이 작품은 NSF 경력 수상, NIH R01 보조금 (HL095477-05), NSF ECCS-1509748 교부 금에 의해 지원 되었다. S.Y.C. 국가 과학 장학금 (박사), 과학, 기술 및 연구 (싱가포르)에 대 한 기관에 의해 수 여 되었다에 의해 지원 되었다. 사진 설정 및 장치에 대 한 제작 설정, 그리고 사이러스 W. Beh 구축 도움에 감사 키이 스 예 거 하 고.

1. 제작 단계
<ol><li>단계 및 PDMS 챔버 히드로 부품 생산 하는 자체 구성 된 제조 (그림 1) 설정에 조립. 제조 단계는 아크릴 가기, 트랙 및 채널 진공 연결, 마이크로 미터 헤드 진공 사용 단계에서의 조명 기구에 대 한 소유자 수 있도록 가공 했다 및 스레드 고정 전체 단계를 허용 하는 강철 포스트의 구성 에 스틸 안정화에 대 한 기본.</li>
	<li>가공 진공 연결에 대 한 트랙을가지고 하는 아크릴 조각으로는 마이크로미터의 머리를 수정 합니다. 진공 연결 PDMS 챔버를 누른 하 고 유연한 막 PDMS 챔버 내 이동 사용자를 수 있습니다.</li>
	<li>빛의 입사 각도 단계 (보충 그림 1)의 수평 평면에 수직이 되도록 UV 광원 (320-500 nm) 제조 단계 위에 위치.</li>
</ol>2. PDMS 약 실 및 그것의 "제로" 수준 결정의 제조
<ol><li>PDMS 챔버는 hydrogels을 생산 것을 확인 (하십시오 그림 1A, PDMS 챔버 참조). 유리 coverslip 보 세는 유연한 막으로 잘 PDMS이 약이 실에 의하여 이루어져 있다. 유연한 PDMS 막에 접착 유리 coverslip hydrogels (2.1.7 단계)의 접착을 방지 하기 위해 추가 처리 됩니다.<ol>
<li>9 부분 PDMS 기반 에이전트 혼합물 (무게)에 의해 경화 1 부분을 준비 합니다.</li>
		<li>기본 및 경화 에이전트는 잘 혼합 되도록 유리 막대와 잘 저 어. 공기 방울을 제거 하려면 1000 x g에서 원심.</li>
		<li>신중 하 게 두꺼운 층 (3 m m) 및 얇은 레이어 (~0.2 m m)을 2 개의 유리 접시에 PDMS 혼합물을 부 어. PDMS 가득 접시 평면에 배치, 평면 및 치료 실내 온도에 또는 오븐에서 30 분 동안 최소 75 ° c.에 설정 온도와 하룻밤 참고: PDMS의 얇은 층이 쉽게 이동할 수 있습니다부터 z-방향으로 마이크로미터 나사 게이지에 의해 유연한 레이어 생성 보장으로 PDMS 챔버의 필요 합니다. PDMS 층 평면 및 수준 균일 한 두께의 생산 히드로 레이어는 되도록 해야 합니다.</li>
		<li>PDMS는 완전히 치료 후 메스 블레이드 또는 주머니칼을 사용 하 여 두꺼운 층으로 4 cm 직경 원형 잘라. 유리 페 트리 접시에서에서 두꺼운 PDMS 레이어를 벗기다. 두꺼운 PDMS 층을 배치 (밑면까지)와 플라즈마 오븐에 (아직도 유리 페 트리 접시)에 얇은 PDMS 층.</li>
		<li>플라즈마는 PDMS 박막의 상단 측면에 두 PDMS 레이어 (30 s, 공기 플라즈마) 및 채권 두꺼운 PDMS 층의 밑바닥 측을 취급 합니다. 유리 원형 잘 유연한 막 기본을 형성 하는 얇은 층으로 형성 하 페 트리 접시에서에서 보 세 조각을 제거 합니다. 참고: 유리 페 트리 접시에서에서 보 세 층의 제거, 이전 두 보 세 레이어는 레이어 결합을 장려 하기 위해 95 ° C에서 뜨거운 접시에 배치할 수 있습니다.</li>
		<li>플라즈마 본드 (제 2 호, 22 x 22 mm) 유리 coverslip 유연한 PDMS 막;의 상단 측면 플라즈마는 유연한 막 막에 접착 시키는 기본의 30 s (공기 플라즈마) 및 장소 상단 측면 접촉 유리 coverslip 4 단계에서 유리 coverslip 및 PDMS 챔버를 취급 합니다.</li>
