この作品は、NSF キャリア賞、NIH R01 グラント (HL095477-05)、および NSF ECCS 1509748 補助金によって支えられました。S.Y.C. は、科学、技術および研究 (シンガポール) の機関によって授与された国立科学奨学 (PhD)、によって支えられました。キース ・ イェーガーは、セットアップとデバイスの写真の捏造設定とサイラス ・ w ・ Beh を構築ヘルプを感謝いたします。

1. 成形工程
<ol><li>ステージとハイドロゲル成分が重合した PDMS チャンバを構築社内から成る加工 (図 1) セットアップを組み立てます。成形工程はアクリル トップ、トラックとチャンネルで真空接続、真空対応ステージ内でマイクロメータ ヘッドの据え付け品のための所有者を許可する機械し、ステージ全体を固定することができる鋼の投稿をスレッドで構成されています鋼材の安定化の基本。</li>
	<li>真空接続のためのトラックを持っている加工はアクリルの作品でマイクロメータの頭を固定します。真空接続が PDMS チャンバを押しだけでなく、PDMS チャンバ内で柔軟な膜を移動できます。</li>
	<li>光の入射角がステージ (補足図 1) の水平面に垂直になるよう製作段階上記 UV 光源 (320-500 nm) を配置します。</li>
</ol>2. 作製 PDMS チャンバと、「ゼロ」のレベルを決定します。
<ol><li>ゲルの重合、PDMS チャンバを行う (図 1 a、PDMS チャンバを参照)。この部屋は、柔軟な膜をガラス基板の結合先とよく PDMS で構成されます。柔軟な PDMS 膜に結合したガラス基板はさらにゲル (ステップ 2.1.7) の付着を防ぐために扱われます。<ol>
<li>1部 (量り売り) エージェントの混合物を硬化する 9 一部 PDMS ベースを準備します。</li>
		<li>ベースと硬化剤をよく確実にガラス棒でよく撹拌混合します。空気の泡を削除する 1,000 × g で遠心分離機します。</li>
		<li>慎重に降伏 (~ 3 mm) の厚い層と薄い層 (~0.2 mm) に 2 つのガラス シャーレに PDMS の混合物を注ぐ。PDMS いっぱいペトリ皿をフラットに配置、レベルの表面と治療 75 ° C の最低設定温度と室温でまたはオーブンで 30 分間を一晩中 注: マイクロメータねじゲージによる z 方向に簡単に移動できる柔軟な層の生成により、PDMS の薄層は PDMS チャンバのベースに必要です。PDMS レイヤーはフラットと高分子ハイドロゲル層が均一な厚さであることを確認するレベルにする必要があります。</li>
		<li>PDMS が完全に硬化した後は、メスの刃、またはポケット ナイフを使用して厚い層に 4 cm 直径の円をカットします。ガラス シャーレから厚い PDMS 層をはがします。PDMS の厚い層を配置 (底側を) と、PDMS (まだ中の薄い層ガラス シャーレ) プラズマ オーブンに。</li>
		<li>プラズマは、PDMS 薄膜の上部側に 2 つの PDMS 層 (30 s, 空気プラズマ) とボンドの PDMS 厚底側を扱います。ガラスのベースの柔軟な膜を形成する薄い層で円形の井戸を形成するシャーレから接合部分を削除します。 注: ガラス シャーレから結合層の除去は、前に 2 つの結合層はレイヤーの結合を促進する 95 ° C のホット プレートに配置できます。</li>
		<li>プラズマ柔軟な PDMS 膜の上部側に (第 2、22 mm × 22 mm) ガラス基板を接着します。プラズマは、柔軟な膜の膜に結合する基本の 30 s (プラズマ) と場所トップ側と接触してガラス基板のステップ 4 からガラス基板と PDMS チャンバの両方を扱います。</li>
		<li>少なくとも 30 分間; silanize (1 H, 1 H, 2 H, 2 H ペルフロロオクチル) トリクロロ シラン (PFOTS) PDMS チャンバを蒸気します。PFOTS の 60 μ L で小さいペトリ皿と共に真空デシケータに PDMS チャンバを配置し、密封されたデシケータを中央研究所真空システムに接続します。少なくとも 30 分間真空システムに接続されたデシケータを残します。<ol>
<li>織っての真空シールが生成されると、PFOTS の滴「泡」5 〜 10 分後を確認します。PDMS チャンバの気相シリル化により形成されたハイドロゲルの安易な除去と層が長時間使用した後、ガラス表面に重合 PEG ヒドロゲルの強い付着を防止できます。</li>
		</ol>
</li>
	</ol>
</li>
	<li>PDMS チャンバの「ゼロ」のレベルを決定するには、(研究室中央真空システムに接続) 真空対応ステージ上に置きます。<ol>
<li>PDMS チャンバを押したままに否定的な圧力を適用します。釘ゲルの構造は、この PDMS チャンバ (図 1 a、製造エリア) 内重合が。</li>
		<li>それは井戸をカバーするよう、未処理ガラス coverslip を PDMS チャンバの上に置きます。トップのガラス基板 (上基板) と下部のガラス基板 (下部基板) 間の距離は、PDMS チャンバ内で形成されたハイドロゲル層の厚さを定義します。</li>
		<li>マイクロメータ ヘッドを使用して、下部基板上向きにプッシュまでトップの基板と接触しています。閲覧を使用する、マイクロメータ ヘッドの PDMS チャンバの「ゼロ」のレベルとの参照として高分子ハイドロゲル層の厚さを定義するとき。</li>
	</ol>
</li>
</ol>3. フォトマスク設計ハイドロゲル微細構造の光重合
<ol><li>フォトマスクを設計するための CAD ソフトウェアを使用します。</li>
	<li>ゲル構造を作製することのそれぞれのユニークなレイヤーを設計します。このプロトコルを使用して作製したデバイスの例は図 2を参照してください。図 2に示します 3 D このデバイスの回路図だけでなく、これらの個々 の層の作製用に設計されたフォトマスク作製すること対応するレイヤー。</li>
	<li>ダーク フィールドにフォトマスクを設計します。重合するための機能を透明にする必要があります、背景が不透明な (図 2 Cは、補足図 2)。</li>
	<li>製造工程中にフォトマスクの配置を容易にするフォトマスク設計に組み込むアライメント マーク。</li>
	<li>利用可能な最高の解像度、高画素密度の透明度マスクとしてデザインを印刷します。</li>
</ol>4. ゲルの付着を防止するガラス Coverslips の治療
<ol><li>重合 PEG ヒドロゲルを撃退するサーフェスを作成するには、ガラス coverslips に PDMS の薄層が塗られます。</li>
	<li>PDMS (硬化剤比率を 9:1 の基本) を準備し、空気の泡を削除する 1,000 × g で遠心分離します。</li>
	<li>洗浄し、ガラス coverslips に PDMS の薄いコートを適用し、オーブン内平ら表面に治すため放置 (> 75 ° C、30 分)。</li>
</ol>5 ヒドロゲルの層によって層の作製: トップ シール層と下部構造をサポート
<ol><li>その後形成されたデバイスをシールに使用するハイドロゲル層を作成するには、「ふた」として PDMS チャンバのガラス基板 (No.2) の未処理部分を使用。「蓋」は、頂部の基板と呼ばれます。<ol>
<li>デバイスの「ゼロ」のレベルから始まって、希望の高さにマイクロメータ ヘッドを使用して下部基板を下げます。上部と下部基板間の距離は、最初のハイドロゲル層 (Z1図 3 a) の厚みを定義します。</li>
		<li>PEGDA プレポリマーの小さいボリュームをデポジット (例えば1% の 400Da PEGDA の混合物 Darocur 1173)、下基板をカバーするのに十分な。</li>
		<li>PDMS チャンバに頂部の基板を配置します。 注: それは上部と下部基板間に閉じ込められた気泡がないことを確認することが重要です。</li>
		<li>(図 2 (i)) の頂部の基板上に所望の設計とフォトマスクを配置します。マスクは、完全上位の基板との接触と下基板への配置を確認します。</li>
		<li>(手順 1、図 3 a) フォトマスクを通して紫外線にハイドロゲル プレポリマーを公開します。確認、露出が周囲に浮遊紫外線暴露を防止する密閉された空間で行われます。 注意: UV 保護 (例えば、 UV ゴーグル) を着用する、システムを動作しているとき。 注: 電源および暴露期間は UV システムと使用 PEGDA プレポリマーの種類によって異なります。</li>
		<li>たとえば、200 W の UV ランプと 99% の PEGDA (400 Da:dic 1% (v/v) で PEGDA) プレポリマー ソリューション (~2.3 W/cm2に対応) 16% ランプ電力を設定し、4 秒以内、ヒドロゲルを完全に治します。露出の持続期間は、ランプ電力の減少、使用プレポリマーの PEG 鎖長の増加と増やしてください。</li>
