装置的又一范例控制模式；

图9图示了包括流体保持袋的范例生物细胞保存或培养装置的结构和操作；

图10图示了控制包括流体保持袋的生物细胞保存或培养装置的模式；

图11示意性地图示了根据一个或多个实施例的范例生物细胞保存或培养装置；

图12示出了根据本发明的一个或多个实施例的用于控制致动器元件的阵列的范例控制电路；并且

图13示出了使用图12的范例控制电路根据时间被施加通过致动器元件的得到的电压。

具体实施方式

本发明提供了一种生物细胞保存或培养装置包括腔室和可变形膜，所述腔室限定用于在使用中保持流体的主体的流体保持空间，所述可变形膜与所述流体保持空间机械连通，并且可通过电活性聚合物致动器装置来操纵以经历定义的拓扑结构变化，从而在所述流体中诱导流体流动的模式，通过此流体在紧邻所述可变形膜的子区域与远离所述膜的子区域之间进行交换。

本发明的实施例利用电活性聚合物(EAP)来便于致动。

电活性聚合物(EAP)是电响应性材料领域内的新兴种类的材料。EAP能够作为传感器或致动器工作并且能够被容易地制造成允许容易集成到各种各样的系统中的各种形状。

在过去的十年中，已经开发了具有已显著改善的特性(诸如致动应力和应变)的材料。技术风险已经被降低到对于产品开发而言可接受的水平，使得EAP在商业上和技术上变得日益受到关注。EAP的优点包括低功率、小形状因子、柔性、无噪声操作、准确、高分辨率的可能性、快速响应时间以及循环致动。

EAP材料的经改善的性能和具体优点导致了对新应用的适用性。

EAP设备能够被用在期望部件或特征基于电致动的小量的移动的任何应用中。类似地，所述技术能够被用于感测小的移动。

与普通致动器相比，由于在小体积中的相对大的变形和力或薄的形状因子的组合，EAP的使用实现了之前不可能的功能，或者提供了优于普通传感器/致动器解决方案的大的优点。EAP也给出了无噪声操作、准确的电子控制、快速响应以及大的范围的可能致动频率，诸如0–1MHz，最典型低于20kHz。

使用电活性聚合物的设备能够被细分成场驱动的材料和离子驱动的材料。

场驱动的EAP的范例包括压电聚合物、电致伸缩聚合物(诸如基于PVDF的弛豫聚合物)和介电弹性体。其他范例包括电致伸缩接枝聚合物、电致伸缩纸、驻极体、电致伸缩弹性体以及液晶弹性体。

离子驱动的EAP的范例是共轭/导电聚合物、离子聚合物金属复合物(IPMC)和碳纳米管(CNT)。其他范例包括离子聚合物凝胶。

场驱动的EAP通过直接机电耦合由电场来致动。其通常要求高的场(伏每米)但是低的电流。聚合物层通常是薄的以保持驱动电压尽可能低。

离子EAP通过对离子和/或溶剂的电诱发的传输来激活。其通常要求低的电压但是高的电流。其要求液体/凝胶电解液介质(但是一些材料系统也能够使用固态电解质来操作)。

这两个种类的EAP具有多个族成员，每个族成员具有其自身的优点和缺点。

场驱动的EAP的第一显著的子类是压电和电致伸缩聚合物。尽管常规的压电聚合物的机电性能是有限的，在改进该性能过程中的突破已经得到了PVDF弛豫聚合物，其表现出自主电极化(场驱动的对齐)。这些材料能够被预应变以获得在应变方向上的经改进的性能(预应变导致更好的分子对齐)。通常，使用金属电极，因为应变通常处在中等状态(1-5％)中。也能够使用其他类型的电极(诸如导电聚合物、基于碳黑的油、凝胶或弹性体等)。电极可以是连续的或分段的。

场驱动的EAP的感兴趣的另一子类是电介质弹性体。该材料的膜可以被夹置在相容的电极之间，形成平行板电容器。在电介质弹性体的情况下，由所施加的电场感生的麦克斯韦应力导致在膜上的应力，这使得膜在厚度方面压缩并且在面积方面扩展。应变性能通常通过对弹性体进行预应变来扩大(要求框架以保持预应变)。应变能够是相当大的(10-300％)。这也约束了能够使用的电极的类型：对于低和中等应变而言，能够考虑金属电极和导电聚合物电极，对于高应变状态而言，通常使用基于碳黑的油、凝胶或弹性体。电极可以是连续的或分段的。

在一些情况下，当聚合物自身缺乏足够的导电性(逐维度)时，添加膜电极。电解液能够是液体、凝胶或固态材料(即，高分子重聚合物和金属盐的络合物)。最常见的共轭聚合物是聚吡咯(PPy)、聚苯胺(PANi)和聚噻吩(PTh)。

致动器也可以由电解液中悬置的碳纳米管(CNT)形成。电解液与纳米管形成双层，这允许电荷的注入。该双层电荷注入被认为是CNT致动器中的主要机制。CNT充当具有被注入到CNT中的电荷的电极电容器，其然后通过由电解液移动到CNT表面而形成的电双层来平衡。改变碳原子上的电荷导致C-C键长度的改变。因此，能够观测到单个CNT的扩张和收缩。

图1和图2示出了EAP设备的两种可能的操作模式。

该设备包括电活性聚合物层14，所述电活性聚合物层14夹在电活性聚合物层14的相对侧上的电极10、12之间。

图1示出了未夹紧的设备。如图所示，使用电压来使电活性聚合物层在所有方向上扩张。

图2示出了被设计为使得扩张仅在一个方向上出现的设备。该设备由载体层16支撑。使用电压来使电活性聚合物层弯曲或弯转。

可以认为电极、电活性聚合物层和载体一起构成整个电活性聚合物结构。

例如，所述运动的性质源自在被致动时扩张的主动层与被动载体层之间的相互作用。为了获得如图所示的围绕轴的不对称弯曲，可以例如施加分子取向(膜拉伸)，迫使在一个方向上移动。

在一个方向上的扩张可能由EAP聚合物的不对称性引起，或者可能由载体层的性质中的不对称或两者的组合引起。

如上所述的电活性聚合物结构可用于致动和感测。最突出的感测机制基于力测量和应变检测。例如，介电弹性体可以通过外力容易地拉伸。通过在传感器上施加低电压，可以将应变测量为电压的函数(电压是面积的函数)。