		<li>30 분 이상; silanize trichloro (1 시간, 1 시간, 2 시간, 2 H perfluorooctyl) 실 란 (PFOTS)와 PDMS 챔버 증기 PFOTS의 60 µ L로 작은 페 트리 접시를 함께 진공 desiccator에서 PDMS 챔버를 놓고 봉인된 desiccator 중앙 연구소 진공 시스템에 연결 합니다. 적어도 30 분 동안 진공 시스템에 연결 된 desiccator를 둡니다.<ol>
<li>진공 물개는 desiccator의 생성 되는 PFOTS의 물방울 "거품" 5-10 분 후 확인 합니다. PDMS 챔버의 증기 silanization 형성된 하이드로 겔의 손쉬운 제거 레이어 및 장기간된 사용 후 유리 표면에 못 hydrogels 생산의 강한 접착을 방지 수 있습니다.</li>
		</ol>
</li>
	</ol>
</li>
	<li>PDMS 챔버의 "0" 단계를 확인 하려면 진공 활성화 단계 (실험실 중앙 진공 시스템에 연결)에 놓습니다.<ol>
<li>PDMS 챔버를 부정적인 압력을 적용 합니다. PEG 하이드로 겔 구조가 PDMS 챔버 (그림 1A, 제조 영역) 내에서 생산 될 것입니다.</li>
		<li>잘 다루고 치료 유리 coverslip을 PDMS 챔버 위에 놓습니다. 최고의 유리 coverslip (최고 기판)와 하단 유리 coverslip (하단 기판) 사이의 거리는 PDMS 챔버 내에서 형성 되는 하이드로 겔 층의 두께 정의 합니다.</li>
		<li>마이크로 미터 헤드를 사용 하 여 밀어 하단 기판 위로 가기 기판에 접촉 될 때까지. 사용 하 여 읽기 마이크로 미터 헤드에 PDMS 챔버의 "제로" 수준으로, 참조로 생산 하이드로 겔 층의 두께 정의할 때.</li>
	</ol>
</li>
</ol>3. 포토 마스크 디자인 히드로 마이크로 구조의 Photopolymerization에 대 한
<ol><li>포토 디자인, CAD 소프트웨어를 사용 합니다.</li>
	<li>히드로의 독특한 각 계층 구조는 디자인 날조 될 것입니다. 이 프로토콜을 사용 하 여 조작 예제 장치 그림 2 를 참조 하십시오. 그림 2 는 3D이이 소자의 구조도 이러한 개별 계층의 제작을 위해 설계 된 포토 뿐만 아니라 조작에 해당 레이어.</li>
	<li>어두운 분야에 디자인 포토 기능 수 생산을 투명 해야 이며 배경 불투명 (그림 2 C, 보충 그림 2).</li>
	<li>제조 과정은 포토의 맞춤을 촉진 하기 위하여 포토 마스크 디자인으로 통합 맞춤 표시 합니다.</li>
	<li>가능한 가장 높은 해상도 높은 픽셀 밀도에서 투명도 포토로 디자인을 인쇄 합니다.</li>
</ol>4. Hydrogels의 접착을 방지 하기 위해 유리 Coverslips의 치료
<ol><li>Polymerized 못 hydrogels를 격퇴 하는 표면, 만들려고 유리 coverslips는 PDMS의 얇은 층으로 입힌 다.</li>
	<li>PDMS (경화 에이전트 비율을 9:1 자료)를 준비 하 고 기포를 제거 하려면 1000 x g에서 원심.</li>
	<li>청소 유리 coverslips에 PDMS의 얇은 코트를 적용 하 고 오븐 내에서 플랫, 레벨 표면에 치료를 두고 (> 75 ° C, 30 분).</li>
</ol>5. 레이어-의해-레이어 제작 Hydrogels: 최고 봉인 레이어 및 하단 지원 구조
<ol><li>이후 형성된 장치를 봉인 하는 데 사용 됩니다 히드로 레이어를 만들려면 "뚜껑"으로 유리 coverslip (2 호)에의 한 치료 부분을 사용 하 여 PDMS 챔버에 대 한. 이 "뚜껑" 최고 기판 이라고 합니다.<ol>
<li>장치의 "제로" 수준에서 starting 하단 기판 마이크로 미터 헤드를 원하는 높이 사용 하 여 낮은. 위쪽 및 아래쪽 기판 사이의 거리는 첫 번째 하이드로 겔 층 (Z1, 그림 3A)의 두께 정의합니다.</li>
		<li>PEGDA prepolymer의 작은 볼륨을 입금 (예를 들어, 1 %400Da PEGDA의 혼합물 Darocur 1173), 하단 기판 커버 하기에 충분.</li>