		<li>ハイドロゲル層が重合して後、は、PDMS チャンバから頂部の基板を持ち上げます。重合層は上部基板 (ステップ 1、図 3 aのはめ込み式) に従う必要があります。組み立て装置を密封するために後で使用するためこの付着層をぜひご予約ください。この重合層の光からをシールドします。 注: 光から離れたこの重合層を保つ、乾燥と割れからレイヤーを防ぐために余分な uncrosslinked プレポリマーと濡れています。</li>
	</ol>
</li>
	<li>下部の支持構造を作成するには、PDMS チャンバの頂部の基板として PDMS コートガラス coverslips を使用します。<ol>
<li>入金の下部基板上に複数のハイドロゲル プレポリマーと PDMS コーティング ガラス基板と PDMS をカバーします。これは、重合層の下部基板上、上の層を構築するユーザーを許可する (ステップ 2、図 3 a) 維持することです。</li>
		<li>5.1.4 と 5.1.5 目的フォトマスク設計 (図 2 c (iii)) の手順を繰り返します。</li>
		<li>頂部の基板を削除し、もっと PEGDA プレポリマーを追加希望レベルにマイクロメータ ヘッドを使用して下部基板します。このレベルは、重合 (Z2手順 3、図 3 a) ゲルの 2ndの層の厚さに対応する必要があります。</li>
		<li>トップの基板 (PDMS コーティング ガラス)、PDMS をカバーし、5.1.4」および「5.1.5 の手順を繰り返します。</li>
		<li>継続的に必要なサポート構造が形成されるまでを使用して手順 5.2.1 および 5.2.2 ゲルの層をビルドします。</li>
	</ol>
</li>
</ol>6. 組立・ ハイドロゲル ベースのデバイスを封止
<ol><li>組み立てるしてデバイスをシールするには、まずトップの基板 (PDMS コーティング ガラス) を削除し、サポート構造 (一部 (i)、ステップ 4、図 3 a に前もって形成されたハイドロゲル コンポーネント (例えば歯車、鉄をドープしたコンポーネント) を配置ピンセットのペアを使用して、). 注: (酸化鉄ゲル作製手順のコンポーネントのドーピングを参照)、鉄をドープしたパスコンポーネントを整列する永久磁石を使用可能性があります。</li>
	<li>デバイスのシール、最初マイクロメータねじゲージを使用して組み立てられたデバイスの最終的な高さに下部基板をもたらします。これはレイヤー、内部コンポーネントとコンポーネント (Z4ステップ 5、図 3 a) を移動するため与えられた任意のクリアランスの厚さを考慮してデバイスの最終的な高さをする必要があります。<ol>
<li>場所前もって形成されたハイドロゲル層は部分的に組み立て装置 (Ii)、ステップ 4 (図 3 a) に 5.1 から未処理ガラス基板上に付着。それが下にある構造を正しく整列されるよう慎重に前もって形成された層を配置します。</li>
		<li>デバイスの封止用紫外線露出からコンポーネントを移動内部を保護できる、フォトマスクを配置します。コンポーネントの移動は作動中の動きを防止するデバイスの端に重合しないことを確認します。</li>
		<li>UV ライト ((i) 部分、ステップ 5、図 3 a) に全体の構造を公開します。</li>
		<li>製作段階からガラス基板を持ち上げて取り外します。密封されたデバイスはトップの基板 (((Ii)、ステップ 5、図 3 a) に従う必要があります。 メモ: デバイスのまま下基板に付着、フラット先端 (鋸歯状) ピンセットや平らなヘラのペアを持つデバイスを持ち上げて慎重に。</li>
		<li>真空吸引を使用して余分な未重合 PEGDA を慎重に取り外してフラット ピンセットまたは平らなヘラのペアを使用してガラス基板にデバイスから慎重に持ち上げます。</li>
		<li>食塩水または純水にデバイスを配置します。ヒドロゲルはソリューションで膨潤する。安定化とデバイスと内部のコンポーネントの拡張を可能にするのには、少なくとも 30 分のためのソリューションのデバイスを残します。 注:体内注入に使用するデバイスの場合は、すすぎし、任意の uncrosslinked のプレポリマーを浸出することが重要です。これは、デバイス ソリューションで一晩と残して洗浄詳細ソリューションにすべての時間 (少なくとも 3 リンス) 培養はデバイス ソリューションを変更して行うことができます。</li>
		<li>少なくとも 30 分間・ ディ ・水または生理食塩水 (中央研究所真空システムに接続) 真空チャンバー内でいっぱいシャーレ内のデバイスを配置することによって、デバイス内の空気を削除します。これは、デバイスの脱気になります、デバイスは負圧が削除されると、ソリューションで満たされるでしょう。 注: デバイス ソリューション水和/で常に。デバイスが亀裂がそれを乾燥に委ねられるべきです。</li>
	</ol>
</li>
</ol>7. 鉄酸化物ドーピング ハイドロゲル成分の
<ol><li>1% の重合と PEGDA プレポリマー溶液を調製 (例えば99% (v/v) PEGDA (400 Da) 1% Darocur 1173)。<ol>
<li>このプレポリマーのソリューションを使用すると酸化鉄 (II, III) の 5% (w/v) 溶液ナノ粒子溶液。5 mg 酸化鉄ナノ粒子の重量を量り、PEGDA プレポリマーの 100 μ L を追加します。ピペット上下と均一混合ように渦。</li>
		<li>ナノ粒子は時間の経過とともに堆積物をナノ粒子ゆく各使用する前に PEGDA プレポリマーの内で分散していることを確認します。</li>
	</ol>
</li>
	<li>ピペットの鉄酸化物 - PDMS チャンバの下部基板上に PEGDA プレポリマーの混合物の量が少ない。</li>
	<li>下部基板上に形成されたゲルを維持できるように上部基板 (PDMS コーティング ガラス)、PDMS をカバーします。</li>
	<li>マイクロメータ ヘッドを使用して希望の高さに下部基板をもたらします。 注: 酸化鉄をドープした PEGDA の薄膜 (200 μ m) は、各単一露光で重合する必要があります。これは紫外線の浸透の深さの減少に伴う鉄酸化物ナノ粒子は不透明であり、吸収し、紫外線をブロックすることができます光です。</li>
	<li>移動コンポーネント内で酸化鉄をドープしたが、UV ライト (図 4(i)) に酸化鉄添加プレポリマーの薄層を公開するセグメントの形状を定義するフォトマスクを使用しています。 注意: UV 露光時間は鉄をドープしたセグメントが完全に架橋 (~ 10 秒) であることを確認する増加する必要があります。</li>
	<li>下部基板し、建物の薄い層で鉄をドープしたセグメント高さ (図 4(ii)) するたびに手順 6 を繰り返します。5 層の合計は、1 mm 背の高い鉄をドープしたセグメントを生成する重合する必要があります。</li>
	<li>鉄をドープしたセグメントが完全な (図 4(iii)) の後は、真空吸引を使用して過剰の鉄をドープしたのプレポリマーを削除します。製作段階から鉄をドープしたセグメントを削除しないでください。</li>
	<li>重合の鉄をドープしたセグメントに (ドープ) PEGDA プレポリマーを入金します。下部基板を実行するコンポーネントの最終的な高さにさせます。トップの基板 (PDMS コーティング ガラス)、PDMS をカバーします。</li>
	<li>移動のコンポーネントの全体の形状を定義するフォトマスクを使用して、UV ライト (図 4(iv)) に、鉄をドープしたセグメントと同様、PEGDA プレポリマーを公開します。</li>
	<li>上の基板を外し、余分な未重合 PEGDA プレポリマー真空吸引を使用してください。ドープされた酸化鉄セグメントとペグ コンポーネント下基板に残っています。ピンセットのペアを使用してこのコンポーネントをそっと持ち上げます。</li>
	<li>((I) 部分、ステップ 4、図 3 a) ペグ ベースのデバイスのサポート構造には、この鉄をドープしたコンポーネントをぜひご予約ください。光からこのコンポーネントを保護し、使用する前に uncrosslinked プレポリマーと接液部を確保します。</li>
</ol>8. 組み立て装置の作動
注: 組み立てのデバイス内の鉄をドープしたコンポーネントは、ネオジム (N52 強度) などの強力な永久磁石を使用して移動する作動することができます。これらの磁石は強磁性体に非常に強く惹かれて、危険を摘心を避けるために注意してください。
<ol><li>ネオジム磁石デバイスから 1-2 cm 内のデバイス上または下に配置します。磁石を移動しながら酸化鉄添加成分の動きは磁石の動きをシャドウする必要があります。 注: アクチュエータは磁石で接続されているモータを使用して構築できます。鉄ドープされたコンポーネントの回転駆動用モーターの回転できるようにします。</li>
</ol>