用场驱动系统进行感测的另一种方法是直接测量电容变化或测量作为应变的函数的电极电阻的变化。

压电和电致伸缩聚合物传感器可响应于所施加的机械应力而生成电荷(假设结晶度足够高以生成可检测的电荷)。共轭聚合物可以利用压电离子效应(机械应力导致影响离子)。当暴露于可以测量的应力时，CNT经历CNT表面上的电荷变化。还已经表明，当与气态分子(例如O2、NO2)接触时，CNT的电阻发生变化，使得CNT可用作气体检测器。

本发明的实施例利用在有利的范例中可以是体外培养设备或装置(例如所谓的片上器官)的部分或在另外的范例中可以是用于血液或血小板的存储容器的部分的可变形膜。在一些范例中，多个此类膜可以被使用，例如包括两个表面，在其周边处被密封以在其之间限定可以用作可溃缩容器(诸如血液袋)的流体保持空间。

实施例利用基于电活性聚合物的致动来使可变形膜变形。

在某些范例中，可变形膜可以由电活性聚合物致动器组成或包括或要必然承载电活性聚合物致动器，例如用于使表面变形的电活性聚合物致动器。在另外的范例中，表面可以是被布置在致动表面上的薄柔性层或箔，所述致动表面包括电活性聚合物致动器，例如以分段方式被组织用于使层变形。

因此，例如与机电或其他电机致动器件相比，可以提供具有薄形状因子的可控可变形表面。得到的装置具有比例如本领域中已知的用于血液袋的机械搅动或摇动装置小得多的形状因子。

图3图示了根据本发明的一个或多个实施例的第一范例生物细胞保存或培养装置。装置22包括腔室24，腔室24的内腔限定了用于在装置的使用期间保持一体积的流体34的流体保持空间30。

与流体保持空间30机械连通的是可变形膜36。在图3的范例中，可变形膜延伸跨过腔室24的基部以形成流体保持空间的封闭或密封壁。可变形膜是流体不可渗透的。被耦合到可变形膜的下表面的是电活性聚合物(EAP)致动器装置38，电活性聚合物(EAP)致动器装置38包括可被控制器50独立地控制的电活性聚合物致动元件42的阵列，控制器50被提供为与致动器装置操作性地耦合。控制器适于控制致动器装置实施可变形膜的受控变形，以由此诱导膜的表面拓扑结构的一个或多个限定的变化。

尽管在图3的具体范例中，控制器被提供为细胞保存或培养装置本身的一部分，但是在另外的范例中，控制器可以在该装置的外部，并且其中，致动器装置适于被连接到并且与用于控制致动器装置的所述外部控制器通信。随后的所有特征、范例和描述可以被理解为可由如下装置实施，其中，控制器被提供为该装置的一部分，或其中，控制器可以被提供在该装置的外部。

图4更详细地示出了可变形膜36和EAP致动器装置38。在本范例中，致动器装置包括被耦合到衬底层52的电活性聚合物(EAP)材料的连续层38。衬底层具有比可变形膜更大的挠曲刚性或弹性。以阵列形式跨过衬底层提供的是被形成在衬底层中或被耦合到衬底层的多个狭缝或锚定元件54。这些狭缝或锚定元件有效地将致动器装置38、52分段成多个个体致动器元件42。

如图4中示出的，在EAP材料层38通过由电极装置(未示出)施加的电流或电压被电刺激之后，EAP层通过平面内变形作出响应。弹性衬底层52阻止平面内变形，由此迫使平面外变形或弯曲。局部狭缝或锚定点54的阵列将所诱导的完全动作分解成局部化弯曲区域，被局部化为在锚定点之间对向的区域。因此，每个致动器元件42经历局部弯曲动作。

通过将电刺激应用于覆盖仅某些致动器元件42的致动器装置38、52的仅某些区域，这些致动器元件能够被单独驱动为致动。因此，每个致动器元件的个体化控制是可能的额。在范例中，这可以通过分段的电极装置或通过为每个致动器元件提供可个体驱动的电极装置来促进。

通过可选择地控制致动器元件42的具体模式来变形，能够看出可变形膜36的表面拓扑结构的受控变化能够被实现。通过EAP致动器装置38的致动器元件的合适驱动，能够在膜中产生任何具体的拓扑模式或轮廓。

如图5中图示的，在驱动致动器元件42以诱导可变形膜36的表面拓扑结构的变化之后，由于与膜接触的原因，在流体保持空间30的流体34内的流体流动56的相关联的模式。由于拓扑结构变化的平面外方向性，流体流动是沿大致远离可变形膜表面的方向。因此，产生流体流动模式，其中，流体紧邻或邻近可变形膜的第一子区域46与更远离可变形膜、即流体34体相中的第二子区域48之间被交换。

通过合适的控制可以产生许多不同的流体流动模式。在某些范例中，表面拓扑结构的变化是包括沿从流体保持空间30向内和从流体保持空间外向的膜36方向的变形的变化(如图5中)。这表示诱导流体朝向和远离可变形膜流动从而确保向膜的表面供应营养物和冲洗废物远离表面的简单机制。

对于图3-5的范例，致动器装置38优选地被控制为循环地使膜36在扁平构造与起伏构造之间来回变形，诸如以提供流体朝向和远离膜的有效传输。

在范例中，流体保持空间30可以被流体地密封，并且其中，流体是完全填充空间而无任何气穴(或其他气体)的不可压缩液体。在这种情况下，只有存在允许暂时排出或适应空间内的一部分流体的一些溢流器件，导致膜(向流体保持空间)的净向内弯曲的膜36的表面拓扑结构变化才会是可能的，使得膜移位能够被体积地适应。溢流器件可以是形成流体保持空间的密封壁的至少一部分的又一柔性膜，所述膜能够凸起(相对于空间向外指向)以适应过多的移位的流体。这需要液体的不可压缩性。在范例中，流体保持空间或腔室的边界壁可以简单地为柔性的以适应移位的流体。

溢流器件可以替代地通过流体保持空间30的溢流出口(未示出)来提供，所述溢流出口允许由于可变形膜36的变形而被移位的流体暂时逸出到例如溢流腔室。在范例中，出口可以通过可渗透膜元件来提供，所述可渗透膜元件包括小流体可渗透孔以允许流体的逸出。可渗透膜可以优选地被提供有小到足以防止被微生物污染的孔。

替代地，通过控制表面拓扑结构变化，能够避免可变形膜中的溢流，所述表面拓扑结构变化在相对于流体保持空间30指向内部和外部的变形之间被体积地平衡。因此，存在流体保持空间的总体积的零净变化，因为通过向内弯曲的致动器的体积的任何局部减小借助于通过向外弯曲的致动器的局部增加来平衡。