		<li>최고 기판 PDMS 챔버에 배치 합니다. 참고: 위쪽 및 아래쪽 기판 사이 갇혀 아무 공기 방울을 중요 하다.</li>
		<li>(그림 2C (i)) 최고의 기판 위에 원하는 디자인으로 포토 마스크를 배치 합니다. 전체 최고 기판 접촉 및 아래쪽 기판에 정렬 마스크 인지 확인 합니다.</li>
		<li>(1 단계, 그림 3A) 포토 마스크를 통해 자외선을 히드로 prepolymer를 노출 합니다. 보장 노출 주변 지역에 길 잃은 UV 빛 노출 방지 밀폐 된 공간 내에서 이루어집니다. 주의: UV 보호 (예를 들어, UV 고글) 착용 시스템을 운영 하는 경우. 참고: 전원 및 노출의 기간 UV 시스템 및 PEGDA prepolymer 사용의 종류에 따라 다릅니다.</li>
		<li>예를 들어 200 W UV 램프 및 99%에 대 한 PEGDA (400 다 1 %photoinitiator (v/v)와 PEGDA) 중합체 솔루션 램프 전력 16% (~2.3 W/c m2에 해당) 설정 하 고 완벽 하 게는 hydrogels 4 초 이내에 치료. 노출의 기간 램프 전력 감소 및 사용 prepolymer의 PEG 사슬 길이 증가 함께 증가 한다.</li>
		<li>하이드로 겔 레이어 생산 되었습니다 후 PDMS 상공에서 최고 기판을 들어올립니다. Polymerized 레이어 가기 기판 (1 단계, 그림 3A인세트)에 준수 해야 됩니다. 이 준수 레이어 조립된 장치를 밀봉 하기 위하여 나중에 사용 하기 위해 예약. 빛에서이 polymerized 레이어 방패. 참고: 멀리 빛이 polymerized 레이어를 유지 하 고 밖으로 건조 및 균열에서 레이어를 방지 하기 위해 초과 uncrosslinked prepolymer와 젖은.</li>
	</ol>
</li>
	<li>하단 지원 구조를 만들려면 PDMS 챔버의 최고 기판으로 PDMS 코팅 유리 coverslips를 사용 합니다.<ol>
<li>아래쪽 기판에 더 많은 히드로 prepolymer 보증금과 PDMS 코팅 유리 coverslip로 잘 PDMS를 커버. 이것은 polymerized 레이어 하단 기판, 사용자는 위쪽으로 레이어를 구축 (2 단계, 그림 3A)에 유지 되도록.</li>
		<li>5.1.4-원하는 포토 마스크 디자인 (그림 2 c (iii)) 5.1.5 단계 반복 합니다.</li>
		<li>더 많은 PEGDA prepolymer 최고 기판 제거 더하고 하단 기판 마이크로 미터 헤드를 사용 하 여 원하는 수준으로 낮은. 이 레벨의 생산 (Z2, 3 단계, 그림 3A) 하이드로 겔 2nd 층의 두께 일치 해야 합니다.</li>
		<li>커버 최고 기판 (PDMS 코팅 유리)와 잘 PDMS 고 5.1.4, 5.1.5 단계를 반복 합니다.</li>
		<li>으로 원하는 사용 하 여 5.2.1 단계와 단계 5.2.2 원하는 지원 구조는 형성 될 때까지 지속적으로 하이드로 겔의 층을 구축.</li>
	</ol>
</li>
</ol>6. 조립 및 히드로 기반 장치를 씰링
<ol><li>하려면 조립 및 봉인 장치, 먼저 가기 기판 (PDMS 코팅 유리) 제거와 핀셋의 쌍을 사용 하 여, 미리 형성 된 하이드로 겔에 구성 요소 (예: 기어, 철 실수로 구성 요소) (부분 (i), 4 단계, 그림 3A 지원 구조 ). 참고: 영구 자석 (산화 철 제조 단계에 대 한 구성 요소 하이드로 겔의도 핑 참조) 어떤 철 실수로 구성 요소 정렬에 사용할 수 있습니다.</li>
	<li>밀봉 장치, 먼저가지고 하단 기판 조립된 장치 마이크로미터 나사 게이지를 사용 하 여 최종 원하는 높이를 합니다. 이것은 레이어, 내부 구성 요소 및 구성 요소 (Z4, 5 단계, 그림 3A) 이동에 대 한 주어진 어떤 클리어런스의 두께 고려 하는 장치의 최종 높이 이어야 한다<ol>