<ol>
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この手法は、簡便かつ迅速なハイドロゲル微細構造の層によってフォトリソグラフィ法です。添加剤製造アプローチを使用して、簡単にさまざまな生体適合性材料の 3次元構造を構築し、可動部品を組み込むこともできます。これは従って完全に生体適合性マイクロ デバイスの形成を有効にします。技術はリソグラフィの手順、マイクロメータ ヘッドを介して下部基板の高さの正確なコントロールが有効になっている単純な繰り返しに基づいています。MEMS 産業で使用される伝統的な製法、過酷なを含む処理技術といけにえの素材は多くありません柔らかいゲルの加工に対応。押し出しベースのメソッドなどの 3 D 印刷ヒドロゲルの他の方法は 200 μ m 以上の空間解像度に限定され、印刷速度の移動部品18,19を含まない単純な構造体の mm/s の。光造形法 (SLA) および多分より良い解像度が、セットアップにも多く高価を達成するためにことができるデジタル光プロジェクト (DLP) ベースの bioprinters。これらの製造戦略は基板材料を紹介し、完成したデバイスから削除することは困難かもしれないのサポートがなければオーバー ハングを簡単に印刷することがも。我々 は、配置し、完成されたデバイスを形成する最後のステップとして作製した支持構造に前もって形成された封止層を重合してこれを回避します。捏造設定のデザイン作製構造にユーザーの簡単なアクセスを与えるし、さまざまなコンポーネント配置マークの使用に簡単に配置することができます。
ここで示した戦略はまた、同様の決議の他の技術よりもはるかに高速実証回転デバイス作製のためにかかった合計時間は、約 15 分です。別の追加もなくこのプロトコルで、私たち以前の仕事17に示すように、この作製方式の利点をユーザーのための能力をすぐには、少量で行うことができます手順間で使用されるポリマーの種類を簡単に変更.このように、ゲルの種類の複合材料は、デバイスを作成できます。この方法を用いて作製したデバイスは、ギアにギアを磁気に敏感なレンダリング、酸化鉄ナノ粒子を添加し、外部を使用してこうして作動することができますセグメントが含まれている非接触駆動の利点磁石です。また、デバイスは完全に生体親和性、したがって生体内で安全に注入があります。
この手法の重要な機能は、ユーザーが優先的に付着または下部または上部のガラス基板に高分子ハイドロゲルを撃退できるように別のガラス基板の治療です。PFOTS 処理したガラス表面 (下部基板) で未処理ガラスの組み合わせを使用すると、形成されたゲルが優先的に、準拠して未処理ガラスと PFOTS 処理ガラスのフッ素系表面から反発しています。逆に、PFOTS 扱われる下部基板で PDMS コーティング ガラスを使用すると、ゲルは PFOTS 処理表面のまま PDMS 表面はより強く形作られたヒドロゲルを撃退する傾向があります。この機能上向きを構築、彼らは、ガラス基板上に固定した時間の後の時点で他の構造体に配置用に使用できるやも下方を構築するようにゲルを付着することができます。これにより、作製することができますデザインの手法などの柔軟性を追加します、設立と独立した、自由移動ハイドロゲル成分でシール可能します。
層によって作製使用重合時間を最適化することが重要です。ゲルは、完全な厚さやフォトマスクで定義したシェイプと比較して高音質になるような最適架橋する必要があります。これはランプとゲル使用の種類の力に依存です。このプロトコルで示されていない、重合時間はランプ電力の増加と減少し、PEG 鎖長の増加、PEGDA 使用の減少と増加します。光重合、酸化鉄ナノ粒子 (図 4)、伴うプレポリマーの不透明度の変化などのために利用できるエネルギーの量に影響を与える他の要因はまた重合時間に影響を与えます。素子の作製プロセスの開始前に架橋ハイドロゲルの異なる組成の条件の最適化が必要です。
フォトマスクのアライメント マークの使用は、ハイドロゲル層、特に最終的な封止層、適切なアライメント、適切なシーリングを実行すると、内部のコンポーネントが誤ってに架橋はことを確認することが重要、製造プロセス中に周囲のサポート構造。これにより、これらのコンポーネントは、磁気駆動中自由に移動できなくなります。図 5に示すとおり、シール層とフォトマスクずれトップの架橋とデバイス自体のバルク材料にギアの部分の固定の結果します。その結果、磁石で作動させたとき、このギアは回転しません。
デバイスは、ネオジム磁石などの強力な永久磁石を使用して作動することができます。これらの磁石は強磁性材料に近距離で強力な磁力を生成および傷害を防ぐためには注意が必要があります。マグネット デバイスに接触せずに移動するデバイスを作動することができます。磁石を開催またはデバイスから ~ 1 cm で設置できます。鉄をドープしたコンポーネントの動きが磁石の動きをミラー化する必要がありますと、連続的に移動する作動または指向に応じて断続的にできます。デバイスを手動で作動することができます。 または作動セットアップを使用することができます。磁石は、回転運動する任意のアクチュエータ (サーボ モーターなど) に接続できます。磁石の回転速度、したがって鉄をドープしたコンポーネントの回転速度は、マイクロ コント ローラーを使用して制御が可能します。これは作動のより正確な方法を提供します。
図 8は、これと同じ技法を使用して試作を行い、この手法の汎用性を示す以前の作品から様々 なデザインのイメージと回路図を示します。複雑で洗練されたデザインにジュネーブ ドライブ デザイン (図 8) からインスピレーションを描く断続的な生成 2 の従事歯車の構成するバルブ (図 8 a) のように単純なデバイスからこれらのデザインの範囲運動。この手法を使用して生成することができます最小の機能は、通常、約 100 μ m とそれぞれのデザインは複数レイヤー (レイヤー 3 に 6) から成る。さまざまな種類 (異なる機械的強度と気孔率) ゲル組成物の重合し、互いに結合できます。したがって、1 つは簡単にデバイス内の別のコンポーネントの必要な機能に応じてデバイス内で使用するゲルの種類を組み合わせることができます。