在范例中，这可以包括从扁平膜表面轮廓移动到起伏轮廓，延伸到相等线性移位的起伏或平面的任一侧上的振幅由之前的扁平构造限定。

在范例中，根据该控制范例的致动器元件42可以是双稳定电活性聚合物致动器，所述双稳定电活性聚合物致动器可通过电流或场的施加而驱动为在第一稳定致动位置与第二稳定致动位置之间移动。

通过稳定意味着致动器元件需要仅从一个位置转变到下一个位置的信号，并且然后在没任何进一步驱动信号的情况下保持稳定在该位置处。双稳定性通过由被耦合到弹性载体层的EAP层形成的致动器构件来实现，所述致动器构件通过夹紧装置被保持约束在弯曲构造中。利用电刺激的EAP层的驱动刺激致动器构件变形，引起它在夹紧装置内从第一弯曲构造翻转到代替的弯曲构造。

例如在WO2016193412A1中提供了双稳定致动器装置的全部细节。

通过范例，致动器装置38可以从第一表面拓扑结构状态被移动，在第一表面拓扑结构状态下，致动器元件42的基本上一半处于常见的第一状态(例如扁平状态)，并且基本上一半处于常见的第二状态(例如向外弯曲)。表面拓扑结构变化可以通过简单地反转每个致动器元件42的致动状态来影响。一半将会移动到向外弯曲状态；另一半移动到扁平状态，因此体积地平衡，允许流体流动路线被产生，但是不压缩该流体。

在任何范例中，致动器元件42可以作为一个整体或以子组方式被同时激活，或者可以例如以间歇方式被个体地或单独地激活，以增强混合。

有利地，在本发明的实施例中，腔室的尺寸的比率可以被选择为以便利于流体在邻近可变形膜36的区域46与流体的体相中的区域48之间的有效混合。

例如，在本发明的(非限制性)有利范例中，从可变形膜表面(即基本上垂直于可变形膜表面)向外延伸的腔室的尺寸与横向于可变形膜表面延伸的尺寸的比率可以在1：1和1：20之间或在1：2和1：10之间。这可以例如与用于(非腔室)通道状装置的相当典型的这种比形成对比，用于(非腔室)通道状装置的相当典型的这种比率在任何地方通常都在1：50至1：500之间。在此类情况下，远离可变形膜指向的流体流动立即被同通道的边界挡住，使流体横向于可变形膜转向。这不能促进流体在膜表面与体相之间的有效交换。

通过进一步解释，仅通过纯粹非限制性图示，适于在本发明中使用的致动器元件可以具有大约70微米的最大致动器移位(对于具有5mm的横向宽度的致动器元件)。

根据一组实施例，所述装置的腔室可以是由血液袋形成的腔室。通过非限制性范例，根据本发明的实施例的范例血液袋可以具有大约30mm的“高度”，即承载致动器元件的袋的主要表面之间的尺寸。在非限制性范例中，垂直于可变形表面的腔室的尺寸与致动器元件的最大致动移位的典型比可以为大约1：0.002，或例如在范围1：0.00015和1：0.002内。

这可以例如与(非腔室)血液运送管装置形成对比，其中，这种管可以具有大约4mm的典型高度。(垂直于可变形表面的)通道高度与最大致动器移位的比可以为大约1：0.02，即以10的因子更小的量级。比的典型范围可以例如是从1：0.00125至1：0.035。

根据一个或多个实施例的装置可以提供细胞培养装置，例如片上器官装置。这可以是所谓的‘片上肿瘤’装置。在此类装置的非限制性范例中，(大致垂直于可变形表面)的腔室高度与最大致动器移位的比可以为大约2700微米至70微米，即在非限制性范例中大约1：0.26的比、或例如在范围1：0.0018和1：0.26内。

这再次可以与通道状装置形成对比，其中，通道高度与致动器移位之间的比可以小到1：1。比的典型范围可以例如在0.1和1之间。

因此能够看出，对于本发明的实施例的腔室装置，高度：宽度比和高度：致动器移位比一般大于典型的通道状装置的那些。

在本领域的背景下，通道与腔室之间的主要差异是，通道用于连续过程，而腔室用于分批(局部化)过程。

为了图示，以下过程可以在通道中被执行：将(一种或多种)物质从一个位置运送到另一位置；通过使用被动结构运送来进行混合，像蛇形通道或通道中的特殊拓扑结构特征；将两种成分注入通道中，并且在运送期间在两种成分之间发生化学反应。

相比之下，并且仅为了非限制性图示，以下可以在腔室中被执行：通过主动器件进行混合；通过混合反应物而被采集的化学反应。

在过程需要一定局部化体积的情况下，需要腔室而非通道。例如对于细胞培养(包含组织培养，包含种类培养)或存储血液，是这种情况。

将血液存储在通道中是不切实际的，因为这将会急剧地增加表面与体积比，显著增加不利表面影响的可能性，即血小板在表面上的激活或凝固。另外，这种管道将会比血液袋更昂贵，因为大得多的表面积将会更大量的致动元件来充分覆盖表面以防止血小板激活。

此外，在细胞培养装置或设备用于肿瘤的生长以及血管生成的情况下，需要适应肿瘤向外生长所需的最小通道高度。窄腔室通常不能适应肿瘤或例如器官的生长。特别地，肿瘤的体积广泛地扩散以便覆盖例如单个细胞层(使得它可以配合在通道内)不诱导血管生成。

特别地，在其新陈代谢需求由于氧气和营养物的扩散限制而被约束之前，肿瘤能够生长到大约1-2mm的尺寸。为了生长超过这个尺寸，肿瘤转变为血管生成表型，并且从周围基质吸引血管。该过程通过各种促血管生成因子和抗血管生成因子来调节，并且是肿瘤进一步长大的先决条件。

如上面提到的，致动器元件42可以被个体地解决。因此，能够产生各种各样不同的表面拓扑结构模式和相关联的流体流动。可以被产生的一系列流体流动模式将会在下面的实施例中进行描述，并且包括1)跨过可变形膜36的局部化波浪状流体流动，2)跨过整个可变形膜的全面波浪移动，由此诱导流体在体相与膜之间的大规模交换，以及3)邻近膜表面的区域与流体体相中的远离表面的液体之间的局部圆形移动。

图6图示了用于控制可变形膜的表面拓扑结构变化以便诱导流体34中的波浪状流体流动模式的范例控制模式。控制器50(未示出)根据该模式被调试为控制致动器元件42以顺序方式致动，限定跨过可变形膜36的顺序致动路径，以由此至少沿所述致动路径的方向诱导波浪状流体流动。