<li>장소는 미리 형성 된 하이드로 겔 레이어 부분적으로 조립된 장치 (부 (ii), 4 단계, 그림 3A)에 5.1에서 치료 유리 coverslip에 준수 됩니다. 신중 하 게 아래 구조에 올바르게 정렬 되는 미리 형성 된 레이어를 놓습니다.</li>
		<li>장치의 씰링에만 보호 하는 UV 노출에서 구성 요소를 이동 하는 인테리어 포토 마스크를 배치 합니다. 움직이는 구성 요소 작동 하는 동안 그들의 움직임을 방지 장치의 가장자리를 생산 하지는 확인 하십시오.</li>
		<li>자외선 ((i) 부분, 5 단계, 그림 3A)에 전체 구조를 노출 합니다.</li>
		<li>제조 단계에서 유리 coverslip을 들어올립니다. 봉인된 장치 ((부 (ii), 5 단계, 그림 3A) 최고 기판에 준수 해야 합니다. 참고: 경우 장치 아래쪽 기판에 준수, 조심 스럽게 한 쌍의 (비-톱니) 핀셋 평면 절삭 또는 편평한 주걱으로 장치를 들어올립니다.</li>
		<li>진공 흡입을 사용 하 여 초과 unpolymerized PEGDA를 조심 스럽게 제거 하 고 평평한 핀셋 또는 편평한 주걱의 쌍을 사용 하 여 유리 coverslip에서 장치를 조심 스럽게 들어올립니다.</li>
		<li>디 물 또는 생리 식 염 수로 장치를 놓습니다. Hydrogels는 솔루션에서 팽창. 장치 솔루션 및 장치 및 내부 구성 부품의 확장 있도록 30 분 이상 둡니다. 참고: 장치가 vivo에서 이식에 사용할 경우, 그것은 린스와 어떤 uncrosslinked prepolymers에서 리치는 것이 중요. 이것은 장치 (적어도 3 린스) 매 시간 마다에서 incubated 솔루션을 변경 하 고 떠나 장치 솔루션에서 하룻밤, 그리고 떨어져 rinsing 더 솔루션 여 행 해질 수 있다.</li>
		<li>적어도 30 분 동안 디 물 또는 진공 챔버 (중앙 연구소 진공 시스템에 연결 된) 내 식 염 수로 채워진 페 트리 접시 내 장치를 배치 하 여 장치 내에서 공기를 제거 합니다. 이 소자의 기체 제거 귀 착될 것 이다 하 고 부정적인 압력 제거 되 면 장치 솔루션으로 가득 합니다. 참고: 유지 장치 화/솔루션 항상. 장치가 균열 수 건조 남아 있어야.</li>
	</ol>
</li>
</ol>7. 산화 철 하이드로 겔 성분의도 핑
<ol><li>1% photoinitiator PEGDA 중합체 솔루션 준비 (예: 99% (v/v) PEGDA (400 다) 1% Darocur 1173).<ol>
<li>산화 철 (II, III)의 5% (w/v) 솔루션을 만들이 중합체 솔루션을 사용 하 여 나노 솔루션. 그리고 산화 철 나노 입자의 5 밀리 그램을 무게 PEGDA prepolymer의 100 µ L를 추가. 피 펫 아래로 하 고 균일 한 혼합 되도록 소용돌이.</li>
		<li>나노 입자는 나노 시간이 지나면서 앙금으로 각 사용 하기 전에 PEGDA prepolymer 내 분산 homogenously는 확인 하십시오.</li>
	</ol>
</li>
	<li>산화 철-PDMS 챔버의 아래쪽 기판에 PEGDA 중합체 혼합물의 작은 볼륨 플라스틱</li>
	<li>아래쪽 기판에 형성된 된 hydrogels 유지 되도록 최고 기판 (PDMS 코팅 유리)와 잘 PDMS를 커버.</li>
	<li>하단 기판 마이크로 미터 헤드를 사용 하 여 원하는 높이 가져. 참고: 철 산화물 첨가 PEGDA의 얇은 층 (200 µ m) 각 단일 노출으로 생산 한다. 이것은 자외선의 침투의 깊이 감소 빛으로 산화 철 나노 입자는 불투명 하 고 흡수 하 고 자외선을 차단할 수 있습니다.</li>
	<li>움직이는 구성 요소 내에서 산화 철을 첨가, UV 빛 (그림 4(i))도 핑된 prepolymer 철 산화물의 얇은 층을 노출 하는 세그먼트의 모양을 정의 하는 포토 마스크를 사용 하 여. 참고: UV 노출 시간 수 있도록 철 실수로 세그먼트 완전히 상호 링크 (~ 10 초) 증가 되어야 합니다.</li>