MEMS デバイスでは、医療機器の分野を中心に多数のアプリケーションを発見しました。追加された機能の多くを貸すし、これらのデバイスの小型化の性質がエックス1,としての使用に魅力的な2、3、頻繁にこれらのデバイスがある固有の安全性と生体適合性問題は、彼らが人間の体 (例えば金属、電池、等)4,5,6に有害なことができる材料で構成されます。PEG を用いたゲル液体腫れてポリマー ネットワーク、その生体適合性7,8による一部のティッシュ工学足場などのアプリケーションによく使用されています。ペグ ベースのゲルはまた人間9,,1011で使用するため FDA 承認されています。ただし、ハイドロゲルの素材性質上、彼らは簡単に耐えられない典型的なシリコン ベースの微細加工技術などの通常の製造プロセス。したがって、ハイドロゲル ベースの構成は通常簡単なモノリシック アーキテクチャに制限されます。ゲルの微細加工で現在の活動により、ミクロン サイズの機能と構造しかし、これらの構造が単層と単一材料12,13と不足コンポーネント14,15,16の移動の多い。
前の仕事で生体適合性 PEG ベース ハイドロゲル素材17完全で構成されるマイクロ マシンを製造するための戦略について述べる。ミクロン サイズの機能は、フォトリソグラフィ法を使用して簡単に作製することができます、これらの構造は、上向きに、ゲルの重合を基板の精密 z 軸移動により層によってメソッドを使用して構築できます。異なる組成のゲルは、互いに隣接して加工できます。さらに、これらのデバイスには、外部の磁石を使用して作動することができます移動のコンポーネントがあります。この汎用性の高い手法も柔らかい素材または写真重合性は、ハイドロゲルの処理に最適です。したがって、この手法はゲルだけから成る高度な MEMS のようなデバイスを製造するため最適です。

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" style="width:952px;" width="952">
	<tbody>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:264px;">Poly(ethylene glycol) (n) diacrylate [MW 400Da]</td>
			<td style="width:177px;">Polysciences, Inc</td>
			<td style="width:107px;">01871-250</td>
			<td style="width:404px;">PEGDA reagent for prepolymer</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:264px;">Darocur 1173</td>
			<td style="width:177px;">Ciba Specialty Chemicals, Inc</td>
			<td style="width:107px;">-</td>
			<td>Photoinitiator</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:264px;">Iron oxide (II, III)</td>
			<td style="width:177px;">Sigma Aldrich</td>
			<td>637106-25G&#160;</td>
			<td>Iron oxide nanoparticles</td>
		</tr>
		<tr height="84">
			<td height="84" style="height:84px;">Trichloro(1H,1H,2H,2H-perfluorooctyl)silane</td>
			<td style="width:177px;">Sigma Aldrich</td>
			<td>448931</td>
			<td style="width:404px;">Fluorinated compound that is used to vapor silanize the PDMS chamber to prevent adhesion of hydrogel to the glass coverslip that is bonded to the flexible PDMS membrane with prolonged use of the PDMS chamber</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Petri dish, glass</td>
			<td style="width:177px;">Sigma Aldrich</td>
			<td>BR455743</td>
			<td>Glass petri dishes for casting PDMS layers for forming PDMS chamber</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:264px;">Sylgard 184 Silicone Elastomer Kit (PDMS)</td>
			<td style="width:177px;">Dow Corning</td>
			<td style="width:107px;">240-4019862</td>
			<td>PDMS for fabrication chamber</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:264px;">Glass coverslips (No. 2), 50 x 45 mm</td>
			<td style="width:177px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:107px;">FIS#12-543F</td>
			<td>Glass substrates that cover the fabrication chamber</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Fisherbrand Straight Flat Tip Forceps 4.75in</td>
			<td style="width:177px;">Fisher Scientific</td>
			<td>FIS#16-100-112</td>
			<td>Tweezers for handling polymerized hydrogel layers/devices</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:264px;">Omnicure S2000</td>
			<td style="width:177px;">Cadence Technologies Pte Ltd</td>
			<td>010-00148R</td>
			<td>UV lamp</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;">5 mm Adjustable Collimating Adaptor</td>
			<td style="width:177px;">Cadence Technologies Pte Ltd</td>
			<td>810-00042</td>
			<td>Collimator for UV lightsource</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:264px;">Photomasks</td>
			<td style="width:177px;">CAD/Art Services Inc</td>
			<td style="width:107px;">-</td>
			<td>Photomasks used to define hydrogel microstructures</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;">Adobe Illustrator</td>
			<td style="width:177px;">Adobe</td>
			<td style="width:107px;">-</td>
			<td>Designing of photomasks</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

an additive manufacturing technique for the facile and rapid fabrication of hydrogel-based micromachines with magnetically responsive components