图6(a)-(c)示出了相继时间点处的致动，在每个时间点处，另外的单个致动器元件42已经被顺序地激活。在范例中，元件从左右向左被激活。这在膜36表面上面从右向左生成波浪状流体流动。

在该范例中，在非激活状态下，可变形膜36是扁平的。在激活状态下，每个致动器元件42弯曲，并且朝向体相区域48远离膜表面径向向内推动流体保持空间30中的液体34(参见图5)。在最终(最左)致动器已经被激活之后，从右向左顺序地停用致动器，在表面上面产生第二波浪。第二波浪的开始可以替代地在最终(最左)致动器已经被激活之后被开始。

由于表面上存在向左的净流动，这还诱导空间地远离膜表面的体相液体区域48中的平行向左移动。

当顺序地将致动器元件从弯曲构造激活回到扁平构造时，回来朝向可变形膜36的液体流动被实现。如在图4的范例中，在致动器装置38的衬底52中提供了局部狭缝或固定点54以将EAP层36分段成局部化致动器元件42。

尽管在图6中图示了右向左激活，但是这仅用于图示。任何其他方向性也可以被实施。图6的示意性图示仅示出了膜层的剖视图。实际上，跨过表面产生二维激活模式。因此，致动器元件可以以沿着膜表面顺序地移动的线方式被激活，或跨表面被顺序地、个体地激活。

如上面讨论的，具体的体积平衡的控制方案能够被实施用于改变可变形膜36的表面拓扑结构，以便在流体36的不可压缩体积中提供流体流动。在这种方案中，产生的表面拓扑结构变化包括从流体保持空间30向内和向外指向的膜表面变形，其中，向内变形利用向外变形被体积地平衡。结果是在拓扑结构变化之前和之后存在流体保持空间的体积的净变化。

图7示意性地图示了这样的控制方案。

在图7的范例中，提供了包括EAP致动器元件42的阵列的电活性聚合物致动器装置38。在优选的范例中，可以存在双稳定致动器元件。在图中，为了图示的简单性，致动器元件被示为矩形。

图7中图示的控制方案是致动器装置38表面上面的从右向左的波浪状流体流动。激活的顺序通过在时间上顺序上向下移动的图像(a)-(e)来示出。每个图像示出了致动器元件42的顺序激活，如通过小箭头指示的。能够看出对于从向外致动状态溃缩到扁平状态的每个致动器元件，另一元件沿相反方向变形。因此，向外变形的致动器的总数量在每个时间点处是相同的，并且对于非向外变形的致动器，是同样的。流体保持空间30的体积的净体积变化因此为零。

变形模式引起从右向左移动的元件42的顺序激活。这产生波浪状流体流动，而通过同时溃缩周围致动器元件来补偿任何体积变化。

图8示出了用于引起不可压缩流体中的流体流动的又一体积平衡的范例控制方案。

根据该控制方案，控制器适于控制致动器元件以级联方式致动，其中，致动器以顺序相继组的方式被致动，每个致动的组大于之前致动的组。

如图7的范例中，提供了双稳定致动器的柔性表面38，在图示中被示意性地表示为矩形。在流体保持空间中产生跨过致动器装置38的表面从右向左移动的波浪状液体流动模式。图7(a)-(e)中的每一个以致动模式方式示出了顺序阶段。能够看出对于被向外致动的每个元件，另一个被溃缩为扁平的，体积地补偿该变形。

如能够注意到的，从(a)向(a)观察图片，在每个步骤中，致动器的另一组被激活，大于之前激活的组。这引起从右向左的波浪状雪崩流动。

如之前范例中，图示仅是示意性的，并且仅示出了致动器装置38表面的一部分。

根据又一组范例控制模式，可以在这种模式的可变形膜中诱导表面拓扑结构变化，以便诱导流体保持空间30内的流体的周期性或旋转移动，在邻近膜表面的区域46与流体34的体相区域48之间循环。

在图9中图示了这种控制方案的范例。

图9通过范例示出了包括袋64(例如血液袋)的细胞保存装置，袋64(例如血液袋)形成该装置的腔室。袋由在其周边处被结合在一起以密封内部流体保持空间30的两个柔性可变形膜或箔66a、66b形成。两个膜因此限定腔室的相应表面或壁。袋被保持在两个平行表面之间。第一个(底部)是被耦合到如之前范例中描述的弹性衬底层52的电活性聚合物致动器装置38。致动器装置以用于使膜变形的方式倚着下袋的柔性膜66b被设置。平行表面中的另一个(上)是被动或静止层62。EAP致动器装置38可以被提供为被机械地夹紧到柔性箔66b或者被可释放地耦合，但是不必被结合、密封或融合到它。致动器装置38以接合方式抵靠柔性箔66b被保持，使得后者的表面跟随前者的拓扑结构变化。

在图9的范例中，EAP致动器装置38的致动器元件42被示为从右向左被顺序地致动，每个致动的元件42a推动袋的柔性箔66b以诱导其对应的表面变形。这种表面变形诱导袋64的流体保持空间30内的随之发生的流体移位。一系列致动的致动器元件42a的随着时间的组合作用在袋64内产生具体的流体流动模式。由于袋64的形状和顺序的致动模式，在流体保持空间30中诱导周期性流体流动模式，如通过箭头指示的。这种周期性流动在紧邻下部柔性箔66b的区域46与远离箔的流体的体相中的区域48之间循环。

在本范例中，流体保持空间30中的流体34包括能够适应由于可变形箔66b的完全模式而被移位的流体34的气穴65。这使得流体流动能够被实现而无需如图7和8的范例中那样体积地平衡表面变形。

袋64可以是可溃缩的。袋可以被夹紧在两个表面62和36、38之间。上表面62可以刚性的，或可以是柔性的。

在流体保持空间30外部提供活动层38、36诸如以经由可变形箔66仅与流体34间接地连通的益处是，袋64可以被单独地设置，而不破坏致动器装置38的致动机构。这在袋提供血液袋的功能的情况下是有用的。血液袋能够仅被使用一次以避免污染。图9的装置允许袋的流体被主动地搅动而无需致动机构集成到容器本身的结构。

尽管在图示的范例中，延伸跨过袋表面的致动元件42的数量是相对少的，但是这仅用于示意性图示。通常将会在延伸跨过袋的侧面的表面表面中包括大量的致动器元件。

尽管在图9的范例，包括气穴65以适应由于柔性箔壁66a的变形的流体34的移位，但是在另外的范例中，能够实施体积平衡的控制方案(类似于之前范例中描述的那些)，并且其中，类似的周期性流体流动模式能够被诱导。