	<li>하단 기판 낮은 고 건물 얇은 층에서 철 첨가 세그먼트를 원하는 높이 만큼 (그림 4(ii)) 때마다 6 단계를 반복 합니다. 총 5 층 1 m m 높이 철 실수로 세그먼트를 생산 한다.</li>
	<li>철 첨가 세그먼트 완료 (그림 4(iii)) 후에, 진공 흡입을 사용 하 여 모든 초과 철 실수로 prepolymer를 제거 합니다. 제조 단계에서 철 첨가 세그먼트를 제거 하지 마십시오.</li>
	<li>(Undoped) polymerized 철 실수로 세그먼트에 PEGDA prepolymer를 입금. 완료 해야 하는 구성 요소의 최종 높이 아래쪽 기판가지고. 최고 기판 (PDMS 코팅 유리)와 잘 PDMS를 커버.</li>
	<li>움직이는 컴포넌트의 전체 모양을 정의 하는 포토 마스크를 사용 하 여 철 실수로 세그먼트, UV 빛 (그림 4(iv))로 서 PEGDA prepolymer 노출.</li>
	<li>최고 기판 제거 하 고 초과 unpolymerized PEGDA prepolymer 진공 흡입을 사용 하 여 제거 합니다. 도 핑된 산화 철 세그먼트와 말뚝 구성 요소 아래쪽 기판에 있어야 합니다. 부드럽게 핀셋의 쌍을 사용 하 여이 구성 요소를 들어올립니다.</li>
	<li>PEG 기반 장치 (부분 (i), 4 단계, 그림 3A)의 지원 구조에 어셈블리에 대 한이 철 실수로 구성 요소를 보유 합니다. 빛에서이 구성 요소를 보호 하 고 그것은 사용 하기 전에 uncrosslinked prepolymer와 유체 유지.</li>
</ol>8입니다. 조립된 장치 작동
참고: 조립된 장치 내에서 철 첨가 부품 네오디뮴 (N52 강도) 등 강력한 영구 자석을 사용 하 여 이동 작동 수 있습니다. 이 자석 강자성 재료에 아주 강하게 끌리는 대로 위험을 곤란 하지 않도록 주의 해야 합니다.
<ol><li>네오디뮴 자석을 아래 또는 1-2 cm는 장치에서 내 장치 위에 놓습니다. 자석 이동 하는 동안 산화 철도 핑된 구성의 움직임 자석의 움직임을 그림자 해야. 참고: 액추에이터 세워질 수 있다 자석으로 연결 된 모터를 사용 하 여. 모터의 회전 철도 핑된 구성의 회전 작동 허용 합니다.</li>
</ol>

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</ol>

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이 기술은 하이드로 겔 마이크로 구조의 레이어, 레이어 포토 리소 그래피에 대 한 신속 하 고 손쉬운 방법 이다. 접근을 제조 하는 첨가제를 사용 하 여 쉽게 다양 한 생체 재료의 3 차원 구조를 구축 하 고 심지어 움직이는 부품을 통합 수 있습니다 우리. 이 따라서 완전히 생체 렌의 형성을 활성화 것. 기술은은 마이크로 미터 헤드를 통해 하단 기판의 높이의 정확한 제어도 사용 되는 리소 그래피 단계의 간단한 반복을 기반으로 합니다. MEMS 산업에 사용 되는 전통적인 제조 기법, 가혹한 포함 처리 기술과 희생 재료, 종종 호환 되지 않습니다 부드러운 hydrogels의 처리와 함께. 3D 인쇄 hydrogels 압출 기반 방법, 같은 다른 방법 200 µ m 이상의 공간 해상도로 제한 되며 m m/s 이동 부품18,19를 포함 하지 않는 간단한 구조에 대 한 인쇄. 스테레오 리소 그래피 (SLA) 및 아마 더 나은 해상도 하지만 또한 많은 설치 costlier 달성할 수 있을 기반 디지털 조명 프로젝트 (DLP) bioprinters. 이러한 제조 전략은 또한 쉽게 소개 하 고 완성 된 장치에서 제거 하기 어려울 수 있는 기판 재료 지원 없이 돌출부를 인쇄할 수 없습니다. 우리는 정렬 하 고 마지막 단계로 완성 된 장치를 조작된 지원 구조를 미리 형성 된 봉인 레이어를 polymerizing 하 여 이것을 포위. 제작 설정의 디자인 조립된 구조를 사용자 편리를 제공 하 고 정렬 마크를 사용 하 여 다양 한 부품의 쉬운 정렬 허용 합니다.