ポリエチレング リコール (PEG)-ベースのゲルは人間の使用のために FDA によって承認されている生体適合性ヒドロゲル。典型的なペグ ベースのゲルがある単純なモノリシック アーキテクチャと組織エンジニア リング アプリケーションのための材料を足場として機能しばしば。高度な構造を作製して時間がかかる通常移動コンポーネントが含まれていません。このプロトコルでは、PEG 構造及び装置の簡便かつ迅速な微細加工では、フォトリソグラフィ法について説明します。この戦略は、層によってファッションの上に構築することにより 3 D 構造の迅速作製は、社内の開発試作段階を伴います。独立したコンポーネントを移動配置し、統合デバイスを形成するサポート構造に組み立てできます。これらの独立成分は磁気に敏感な超常磁性酸化鉄ナノ粒子を添加しました。この方法で内のコンポーネントの移動を行う外部の磁石を使用して試作したデバイスを作動することができます。したがって、この手法は、オンボード電源なしで機能することができる生体適合性ハイドロゲルから完全で構成され、作動の非接触法に対応する洗練された MEMS のようなデバイス (マイクロ マシン) 作製のためことができます。本稿では、これらのヒドロゲルを用いた MEMS のようなデバイスの微細加工のステップバイ ステップのメソッドと同様に、両方の作製セットアップの作製について説明します。

図 3 bは、ゲル作製セットアップを用いて重合されたポリマーの層のイメージを示しています。図 3B(i) 加工 400 μ m 厚いベース層 600 μ m の開口部を示しています。図 3B(ii) 2 つをさらに示します基本レイヤーの上に階層化されたレイヤー500 μ m 背の高い境界と途中で 800 μ m 背の高い車軸。これらの 3 つの層の合計の作製時間は 4 秒露出の各レイヤーと下基板の高さとフォトマスクの配置を調整するのにかかる時間を考慮して 3 分足らずだった同じ捏造設定で実行の前の仕事は、デザインの様々 なを 100 μ m の高解像度で加工できますがについて説明します。
ハイドロゲル成分が酸化鉄ナノ粒子を簡単にドープするもことができます。ナノ粒子が完全に重合した酸化鉄をドープした PEGDA プレポリマーの薄層 (200 μ m) を確保するため露光時間を最適化しました。図 5 aは、重合する酸化鉄のセグメントの形状を定義するために使用するフォトマスクを示しています。非ドープ PEGDA プレポリマーは、紫外線暴露の 4 秒以内完全に重合することができます。ただし、酸化鉄添加プレポリマーが 4 秒間紫外線に晒されていたとき結果ハイドロゲルない完全に重合した、図 5で見ることができます。生成されたセグメントは、(図 5 bに示すの完全架橋セグメント) と比較して薄くなった、エッジはフォトマスクによって定義された図形と比較して侵害された忠実度でもなかった。10 秒の紫外線暴露する必要がある完全にクロス リンク酸化鉄セグメント、図 5 bが生成された酸化鉄セグメントを示しています。重合酸化鉄セグメントはストレート エッジを持つ完全な厚さ (200 μ m)、形状忠実な密接にフォトマスク (図 5 a) と比較して維持します。逆に、露出オーバー (> 15 秒) 紫外線重合された以上酸化鉄セグメントを生成します。図 5以上重合貧しい人々 の形状忠実度を持ち、フォトマスクによって定義された図形より大きいセグメントを示しています。
図 6Aは、アライメント マークにフォトマスクを用いて適切なアライメントと封止後完全なデバイスを示しています。デバイス内のギアは、磁気に敏感のでデバイスの中央のボイド内に完全です。図 6Bずれてシール層を持つデバイスを示しています。図 6はハイドロゲルと明らかに黒で縁取られたギヤの下の層を示し、図 6は、白の輪郭で明らかにトップのハイドロゲル層のずれのシールを示しています。図 6からわかるように、ギアの部分を重合、ハイドロゲル素材の大部分を固定されているギアの部分にシール (に示すように赤い塗りつぶし) 結果の中に場所を取る領域内で落ちる。これは、ギアが作動中に移動することを防ぎます。
図 7に示します作製した機能的な単一の装置 (製作時間 〜 15 分の合計)。デバイスの合計の厚さは 2 mm とデバイスの最長寸法は 13 mm。デバイスの上部と下部の層が 400 μ m 厚でギア、高さ 1 mm。この設計により、動きを許可するギアの上面と下面に 100 μ m のクリアランスのため。ほとんど上層部にデバイスが 600 μ m の開口部とギアの車軸は直径 400 μ m。図 5Bは、ギア、酸化鉄セグメント (i) から (vi) の位置の変更から観察することができます完全な回転を実行するようにそれは磁石で作動するとき、デバイスの画像を示しています。
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig1.jpg"> 図 1.ハイドロゲルを用いたマイクロ マシンの作製セットアップします。A) 試作段階の模式図。この回路図は、製造エリア内、ヒドロゲルを形成 PDMS チャンバ、真空対応ステージに柔軟な膜をつくと同様、PDMS チャンバを保持するなど作製セットアップのさまざまなコンポーネントを示しています、マイクロメータ ヘッド高さ制御及び頂部の基板は、未処理または PDMS をコーティングしたガラス基板から成る。B) 成形工程 (なし PDMS チャンバ) の平面図の模式図。UV 光源は、光の入射角が (図には表示されていません) 作製段階の水平面に垂直になるように配置します。<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig1large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig2.jpg"> 図 2.単一のハイドロゲルを用いた装置と各レイヤーのフォトマスクのスケマティック。A) 回路のトップ- と斜視のこの戦略を使用して作製することができます典型的なハイドロゲル ベースのデバイス。このデバイスは、磁気制御鉄をドープしたセグメントが含まれる 1 つのギアで構成されています。B) 個々 のレイヤーとコンポーネント、デバイス内の模式図。このシングル歯車装置は、シール層 (i)、鉄をドープしたギアと壁のデバイス (ii) と同様、下部層 (iii) のためのポストのようなサポート構造上で構成されます。C) フォトマスク デザイン シングル ギア デバイスを作製するために使用します。フォトマスクが設計されたダーク フィールドです;必要な機能は、バック グラウンドが暗い透明な残っています。このパネルでは、レイヤー (i)、サポート構造 (ii)、シール下部層 (iii) 上に対応するフォトマスク設計を示しています。<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig2large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig3.jpg"> 図 3.ハイドロゲルを用いたマイクロ マシンの層によってフォトリソグラフィ。A) PDMS チャンバの製作領域内のデバイス作製のためのステップバイ ステップのプロセスの概略図です。1: PDMS チャンバ (下部基板) の適用範囲が広い膜に結合したガラス基板上に PEGDA プレポリマーの少量を戻します。未処理ガラス カバーガラスの作品はトップの基板として使用され、フォトマスクは、この頂部の基板の上に置かれます。下部基板の高さは、高さ (Z1) マイクロメータ ヘッドを使用してもたらされます。ハイドロゲル プレポリマーは、フォトマスクを通して紫外線に公開されます。上の基板は、PDMS チャンバと (インセット) の上の基板に付着したままハイドロゲルを解除できます。この層は、後で使用するため、予約されています。2: ステップ 1 が繰り返されますが、頂部の基板は PDMS コーティング ガラスと置き換えられています。高分子ハイドロゲル下部基板を遵守ままになります。3: 下の基板の高さを低く (Z2> Z1)、もっとプレポリマーは製造エリアに追加できます。2 番目のフォトマスクが使用され、再びプレポリマーが紫外線にさらされています。4: 3 の手順を繰り返すことができます (Z3 > Z2) まで必要なサポート構造が作成されます。(i) サポート構造が完了したら、一度、前もって形成されたハイドロゲル コンポーネント (例えば鉄をドープしたギア) の導入のための製造所へのアクセスを許可する上の基板を削除できます。(ii) 一度、前もって形成されたコンポーネントを配置し、適切に配置されて、ステップ 1 からハイドロゲル層を作製した構造の上に配置し、整列できます。5: すべてのレイヤー、デバイスのエッジをシール フォトマスクを通して紫外線にさらされています。(内装部品、さらに紫外線露出からシールドされている間、i) シールの手順はデバイス全体をシールします。(ii) シールのデバイスは優先的に上部の基板を徹底すると、作製室を解除できます。<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig3large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 4" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig4.jpg"> 図 4.ハイドロゲル成分の酸化鉄ナノ粒子がドーピングのための手順を実行します。(i) 紫外光は、ハイドロゲル ギア内の酸化鉄をドープしたセグメントを定義するフォトマスクを通して公開されます。酸化鉄をドープしたハイドロゲルの (ii) 薄膜 (200 μ m) 層は重合するたびに、互いの上にスタックします。(iii) 薄層の層は、1 mm の高さの合計でセグメントを作成します。このセグメントは、形成層に残っています。(iv) 非ドープ プレポリマーは作製領域に堆積し、架橋時にギアの完全な形状を定義するフォトマスクを使用し。これにより、酸化鉄をドープしたセグメントの完全なギアの形成。<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig4large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 5" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig5.jpg"> 図 5.酸化鉄をドープしたハイドロゲル成分の光重合します。A) 酸化鉄ナノ粒子を添加する歯車のフォトマスク。最適されている B) 酸化鉄を添加したゲル重合 (10 秒露出)。下で重合 (4 s 露出) をされている C) 酸化鉄を添加したゲル。ずっと D) 酸化鉄を添加したゲルは過剰 (20 秒露出) を重合します。<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig5large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 6" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig6.jpg"> 図 6.ハイドロゲルの配置層デバイスの封止中です。A) 無料移動をハイドロゲル層の適切な配置を示す画像のギアはデバイスのボイド内に完全。(B、C、および D は、同じデバイスが強調表示は異なるレイヤーに画像) ずれてハイドロゲル層 B) 画像表示装置。C) 同じは (B) のようにイメージが、黒で縁取られた底を解明するが正しく配置される層します。ギアは、下レイヤー内で正しく配置されます。(B) のように画像 D) と同じ、ハイドロゲルのずれの最上位のレイヤーを示す白の輪郭。ギアはシールのステップの間に部分的に重合されて、ギア (赤塗りつぶし) の部分は、デバイスのバルク材料に固定されています。これは非機能性デバイスをレンダリングします。<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig6large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 7" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig7.jpg"> 図 7.シングル ギア ハイドロゲルを用いたマイクロ マシンの作動します。A) 試作したデバイスを示す画像。B) 画像の作動時にギアのさまざまな方向を示します。(その初期の向き (0 °)、i) から (ii) 60 °、(iii) 120 °、(iv) 180 °、(v) 240 ° 300 °、ギアが回転します。スケール バーは 1 mm<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig7large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 8" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig8.jpg"> 図 8.ハイドロゲルを用いたマイクロ マシンのための様々 なデザインの汎用性の高い作製。A) 単一の貯水池からの薬物の放出を制御する単純なゲート弁。酸化鉄をドープしたハイドロゲル成分の直線的な動きのゲートを通じて架空の薬剤を口の拡散。B) 複数の貯水池からの薬物の放出を制御するゲート線形マニホールド。各貯水池には、仮説的な薬と成分の酸化鉄をドープしたゲートの動きを外面にこれらの薬剤の拡散は、ハイドロゲルの窓からこれらの貯水池から薬の動きが含まれます。C) シンプルなローター軸について回転する作動することができます。D) ジュネーブ ドライブに基づく洗練されたデザイン。駆動歯車のピンが大きい駆動ギアを従事し、断続的な運動を生成することができます。駆動ギアの完全な回転は、駆動歯車を 60 ° 回転させます。すべてのスケール バーは、1 mm です。S. Y. ら添加のあごからハイドロゲルを用いた次世代の植込み型医療機器用材料の製造。科学ロボット。2 (2)、(2017)。AAAS17から許可を得て転載。<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig8large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。