图10示出了根据这种方案的范例。

图10(a)-(d)示出了用于流体保持空间30的流体34中的周期性流体流动的控制方案中的顺序致动步骤，其中，不提供气穴来适应流体膨胀。

所示出的构造包括如图9的范例中的由被周边地密封在一起以限定内部流体保持空间30的两个柔性箔66a、66b构成的袋64。袋被设置在一对平行表面之间，每个表面包括相应的电活性聚合物致动器装置38。每个电活性聚合物致动器装置被提供为以接合方式被应用于上66a和下66b柔性箔中的相应柔性箔，以便引起箔中的表面拓扑结构变化。表面拓扑结构变化引起流体保持空间30的流体34内的相关联的流体流动模式。

为了本范例的目的，假设采用双稳定EAP致动器元件42。

图10(a)示出了致动器元件42的初始构造，其中，一半元件被致动42a(也沿着底部表面被镜像)，并且一半不被致动。

图10(b)示出了随后的致动状态，其中，活动和失活的致动器元件42的总数量尚未被改变，但是其位置已经移动。特别地，被虚线包围的那些元件是其致动状态已经改变的那些。通过(A)指示的那些首先被转变，其中，通过(B)指示的那些在短延迟之后被随后转变。通过单独激活这些组，更好地引起期望的周期性流动(在这种情况下顺时针流动被产生)。

图10(c)示出了下一个致动状态。再次，被虚线包围的致动器元件42是已经改变状态的那些，其中，通过(A)指示的那些首先被改变，紧接着(B)，以再次位置期望的周期性流动。

图10(d)示出了最终致动状态，其中，被虚线包围的那些致动器已经再次改变致动状态，通过(A)指示的那些首先被改变，紧接着(B)。

技术人员将会容易地意识到，这种激活模式的连续将会维持液体流动的周期性模式。

在范例中，可以提供被配置为被配置为控制维持周期性流动模式同时还维持流体保持空间30的体积的零净变化所需的致动器激活的模式的电路。这可以例如借助于被编程有针对每个顺序阶段的一连串致动器状态的查找表来实现；然而，其他手段也能够被使用。

图10仅示出了袋64的剖视图。应意识到，通过致动器元件42的类似顺序控制但是以改变取向的装置方式进行配置，沿横向于所示出的方向的方向(即进入页面或从页面中出来)的周期性运动也能够被产生。

如图10中示出的双致动器装置38和相关联的可变形膜66的使用不限于袋内或用于袋的应用。这样的配置也可以被提供用于细胞培养装置，其中，均具有相关联的变形EAP致动器装置的两个或更多个可变形膜可以被组装，例如借助于框架结构以彼此分开的方式被支撑。在范例中，这种致动器装置可以被用作片上器官装置的一部分。可变形膜可以形成片上器官装置的必要部分，或可以被布置为抵靠作为装置的一部分的柔性箔被接合。

纯粹通过图示，根据本发明的一个或多个实施例的范例血液袋通常可以具有500cm³的容量的流体保持空间和大约15x10 cm的表面积。血液袋的平均‘高度’(袋的主要表面之间的距离)可以为大约～3.3cm，例如3-5cm。

因此，典型的纵横比(平均长度除以高度)可以为大约((15+10)/2)/3.3，即～4。典型的范例范围可以例如在1.8和8之间。在可溃缩袋的情况下，在袋的中心区域附近，高度可以为大约5cm，这在袋的边缘处减小至零。

这可以例如与(非腔室)通道形成对比，所述(非腔室)通道通常可以给予～4mm的内径，具有例如大约50cm的长度，由此给予大约50/0.4、即～125的纵横比。典型的范例范围可以例如在62和500之间。

因此，能够看出，与通道相比，对于腔室(根据本发明)，纵横比(长度/高度)通常小得多。这种更小的纵横比帮助流体在可变形膜与体相之间的有效交换，因为腔室的高度允许沿从可变形表面向外的方向的自由流体流动的适应。在通道中，受限制的高度意味着流体流动一般沿着通道被横向地重定向。

如上面提及的，在本发明的实施例中，细胞培养装置可以被提供用于培养肿瘤生长。通过图示，肿瘤可以生长到具有例如(直径)高度～1.34mm的大约5mm³的体积尺寸。在优选的情况下，细胞培养装置的腔室可以具有腔室的高度(即垂直于可变形膜36表面)两倍的宽度(即横向于可变形表面)。因此，在范例情况下，纵横比(长度除以高度)将会是2。纵横比的合适范例范围可以在2和20之间。

相比之下，片上器官装置或设备中的典型(非腔室)微通道通常可以具有大约5mm的长度和大约50微米的直径，给出大约5000/50＝100的纵横比(长度/高度)。典型的范例范围可以例如在50和200之间。

因此能够再次看出，与通道相比，对于腔室(根据本发明)，纵横比(长度/高度)通常小得多。这种更小的纵横比帮助流体在可变形膜与体相之间的有效交换。

强调的是，上述范例尺寸比纯粹是图示性的，并不对本发明的构思进行限制。

尽管在上述的各种范例中，提供了包括被耦合到弹性衬底的EAP层的致动器装置38，但是在进一步的备选范例中，这种衬底可以被省略。在这种情况下，准随机弯曲构造可以在EAP层的电刺激之后被实现。例如，可以引起起皱模式。这里，类似的单更不可配置的流体效果在流体保持空间30中被实现，其中，流体在邻近可变形膜36的区域46与流体体相内的远离可变形膜的区域48之间进行交换。

在一些实施例中，可变形膜36的受控的拓扑结构变化可以起双重作用。对于提供细胞培养装置的实施例，拓扑结构变化可以正被培养在由可变形膜承载的表面(例如芯片表面)上的细胞的有用机械刺激。

对于特定种类的细胞，这是有用的，例如刺激自然生长条件。例如，肺中的肺泡中的细胞在正常条件下被伸展。由于心脏的收缩，心脏的细胞被连续变形或伸展。因此，通过可变形膜的细胞的机械刺激可以有用地模拟细胞生长的体内条件。众所周知的是，这种机械刺激可以对细胞培养具有显著影响。例如，培养心肌细胞需要这种机械刺激，以便诱导表现出肌肉行为的细胞层的生长。

根据一个或多个范例，可以提供用于承载培养细胞的专用支撑结构，所述支撑结构具有可控地可变形以允许培养细胞的受控机械变形的载体表面。在范例中，所述结构可以是独立于可变形膜可变形的，或可以与可变形膜机械地或操作性地耦合使得可变形膜刺激支撑结构的变形。