여기에 제시 된 전략은 또한 유사한 해상도;의 다른 기술 보다 훨씬 빨리 회전 장치 시연된 제작에 대 한 총 시간은 약 15 분입니다. 다른 활용이 제조 전략, 하지만이 프로토콜에서 설명 아니지만 우리의 이전 작품17에 표시 된 사용자에 대 한 능력을 신속 하 게는 작은 볼륨에서 할 수 있는 단계 사이 사용 하는 폴리머의 유형을 쉽게 변경할 추가 . 이 방법에서는, 하나 hydrogels 여러 종류의 합성 하는 장치를 만들 수 있습니다. 또한이 전략을 사용 하 여 조작 하는 장치는 비접촉 식 개폐의 추가한 이점이 기어 들어 자기 발동에 민감한 장비를 렌더링 하는 산화 철 나노 입자를 첨가 하 고 따라서 외부를 사용 하 여 작동 수 있습니다 세그먼트 자석입니다. 또한, 장치는 전적으로 생체 이며 따라서 안전 하 게 이식 비보에있을 수 있습니다.
이 기술의 중요 한 특징은 우선적으로 준수 하거나 하단 또는 상단 유리 기판 polymerized 하이드로 겔을 물리칠 수 있는 다른 유리 기판의 치료. 치료 유리의 조합 PFOTS 처리 유리 표면 (하단 기판)와 함께 사용 됩니다, 그들은 PFOTS 처리 유리의 불 표면에서 격퇴 형성된 hydrogels 치료 유리, 우선적으로 준수 것입니다. 반대로, PDMS 코팅 유리 PFOTS 대우 하단 기판 사용, hydrogels PDMS 표면 더 강하게 격퇴 형성된 hydrogels PFOTS 처리 표면에 남아 있을 하는 경향이 것입니다. 이 기능은 위쪽으로 구축, 그들은 유리 기판에 움직일 시간, 나중에 다른 구조를 맞춤 예약 수 있습니다 또는 심지어 아래쪽으로 구축 되도록 hydrogels 준수 하나 있습니다. 이 기술과 유형의 날조 될 수 있다 디자인의 유연성에 추가 뿐만 아니라 설립 및 독립, 자유 이동 히드로 구성 요소 씰링.
레이어, 레이어 제작 도중 사용 중 합 시간을 최적화 하는 것이 중요 하다. 그들은 형성 하는 포토 마스크에 의해 정의 된 모양에 비해 높은 충실도에서 뿐만 아니라 전체 두께 Hydrogels 최적으로 상호 링크 해야 합니다. 이 하이드로 겔 사용의 유형과 램프의 능력에 따라 달라 집니다. 이 프로토콜에 표시 되지 않지만 중 합 시간 증가 램프 전력 감소와 페그 체인 길이 증가 하 고 사용 하는 PEGDA의 농도 감소와 함께 증가. Photopolymerization, 산화 철 나노 입자 (그림 4)의 추가 때문 prepolymer의 불투명도에 변화 등에 사용할 수 있는 에너지의 양을 영향을 주는 다른 요인에는 중 합에 영향을 줍니다. Cross-linking 다른 히드로 작곡에 대 한 조건에 대 한 최적화 따라서 장치의 제조 과정의 시작 하기 전에 필요 합니다.
맞춤 표시는 포토를 사용 하 여 및 하이드로 겔 층, 특히 마지막 봉인 레이어, 적절 한 정렬 적절 한 씰링을 수행 하 고 내부 구성 요소를 실수로 복사해올 있습니다 중요 하다는 제조 과정에서 주변 지원 구조입니다. 이 자유롭게 자기 작동 하는 동안 이동에서 이러한 구성 요소를 방지할 것 이다. 그림 5에서 보듯이, 레이어 및 포토 마스크 씰링 고르지 상위 결과 가교 장치 자체의 대량 물자에 기어 부분의 고정. 그 결과, 자석으로 작동 하는 때이 기어 회전 하지 않습니다.
네오디뮴 자석 같은 강력한 영구 자석을 사용 하는 장치를 작동 수 있습니다. 이 자석 강자성 재료에 가까운 거리에 있을 때 강한 자기력을 생성 하 고 부상을 방지 하기 위해 주의 기울여야 한다. 자석 장치; 만남 없이 이동 하는 장치를 작동 수 있습니다. 자석 개최 하거나 장치에서 ~ 1 cm 배치 될 수 있습니다. 철 첨가 부품의 움직임 자석의 움직임을 반영 해야 합니다 이동 지속적으로 작동 하거나 간헐적으로 원하는 지향 될 수 있습니다. 장치를 수동으로 작동 수 있습니다 또는 작동 설정 사용할 수 있습니다. 자석 회전 운동에 어떤 액추에이터 (예: 서보 모터)에 연결할 수 있습니다. 자석의 회전의 속도 및 따라서 철 실수로 구성 요소의 회전 속도 제어할 수 있는 마이크로컨트롤러를 사용 하 여. 이 작동 하는 더 정확한 방법에 대 한 제공합니다.