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An Additive Manufacturing Technique for the Facile and Rapid Fabrication of Hydrogel-based Micromachines with Magnetically Responsive Components

UV 架橋性ヒドロゲルの処理添加剤の製造方式を開発しました。この戦略は、磁気に敏感であるコンポーネントの移動を含む統合デバイスを降伏独立したコンポーネントのアセンブリと同様に、微細加工ゲル構造の層によってアセンブリできます。

ハイドロゲルを用いたマイクロ磁気応答性の高いコンポーネントとの容易な迅速な製造のための製造技術の添加剤

Polyethylene glycol (PEG)-based hydrogels are biocompatible hydrogels that have been approved for use in humans by the FDA. Typical PEG-based hydrogels ...

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Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Bioengineering

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Time-lapse Fluorescence Imaging of Arabidopsis Root Growth with Rapid Manipulation of The Root Environment Using The RootChip

The root functions as the physical anchor of the plant and is the organ responsible for uptake of water and mineral nutrients such as nitrogen, phosphorus, sulfate and trace elements that plants acquire from the soil. If we want to develop sustainable approaches to producing high crop yield, we need to better understand how the root develops, takes up a wide spectrum of nutrients, and interacts with symbiotic and pathogenic organisms. To accomplish these goals, we need to be able to explore roots in microscopic detail over time periods ranging from minutes to days.
We developed the RootChip, a polydimethylsiloxane (PDMS)- based microfluidic device, which allows us to grow and image roots from Arabidopsis seedlings while avoiding any physical stress to roots during preparation for imaging1 (Figure 1). The device contains a bifurcated channel structure featuring micromechanical valves to guide the fluid flow from solution inlets to each of the eight observation chambers2. This perfusion system allows the root microenvironment to be controlled and modified with precision and speed. The volume of the chambers is approximately 400 nl, thus requiring only minimal amounts of test solution.
Here we provide a detailed protocol for studying root biology on the RootChip using imaging-based approaches with real time resolution. Roots can be analyzed over several days using time lapse microscopy. Roots can be perfused with nutrient solutions or inhibitors, and up to eight seedlings can be analyzed in parallel. This system has the potential for a wide range of applications, including analysis of root growth in the presence or absence of chemicals, fluorescence-based analysis of gene expression, and the analysis of biosensors, e.g. FRET nanosensors3.

This article provides a protocol for cultivation of Arabidopsis seedlings in the RootChip, a microfluidic imaging platform that combines automated control of growth conditions with microscopic root monitoring and FRET-based measurement of intracellular metabolite levels.

RootChipを使用して、ルート環境の急激な操作によるシロイヌナズナの根の成長のタイムラプス蛍光イメージング

The root functions as the physical anchor of the plant and is the organ responsible for uptake of water and mineral nutrients such as nitrogen, ...