在范例中，致动器装置38可以包括电活性聚合物和其他种类的响应性材料的混合物，或可以提供由代替EAP的其他响应性材料构成的另外的致动器装置。响应性材料是具有可逆变形的性质或者响应于一种或多种电磁刺激而在结构性质方面发生改变的更宽种类的材料。通过范例，各种各样的响应性材料包括热响应性形状记忆材料(诸如形状记忆合金和形状记忆聚合物)、磁致伸缩材料、磁性形状记忆合金、压电材料和光响应性材料(光机械材料)。任选地，在某些情况下，特别地，在某些细胞可以对用来刺激EAP材料的电信号敏感的情况下，响应性材料具有具体的益处。

上面描述的范例包括由个体可变形EAP致动器元件42的阵列形成或被分段成个体可变形EAP致动器元件42的阵列的EAP致动器装置。每个致动器元件的尺寸可以根据需要被产生的具体流动模式来进行选择。

典型的人类细胞为大约10-20微米宽，并且血小板为大约1-2微米宽。通过范例，宽5mm的致动器能够实现70微米的线性(平面外)移位振幅，这不足以产生表面流动并干扰生物细胞附近的耗尽层。由于产生的流动源于变形的表面本身，甚至直接邻近表面的细胞周围的流体区域被干扰，既搅动细胞又提供到和远离细胞的营养物和废物的交换。因此，可以防止血小板激活，并且利用营养物有效地保存和培养这些和其他细胞。

应当注意，流体保持空间30的尺寸(特别地，从可变形膜36到任何相对边界壁的距离)将影响通过具体表面拓扑结构变化实现的流动模式。非常窄的距离可以导致经由利用相对壁的挡住而沿基本上跨过可变形膜的方向被转向的流动模式。大的多的分开距离可以导致相对于膜更垂直地指向的流动模式。诸如促使后者更垂直地指向的流动的距离可以是优选的，因为以此方式，与体相的流体交换可以被更好地促进。

根据一个或多个范例，EAP致动器装置38可以包括或者容纳没有致动器元件42被提供或此类致动器元件未被激活的失活表面区域，此类区域优选地被定位为被活动区域环绕。失活区域可以适应用于培养的生物细胞，并且可以包括承载用于培养的细胞或用于培养的细胞可以依附于的膜或基底或芯片。可以提供覆盖并且营养物可透过的膜。通过将细胞提供在失活区域中，在机械敏感性细胞的情况下能够避免由于可变形膜36的拓扑结构变化的潜在损伤，而同时便于紧邻细胞的区域46与流体体相48之间的流体交换。

此外，尽管根据上面描述的范例，提供了延伸跨过整个流体保持空间30的致动器装置38和可变形膜36，但是在另外的范例中，膜或致动器装置可以仅部分地延伸跨过该空间，或可以被局部化为被流体环绕的空间的基部的中心区域。

上面已经描述了用于通过体积地平衡致动器装置的变形来适应腔室内的流体的移位的方案。通过备选方案，在图9的范例中，通过用流体部分地填充腔室的流体保持空间30从而留下移位的流体能够移动进入的空气间隙65来适应移位。

根据进一步的范例，溢流器件可以替代地被提供用于暂时适应由于可变形膜移动到腔室的流体保持空间30内而被移位的流体。

在范例中，溢流器件可以包括从腔室延伸到溢流空间从而允许从主腔室暂时排出流体的溢流出口或管道。

图11示意性地图示了这种装置的范例。所示出的装置表示根据本发明的一个或多个实施例的的细胞培养装置。在范例中，所述装置可以是片上器官装置。

该装置包括用于保持用于培养的细胞的主(繁殖)腔室24，所述主腔室经由溢流出口26被流体地连接到用于适应可以在主腔室的可变形膜36的变形之后从主腔室24被移位的流体的次溢流腔室25。可变形膜36可以限定主腔室的壁的一部分，或可以被布置在主腔室内，并且在任一情况下适于可变形以经历限定的拓扑结构变化。

该装置还包括如上面的范例中描述的以与可变形膜36的接合关系装置以便使膜变形并且实现膜的受控的拓扑结构变化的电活性聚合物致动器装置38。

溢流腔室25的壁的一部分可以包括柔性箔或膜，其是柔性的以允许由主腔室24的电活性聚合物致动器装置38诱导的任何体积变化的补偿。柔性箔或膜可以被溢流腔室的外壁或边界的上部分包括。

在使用中，所述装置的入流阀23a和出流阀23b被关闭以防止被包含在装置的流体保持空间内的流体的逸出。由于可变形膜36的变形的主腔室24内的流体的移位可以流过溢流出口26，并且通过溢流腔室25被适应。替代地，两个腔室可以被填充有流体，并且其中，溢流腔室25的可变形箔是柔性的以允许通过可变形膜36在主腔室内移位的流体的体积适应。

整个装置可以被容纳在外壳内，所述外壳通过盖子被闭合。外壳可以是刚性结构。

根据上面描述的任何实施例或范例，一般可以有利的是致动器装置的不同致动器元件42可独立于彼此致动，例如以在不同的时候(例如顺序地)被致动。实现此的有效驱动电路是期望的，以避免对提供用于每个致动器元件的个体电线连接并且具有用于每个致动器元件的个体驱动控制器的需要。这将会是昂贵且复杂的。对于一次性装置，任何这种添加的成本特别是一个问题。

根据第一组范例，致动器元件可以替代地以多路复用或串联总线方式被连接。在这种情况下，多个致动器元件被布置为线性组，意味着以线方式被电性地连接。用于控制个体致动器元件的驱动的数据被提供在数据线上，并且在致动器元件的每个相邻对之间进行数据线连接。致动器元件依赖于从数据线接收的数据被控制。

每个致动器元件包括至少两个功率线端子和至少一个数字数据线端子。该装置包括至少两个功率线和数据线，其中，每个致动器元件被并联地连接在至少两个功率线之间，所述至少两个功率线连接到所述至少两个功率线端子。

这种方法表示一定的简化，但是仍然涉及显著的复杂性和成本。

根据又一优选的方法，个体化致动器控制可以通过提供具有可独立控制部分的驱动电极装置来实现。例如，被设置在致动器装置的至少一个侧面上的电极可以被提供为交叉指状电极或其变型。这种装置使独立控制被应用于两个不同致动器元件的刺激而不添加例如过道(crossover)或过孔(via)形式的任何进一步复杂性成为可能。