그림 8 도식과이 동일한 기술을 사용 하 여 조작 된이 방법의 다양성을 설명 하는 이전 작품에서 다양 한 디자인의 이미지를 보여줍니다. 더 복잡 하 고 정교한 디자인에 제네바 드라이브 디자인 (그림 8D)에서 영감을 그릴을 간헐적으로 생산 하는 2 약혼 기어 구성 하는 밸브 (그림 8A)를 닮는 간단한 장치에서 이러한 설계 범위 운동입니다. 이 기술을 사용 하 여 생성 될 수 있는 가장 작은 기능 일반적으로 약 100 µ m 고 각 디자인은 여러 레이어 (3 ~ 6 층)으로 구성. ()와 함께 다른 기계적 강점을 다공성 하이드로 겔의 종류 또한 생산 하 고 서로 보 세 수 있습니다. 따라서, 하나는 쉽게 hydrogels 장치 내의 다른 구성 요소가 필요한 기능에 따라 장치 내에서 사용할 수의 종류를 결합할 수 있습니다.

MEMS 장치는 특히 의료 기기 분야에서에서 다양 한 응용 프로그램을 발견 했다. 비록 그들은 많은 추가 기능 및 이러한 장치의 소형된 자연 있도록 implantables1,로 사용을 위한 매력적인2,3, 종종 이들이 소자는 고유의 안전 및 생체 적합성 문제, 그들은 인간의 몸 (예: 금속, 배터리 등)4,,56에 유해할 수 있는 물질의 구성. PEG 기반 hydrogels 액체 부 폴리머 네트워크 그리고 그들의 높은 생체 적합성7,8때문에 부속에서 크게 조직 엔지니어링 건설 기계 같은 애플리케이션에 자주 사용 되었습니다. PEG 기반 hydrogels 또한 인간9,,1011에 사용 하기 위해 FDA 승인 되었습니다. 그러나, 하이드로 겔의 물성으로 인해 그들은 할 하지 쉽게 견딜 전형적인 실리콘 기반의 제작에 사용 되는 기술 등 정상적인 제조 공정. 따라서, 히드로 기반 구조는 일반적으로 간단한 단일 아키텍처 제한 됩니다. 미크론 크기의 기능; 구조물 hydrogels의 제작에 현재 노력 결과 그러나, 이러한 구조는 종종 단일 레이어 및 단일 소재12,13 및 부족 구성 요소14,,1516이동.
이전 작품에서 우리 생체 PEG 기반 하이드로 겔 소재17의 전적으로 구성 된 micromachines를 날조를 위한 전략을 설명 합니다. 마이크론 크기의 기능 사진 평판 메서드를 사용 하 여 쉽게 날조 될 수 있다 그리고 이러한 구조는 위쪽으로 hydrogels 생산은 기판의 정확한 z 축 움직임에 의해 활성화 된 레이어, 레이어 메서드를 사용 하 여 건축 될 수 있다. 다른 작곡의 Hydrogels 서로 인접 한 날조 될 수 있다. 또한, 이러한 장치는 이동 구성 요소를 외부 자석을 사용 하 여 작동 될 수 있습니다. 이 다재 다능 한 기술은 또한 어떤 부드러운 소재 또는 사진 polymerizable은 히드로 처리 위해 적당 하다.입니다. 따라서,이 기술은 hydrogels 전적으로 구성 된 정교한 MEMS와 같은 장치를 조작 하는 데 적합 이다.