生物工学

Designing a Bio-responsive Robot from DNA Origami

Nucleic acids are astonishingly versatile. In addition to their natural role as storage medium for biological information1, they can be utilized in parallel computing2,3 , recognize and bind molecular or cellular targets4,5 , catalyze chemical reactions6,7 , and generate calculated responses in a biological system8,9. Importantly, nucleic acids can be programmed to self-assemble into 2D and 3D structures10-12, enabling the integration of all these remarkable features in a single robot linking the sensing of biological cues to a preset response in order to exert a desired effect.
Creating shapes from nucleic acids was first proposed by Seeman13, and several variations on this theme have since been realized using various techniques11,12,14,15 . However, the most significant is perhaps the one proposed by Rothemund, termed scaffolded DNA origami16. In this technique, the folding of a long (&gt;7,000 bases) single-stranded DNA 'scaffold' is directed to a desired shape by hundreds of short complementary strands termed 'staples'. Folding is carried out by temperature annealing ramp. This technique was successfully demonstrated in the creation of a diverse array of 2D shapes with remarkable precision and robustness. DNA origami was later extended to 3D as well17,18 .
 
The current paper will focus on the caDNAno 2.0 software19 developed by Douglas and colleagues. caDNAno is a robust, user-friendly CAD tool enabling the design of 2D and 3D DNA origami shapes with versatile features. The design process relies on a systematic and accurate abstraction scheme for DNA structures, making it relatively straightforward and efficient.
In this paper we demonstrate the design of a DNA origami nanorobot that has been recently described20. This robot is 'robotic' in the sense that it links sensing to actuation, in order to perform a task. We explain how various sensing schemes can be integrated into the structure, and how this can be relayed to a desired effect. Finally we use Cando21 to simulate the mechanical properties of the designed shape. The concept we discuss can be adapted to multiple tasks and settings.

DNA origami is a powerful method for fabricating precise nanoscale objects by programming the self-assembly of DNA molecules. Here, we describe how DNA origami can be utilized to design a robotic robot capable of sensing biological cues and responding by shape shifting, subsequently relayed to a desired effect.

DNA折り紙からバイオ応答ロボットの設計

Nucleic acids are astonishingly versatile. In addition to their natural role as storage medium for biological information1, they can be utilized in ...

Manufacturing Devices and Instruments for Easier Rat Liver Transplantation

Orthotopic rat liver transplantation is a popular model, which has been shown in a recent JoVE paper with the use of the "quick-linker" device. This technique allows for easier venous cuff-anatomoses after a reasonable learning curve. The device is composed of two handles, which are carved out from scalpel blades, one approximator, which is obtained by modifying Kocher's forceps, and cuffs designed from fine-bore polyethylene tubing. The whole process can be performed at a low-cost using common laboratory material. The present report provides a step-by-step protocol for the design of the required pieces and includes stencils.

We describe the design of the &#x201C;quick-linker&#x201D; device for easier orthotopic rat liver transplantation.

簡単ラット肝移植のための製造装置や計測器

Orthotopic rat liver transplantation is a popular model, which has been shown in a recent JoVE paper with the use of the "quick-linker" device. This ...

Microfluidic Fabrication of Polymeric and Biohybrid Fibers with Predesigned Size and Shape

A &#8220;sheath&#8221; fluid passing through a microfluidic channel at low Reynolds number can be directed around another &#8220;core&#8221; stream and used to dictate the shape as well as the diameter of a core stream.&#160;Grooves in the top and bottom of a microfluidic channel were designed to direct the sheath fluid and shape the core fluid.&#160;By matching the viscosity and hydrophilicity of the sheath and core fluids, the interfacial effects are minimized and complex fluid shapes can be formed.&#160;Controlling the relative flow rates of the sheath and core fluids determines the cross-sectional area of the core fluid.&#160;Fibers have been produced with sizes ranging from 300 nm to ~1 mm, and fiber cross-sections can be round, flat, square, or complex as in the case with double anchor fibers. Polymerization of the core fluid downstream from the shaping region solidifies the fibers.&#160;Photoinitiated click chemistries are well suited for rapid polymerization of the core fluid by irradiation with ultraviolet light.&#160;Fibers with a wide variety of shapes have been produced from a list of polymers including liquid crystals, poly(methylmethacrylate), thiol-ene and thiol-yne resins, polyethylene glycol, and hydrogel derivatives. Minimal shear during the shaping process and mild polymerization conditions also makes the fabrication process well suited for encapsulation of cells and other biological components.

Two adjacent fluids passing through a grooved microfluidic channel can be directed to form a sheath around a prepolymer core; thereby&#160;determining both shape and cross-section. Photoinitiated polymerization, such as thiol click chemistry, is well suited for rapidly solidifying the core fluid into a microfiber with predetermined size and shape.

あらかじめ設計されたサイズと形状を用いるポリマー繊維およびバイオハイブリッド繊維のマイクロ流体製造

A &#8220;sheath&#8221; fluid passing through a microfluidic channel at low Reynolds number can be directed around another &#8220;core&#8221; stream and ...

Design and Fabrication of an Elastomeric Unit for Soft Modular Robots in Minimally Invasive Surgery

In recent years, soft robotics technologies have aroused increasing interest in the medical field due to their intrinsically safe interaction in unstructured environments. At the same time, new procedures and techniques have been developed to reduce the invasiveness of surgical operations. Minimally Invasive Surgery (MIS) has been successfully employed for abdominal interventions, however standard MIS procedures are mainly based on rigid or semi-rigid tools that limit the dexterity of the clinician. This paper presents a soft and high dexterous manipulator for MIS. The manipulator was inspired by the biological capabilities of the octopus arm, and is designed with a modular approach. Each module presents the same functional characteristics, thus achieving high dexterity and versatility when more modules are integrated. The paper details the design, fabrication process and the materials necessary for the development of a single unit, which is fabricated by casting silicone inside specific molds. The result consists in an elastomeric cylinder including three flexible pneumatic actuators that enable elongation and omni-directional bending of the unit. An external braided sheath improves the motion of the module. In the center of each module a granular jamming-based mechanism varies the stiffness of the structure during the tasks. Tests demonstrate that the module is able to bend up to 120&#176; and to elongate up to 66% of the initial length. The module generates a maximum force of 47 N, and its stiffness can increase up to 36%.

This paper describes the design and fabrication of a soft unit for surgical manipulators. The base module includes three flexible fluidic actuators to achieve omnidirectional bending and elongation, and a granular jamming-based mechanism to enable stiffness control. A complete mechanical characterization is also reported.

低侵襲手術でのソフトモジュラーロボットのエラストマーユニットの設計と製作

In recent years, soft robotics technologies have aroused increasing interest in the medical field due to their intrinsically safe interaction in ...

Melt Electrospinning Writing of Three-dimensional Poly(&#949;-caprolactone) Scaffolds with Controllable Morphologies for Tissue Engineering Applications

This tutorial reflects on the fundamental principles and guidelines for electrospinning writing with polymer melts, an additive manufacturing technology with great potential for biomedical applications. The technique facilitates the direct deposition of biocompatible polymer fibers to fabricate well-ordered scaffolds in the sub-micron to micro scale range. The establishment of a stable, viscoelastic, polymer jet between a spinneret and a collector is achieved using an applied voltage and can be direct-written. A significant benefit of a typical porous scaffold is a high surface-to-volume ratio which provides increased effective adhesion sites for cell attachment and growth. Controlling the printing process by fine-tuning the system parameters enables high reproducibility in the quality of the printed scaffolds. It also provides a flexible manufacturing platform for users to tailor the morphological structures of the scaffolds to their specific requirements. For this purpose, we present a protocol to obtain different fiber diameters using melt electrospinning writing (MEW) with a guided amendment of the parameters, including flow rate, voltage and collection speed. Furthermore, we demonstrate how to optimize the jet, discuss often experienced technical challenges, explain troubleshooting techniques and showcase a wide range of printable scaffold architectures.