特别地，交叉指状(例如梳状)电极结构使用交叉指状梳形式(即互锁指状物形式)的电极对。这允许平面内电极装置，通过建立用于驱动电极的指状物之间的平面内的致动器元件的电场或电流。

在范例中，致动器装置的两个侧面上的电极装置可以被提供为此类交叉指状梳型电极或其变型。现在变得可能的是独立地激活四个致动器元件–两个(平面内)来自致动器装置的一个侧面并且两个(平面内)来自另一个侧面。在通过一个侧面上的电极的致动期间，另一个侧面上的那些可以提供参考电极来建立电场或完成跨过EAP致动器元件的电流。以此方式，可能的是个体地致动致动器元件42的2x2正方形装置(其中，致动器装置的两个侧面上的梳电极相对于彼此被旋转90度)。替代地，一行四个相邻电极可以被个体地致动(如果两个侧面上的梳电极与彼此并联装置)。对于在流体保持空间30中产生波浪型流动模式，后者装置可以是有利的。

现在将会描述用于本发明的实施例的驱动电子设备的优选装置。

上面描述了用于以顺序或要不然非同时方式控制致动器元件42的激活的模式。用于实施这些和其他控制方案的复杂电子设备和复杂驱动方案可以通过上面描述的新颖性驱动方案来避免。

如技术人员将会意识到的，通过提供单独的控制线或通过实施2D矩阵型方法从而允许以所需的顺序激活致动器元件而驱动每个致动器元件42是可能的。然而，这将会需要致动器装置38与控制器50之间的非常大量的电线和连接。

根据提出的驱动方案，提供了简单且不昂贵的模拟电子方法来串联地激活一连串致动器元件42。特别地，每个致动器元件在可变时间延迟之后被其前任触发为致动。

在图12中示出了范例电路。该电路特别适于致动器元件42被串联地顺序激活的实施例。为了图示的目的，图12的电路假设存在三个要被激活的致动器元件。然而，将会意识到电路可以被扩展以服务串联的任何数量的致动器元件的激活。此外，为了图示的目的，致动器元件被假设为是可通过跨EAP层施加电场而致动的基于电活性聚合物的元件。

如本领域中已知的，EAP致动器可以通过并联地连接的电容器和电阻器被电子地建模，两者被串联地连接到又一电阻器。图12的电路包括三个此类EAP致动器元件，通过虚线方框82a、82b和82c来执行。每个致动器电路82由例如具有处于或大约200V(其被假设为是EAP的最大驱动振幅)的电压的DC信号来驱动。EAP致动器电路82被连接到共同接地。除了在致动器元件之间行进的单个串联连接88(其用作触发线)之外，不需要另外的电线被连接到每个EAP致动器电路。

在所示出的范例中，一旦供应操作电压V1，就会激活第一EAP致动器元件82a。

为了激活第二82b和第三82c致动器元件，两个简单电路块被连接到以下中的每一个：电子开关电路(电路84a和84b)以及时序电路(电路86a和86b)。开关电路84依据时序电路86的状态而向EAP致动器元件82供应能量。时序电路由紧随有晶体管开关的简单RC-计时器组成。如果EAP致动器(n-1)被激活，计时器电路n将会在具体时间延迟之后激活开关n，所述延迟由RC时间常数τ＝Rd·Cd限定，其中，Rd和Cd分别是RC电路的电阻器和电容器的电阻和电容。为了图示，范例电路中示出的值已经被选择为实现200ms的延迟。一旦致动器元件n被激活，对于致动器元件(n+1)，相同的顺序就会发生，其中，所述元件在通过计时器电路n+1实施的时间延迟之后被激活。

图1示出了3根据时间(x-轴，描)被施加通过图12的示范性电路的每个EAP致动器元件82的电压(y-轴，V)。线92示出了通过致动器元件82a的电压，线94示出了通过致动器元件82b的电压，并且线96示出了通过致动器元件82c的电压。能够看出在被提供通过致动器元件中的每一个的电流方面存在200ms延迟。

对图12的范例电路的调适或延伸是可能的，并且对本领域技术人员来说将会是显而易见的，例如延伸电路以适应EAP元件，或添加额外的时序和开关电路以在一定时间延迟之后停用一个或多个致动器元件。通过调整时序(通过调谐时序电路的Rd和Cd)，其他致动概况和行为也可以被产生。

如上面提及的，本发明的实施例可以有利地适于所谓的片上器官应用，并且在另外的范例中适于需要某种连续搅动的液体(例如血液)的存储。

尽管在上面的各种范例中，已经使出了包括具有分段衬底52以引起局部化弯曲的单个EAP材料层的致动器装置38，但是其他配置是可能的。在另外的范例中，致动器装置可以包括被分布在载体层上并且通过电刺激可个体致动的个体形成的致动元件的阵列。每个可以被提供有环绕该元件的用于施加电刺激的一对电极。每个可以包括至少一个EAP材料层，并且优选地包括诱导弯曲的弹性衬底层。

在具有分段衬底以将层分成个体致动器元件的单个EAP层的情况下，致动器元件的个体化控制能够通过为每个相应的致动器元件提供个体可控的电极来实现。每组电极仅在讨论中的致动器元件的位置处诱导局部刺激，由此提供具体致动器元件的个体化致动。

适于电活性聚合物致动器装置的电活性聚合物的材料是已知的。合适的电活性聚合物例如包括但不限于以下子类：压电聚合物、机电聚合物、弛豫铁电聚合物、电致伸缩聚合物、介电弹性体、液晶弹性体、共轭聚合物、离子聚合物金属复合物、离子凝胶和聚合物凝胶。

子类电致伸缩聚合物包括但不限于：

聚偏二氟乙烯(PVDF)，聚偏二氟乙烯-三氟乙烯(PVDF-TrFE)，聚偏二氟乙烯-三氟乙烯-氯氟乙烯(PVDF-TrFE-CFE)，聚偏二氟乙烯-三氟乙烯-三氟氯乙烯(PVDF-TrFE-CTFE)，聚偏二氟乙烯-六氟丙烯(PVDF-HFP)，聚氨酯或其共混物。

子类介电弹性体包括但不限于：丙烯酸酯，聚氨酯，有机硅。

子类共轭聚合物包括但不限于：聚吡咯，聚-3,4-亚乙二氧基噻吩，聚对亚苯基硫醚，聚苯胺。

在所有这些范例中，可以提供额外的非活动层，用于响应于施加的电场而影响EAP颗粒的电和/或机械行为。

每个EAP颗粒可以夹在电极之间。电极可以是可拉伸的，使得它们跟随EAP材料的变形。适用于电极的材料应当是超声透射的，并且包括例如金属薄膜(诸如金、铜或铝)或有机导体(诸如炭黑、碳纳米管、石墨烯、聚苯胺(PANI)、聚(3,4-亚乙二氧基噻吩)(PEDOT)(例如聚(3,4-亚乙二氧基噻吩)聚(苯乙烯磺酸盐)(PEDOT：PSS)))。