This protocol serves as a comprehensive guideline to fabricate scaffolds via electrospinning with polymer melts in a direct writing mode. We systematically outline the process and define the appropriate parameter settings for achieving targeted scaffold architectures.

組織工学的応用の制御可能な形態の三次元 Poly(ε-caprolactone) 足場のエレクトロスピニング記述を溶かす

This tutorial reflects on the fundamental principles and guidelines for electrospinning writing with polymer melts, an additive manufacturing technology ...

Fabrication and Validation of an Organ-on-chip System with Integrated Electrodes to Directly Quantify Transendothelial Electrical Resistance

Organs-on-chips, in vitro models involving the culture of (human) tissues inside microfluidic devices, are rapidly emerging and promise to provide useful research tools for studying human health and disease. To characterize the barrier function of cell layers cultured inside organ-on-chip devices, often transendothelial or transepithelial electrical resistance (TEER) is measured. To this end, electrodes are usually integrated into the chip by micromachining methods to provide more stable measurements than is achieved with manual insertion of electrodes into the inlets of the chip. However, these electrodes frequently hamper visual inspection of the studied cell layer or require expensive cleanroom processes for fabrication. To overcome these limitations, the device described here contains four easily integrated electrodes that are placed and fixed outside of the culture area, making visual inspection possible. Using these four electrodes the resistance of six measurement paths can be quantified, from which the TEER can be directly isolated, independent of the resistance of culture medium-filled microchannels. The blood-brain barrier was replicated in this device and its TEER was monitored to show the device applicability. This chip, the integrated electrodes and the TEER determination method are generally applicable in organs-on-chips, both to mimic other organs or to be incorporated into existing organ-on-chip systems.

This publication describes the fabrication of an organ-on-chip device with integrated electrodes for direct quantification of transendothelial electrical resistance (TEER). For validation, the blood-brain barrier was mimicked inside this microfluidic device and its barrier function was monitored. The presented methods for electrode integration and direct TEER quantification are generally applicable.

作製と内皮下電気抵抗を直接定量化する統合型電極を用いたオンチップ器官システムの検証

Organs-on-chips, in vitro models involving the culture of (human) tissues inside microfluidic devices, are rapidly emerging and promise to provide useful ...

Optimized Setup and Protocol for Magnetic Domain Imaging with In Situ Hysteresis Measurement

This paper elaborates the sample preparation protocols required to obtain optimal domain patterns using the Bitter method, focusing on the extra steps compared to standard metallographic sample preparation procedures. The paper proposes a novel bespoke rig for dynamic domain imaging with in situ BH (magnetic hysteresis) measurements and elaborates the protocols for the sensor preparation and the use of the rig to ensure accurate BH measurement. The protocols for static and ordinary dynamic domain imaging (without in situ BH measurements) are also presented. The reported method takes advantage of the convenience and high sensitivity of the traditional Bitter method and enables in situ BH measurement without interrupting or interfering with the domain wall movement processes. This facilitates establishing a direct and quantitative link between the domain wall movement processes&#8211;microstructural feature interactions in ferritic steels with their BH loops. This method is anticipated to become a useful tool for the fundamental study of microstructure&#8211;magnetic property relationships in steels and to help interpret the electromagnetic sensor signals for non-destructive evaluation of steel microstructures.

Optimized Setup and Protocol for Magnetic Domain Imaging with In Situ Hysteresis Measurement

This paper elaborates the sample and sensor preparation procedures and the protocols for using the test rig particularly for dynamic domain imaging with in situ BH measurements in order to achieve optimal domain pattern quality and accurate BH measurements.

最適化されたセットアップおよびヒステリシス測定場の磁区イメージングのためのプロトコル

This paper elaborates the sample preparation protocols required to obtain optimal domain patterns using the Bitter method, focusing on the extra steps ...

A Novel Surgical Technique As a Foundation for In Vivo Partial Liver Engineering in Rat

Organ engineering is a novel strategy to generate liver organ substitutes that can potentially be used in transplantation. Recently, in vivo liver engineering, including in vivo organ decellularization followed by repopulation, has emerged as a promising approach over ex vivo liver engineering. However, postoperative survival was not achieved. The aim of this study is to develop a novel surgical technique of in vivo selective liver lobe perfusion in rats as a prerequisite for in vivo liver engineering. We generate a circuit bypass only through the left lateral lobe. Then, the left lateral lobe is perfused with heparinized saline. The experiment is performed with 4 groups (n = 3 rats per group) based on different perfusion times of 20 min, 2 h, 3 h, and 4 h. Survival, as well as the macroscopically visible change of color and the histologically determined absence of blood cells in the portal triad and the sinusoids, is taken as an indicator for a successful model establishment. After selective perfusion of the left lateral lobe, we observe that the left lateral lobe, indeed, turned from red to faint yellow. In a histological assessment, no blood cells are visible in the branch of the portal vein, the central vein, and the sinusoids. The left lateral lobe turns red after reopening the blocked vessels. 12/12 rats survived the procedure for more than one week. We are the first to report a surgical model for in vivo single liver lobe perfusion with a long survival period of more than one week. In contrast to the previously published report, the most important advantage of the technique presented here is that perfusion of 70% of the liver is maintained throughout the whole procedure. The establishment of this technique provides a foundation for in vivo partial liver engineering in rats, including decellularization and recellularization.

A Novel Surgical Technique As a Foundation for In Vivo Partial Liver Engineering in Rat

We establish a novel surgical technique for an in vivo single liver lobe perfusion model in rat as a prerequisite for further studying in vivo partial liver engineering in the future.

ラットでの肝部分工学生体内での基盤として新しい手術手技

Organ engineering is a novel strategy to generate liver organ substitutes that can potentially be used in transplantation. Recently, in vivo liver ...

Rapid Fabrication of Custom Microfluidic Devices for Research and Educational Applications

Microfluidic devices allow for the manipulation of fluids, particles, cells, micro-sized organs or organisms in channels ranging from the nano to submillimeter scales. A rapid increase in the use of this technology in the biological sciences has prompted a need for methods that are accessible to a wide range of research groups. Current fabrication standards, such as PDMS bonding, require expensive and time consuming lithographic and bonding techniques. A viable alternative is the use of equipment and materials that are easily affordable, require minimal expertise and allow for the rapid iteration of designs. In this work we describe a protocol for designing and producing PET-laminates (PETLs), microfluidic devices that are inexpensive, easy to fabricate, and consume significantly less time to generate than other approaches to microfluidics technology. They consist of thermally bonded film sheets, in which channels and other features are defined using a craft cutter. PETLs solve field-specific technical challenges while dramatically reducing obstacles to adoption. This approach facilitates the accessibility of microfluidics devices in both research and educational settings, providing a reliable platform for new methods of inquiry.

Here we present a protocol to design and fabricate custom microfluidic devices with minimal financial and time investment. The aim is to facilitate the adoption of microfluidic technologies in biomedical research laboratories and educational settings.