如果电极以非对称结构布置，则施加的电压可以引起各种变形，例如扭曲、滚动、扭转、转动和非对称弯曲变形。

如上面讨论的，本发明的致动器装置方面的一些实施例利用控制器。控制器能够利用软件和/或硬件以多种方式实施，以执行所需的各种功能。处理器是采用一个或多个微处理器的控制器的一个范例，所述一个或多个微处理器可以使用软件(例如，微代码)来编程以执行所需的功能。然而，控制器可以在采用或不采用处理器的情况下实施，并且还可以被实施为执行一些功能的专用硬件和执行其他功能的处理器(例如，一个或多个编程的微处理器和相关联的电路)的组合。

可以在本公开的各种实施例中采用的控制器部件的范例包括但不限于常规微处理器、专用集成电路(ASIC)和现场可编程门阵列(FPGA)。

在各种实施方式中，处理器或控制器可以与一个或多个存储介质相关联，诸如易失性和非易失性计算机存储器，诸如RAM、PROM、EPROM和EEPROM。存储介质可以利用一个或多个程序来编码，所述一个或多个程序当在一个或多个处理器和/或控制器上运行时以所需的功能来执行。各种存储介质可以固定在处理器或控制器内，或者可以是可运输的，使得存储在其上的一个或多个程序可以加载到处理器或控制器中。

本领域技术人员通过研究附图、公开内容以及权利要求书，在实践请求保护的本发明时能够理解并且实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。尽管特定措施是在互不相同的从属权利要求中记载的，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。权利要求书中的任何附图标记不应被解释为对范围的限制。

Claims (15)

1.一种生物细胞保存或培养装置(20)，包括：

腔室，其限定流体保持空间(30)，所述流体保持空间适于在使用中保持一体积的流体(34)，并且适于在使用中保持用于保存或培养的生物细胞；

不可渗透的可变形膜(36)，其被布置在所述腔室内或者限定所述腔室的表面；

电活性聚合物致动器装置(38)，其被布置为使所述可变形膜变形，其中，所述膜保持其不可渗透性，所述电活性聚合物致动器装置是可控的以实现所述可变形膜的表面拓扑结构的受控变化；其特征在于，所述电活性聚合物致动器装置(38)包括致动器元件(42)的阵列，每个致动器元件(42)包括电活性聚合物并且被耦合到所述可变形膜，从而在使用中所述表面拓扑结构变化使得推动所述一体积的流体内的流体流动(56)的模式，其中，流体在紧邻所述可变形膜的第一子区域(46)与远离所述可变形膜的第二子区域(48)之间进行交换。

2.根据权利要求1所述的生物细胞保存或培养装置(20)，还包括控制器(50)，所述控制器被配置为控制所述电活性聚合物致动器装置(38)以实现所述可变形膜(36)的表面拓扑结构的所述受控变化。

3.根据权利要求1或2所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，所述腔室是用于在使用中保持所述一体积的流体的流体闭合的腔室。

4.根据权利要求2或3所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，所述控制器(50)适于在连续的基础上实现所述膜的所述表面拓扑结构的规律或周期性变化，从而创建流体在所述第一子区域(46)与所述第二子区域(48)之间被连续或同时交换的流体流动。

5.根据任一前述权利要求所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，所述可变形膜(36)至少部分地界定所述流体保持空间(30)。

6.根据权利要求2-5中的任一项所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，所述表面拓扑结构变化包括从所述流体保持空间(30)向内和向外指向的所述可变形膜(36)的表面变形，所述向内变形与所述向外变形在体积上被平衡，使得在所述拓扑结构变化之前和之后存在所述流体保持空间的体积的零净变化。

7.根据任一前述权利要求所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，所述致动器元件中的每个致动器元件是可致动的以经历弯曲动作。

8.根据权利要求7所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，所述电活性聚合物致动器装置(38)包括致动层，所述致动层包括致动器元件(42)的所述阵列，并且任选地，

其中，所述电活性聚合物致动器装置包括电活性聚合物层，并且其中，每个致动器元件包括所述电活性聚合物层的节段。

9.根据权利要求7或8所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，每个致动器元件是电可驱动的以在第一稳定致动位置与第二稳定致动位置之间移动。

10.根据任一前述权利要求所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，所述装置是细胞培养装置，并且其中，流体流动的所述模式是用于实现被定位于所述可变形膜(36)处或邻近所述可变形膜的细胞的营养补充。

11.根据权利要求10所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，所述装置包括用于培养生物细胞的基底，所述基底被布置在所述腔室内，并且任选地其中，所述基底适于将所述细胞保持在所述基底上，并且任选地其中，所述基底形成用于片上器官细胞生长的片的至少部分。

12.根据权利要求1-9中的任一项所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，所述装置是血液存储装置，并且其中，所述可变形膜(36)用于搅动被存储在所述流体保持空间内的血液以防止所述血液内的血小板的激活和/或防止所述血液的凝固，并且任选地其中，所述血液存储装置包括血液存储袋(64)，所述袋形成所述腔室。

13.根据权利要求12所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，所述可变形膜(36)形成所述流体保持空间(30)的封闭壁(66a、66b)的至少部分，并且任选地其中，所述电活性聚合物致动器装置(38)包括致动层，所述致动层包括电活性聚合物，所述层被设置为以接合方式抵靠所述可变形膜，形成用于使所述膜变形的所述流体保持空间的壁。

14.根据任一前述权利要求所述的生物细胞保存或培养装置(20)，其中，所述电活性聚合物致动器装置(38)包括电致伸缩电活性聚合物材料。

15.根据权利要求7-14中的任一项所述的生物细胞保存或培养装置(20)，所述装置包括控制器(50)，所述控制器被配置为控制所述电活性聚合物致动器装置以实现所述可变形膜(36)的表面拓扑结构的所述受控变化，其中，

所述控制器(50)适于控制所述致动器元件(42)以顺序方式致动，所述顺序致动描述致动路径，由此至少在所述致动路径的方向上引起波浪状流体流动；并且/或者

所述控制器(50)适于控制所述致动器元件(42)以级联方式致动，其中，所述致动器以顺序相继组方式被致动，每个致动的组大于先前致动的组。

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