<table><tbody><tr><td>Poly(ethylene glycol) (n) diacrylate [MW 400Da]</td><td>Polysciences, Inc</td><td>01871-250</td><td>PEGDA reagent for prepolymer</td></tr><tr><td>Darocur 1173</td><td>Ciba Specialty Chemicals, Inc</td><td>-</td><td>Photoinitiator</td></tr><tr><td>Iron oxide (II, III)</td><td>Sigma Aldrich</td><td>637106-25G&amp;nbsp;</td><td>Iron oxide nanoparticles</td></tr><tr><td>Trichloro(&lt;em&gt;1H,1H,2H,2H&lt;/em&gt;-perfluorooctyl)silane</td><td>Sigma Aldrich</td><td>448931</td><td>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><td>Petri dish, glass</td><td>Sigma Aldrich</td><td>BR455743</td><td>Glass petri dishes for casting PDMS layers for forming PDMS chamber</td></tr><tr><td>Sylgard 184 Silicone Elastomer Kit (PDMS)</td><td>Dow Corning</td><td>240-4019862</td><td>PDMS for fabrication chamber</td></tr><tr><td>Glass coverslips (No. 2), 50 x 45 mm</td><td>Fisher Scientific</td><td>FIS#12-543F</td><td>Glass substrates that cover the fabrication chamber</td></tr><tr><td>Fisherbrand Straight Flat Tip Forceps 4.75in</td><td>Fisher Scientific</td><td>FIS#16-100-112</td><td>Tweezers for handling polymerized hydrogel layers/devices</td></tr><tr><td>Omnicure S2000</td><td>Cadence Technologies Pte Ltd</td><td>010-00148R</td><td>UV lamp</td></tr><tr><td>5 mm Adjustable Collimating Adaptor</td><td>Cadence Technologies Pte Ltd</td><td>810-00042</td><td>Collimator for UV lightsource</td></tr><tr><td>Photomasks</td><td>CAD/Art Services Inc</td><td>-</td><td>Photomasks used to define hydrogel microstructures</td></tr><tr><td>Adobe Illustrator</td><td>Adobe</td><td>-</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

폴 리 에틸렌 글리콜 (PEG)-기반된 hydrogels는 생체 hydrogels 인간에서 사용 하기 위해 FDA에 의해 승인 된. 전형적인 PEG 기반 hydrogels 간단한 단일 아키텍처 및 조직 엔지니어링 응용 프로그램에 대 한 자료를 발판으로 종종 기능 있다. 더 정교한 구조는 일반적으로 하 고 조작 시간이 오래 걸릴 이동 구성 요소를 포함 하지. 이 프로토콜 손쉬운 고 빠른 소 말뚝 구조 및 장치에 대 한 수는 포토 리소 그래피 방법을 설명 합니다. 이 전략 위쪽 레이어, 레이어 방식으로 구축 하 여 3 차원 구조의 급속 한 제조에 대 한 허용 하는 사내 개발된 제조 단계를 포함 한다. 독립적인 구성 요소 이동 또한 정렬 하 고 통합된 장치를 지원 구조 조립 수 있습니다. 이러한 독립적인 구성 요소는 superparamagnetic 산화 철 나노 입자를 자기 발동 하기와 마약에 취해. 이러한 방식으로 조작된 장치 외부 자석 운동 내에서 구성 요소를 사용 하 여 작동 수 있습니다. 따라서,이 기술은 정교한 MEMS와 같은 장치 (micromachines) 생체 히드로, 온보드 전원 없이 기능 수 중 완전히 구성 되어 작동의 연락처-이 방법에 응답의 제조 수 있습니다. 이 원고 제작 설치 뿐만 아니라이 hydrogels 기반 MEMS와 같은 소자의 제작에 대 한 단계적인 방법의 제조를 설명합니다.

그림 3B hydrogels 제작 설정 사용 하 여 생산의 레이어의 이미지를 보여줍니다. 그림 3B (i)는 조작된 400 µ m 두께 기본 레이어를 600 µ m 조리개와 보여줍니다. 그림 3B (ii)는 추가 2를 보여줍니다; 기본 레이어 위에 레이어 된 레이어 500 µ m 키 큰 경계 하 고 중간에서 800 µ m 높이 차축. 이 세 계층에 대 한 총 제작 시간 3 분 미만 각 계층 및 하단 기판의 높이 포토의 맞춤을 조정 하는 데 걸린 시간에 대 한 노출의 4 초를 고려 했다. 동일한 제작 설정에 수행 하는 이전 작업 100 µ m로 높은 해상도로 다양 한 디자인을 날조 될 수 있다 보여줍니다.
하이드로 겔 구성 요소 산화 철 나노 입자와 쉽게 실수로 수 또한. 노출 시간 산화 철 나노 입자를 완전히 생산 수와 마약에 취해 PEGDA prepolymers의 얇은 레이어 (200 µ m)를 보장 하기 위해 최적화 되었다. 그림 5A 는 생산 수에 산화 철 세그먼트의 모양을 정의 하는 데 사용 하는 포토 마스크를 보여 줍니다. 유엔도 핑 PEGDA prepolymer UV 노출의 4 초 이내에 완벽 하 게 생산 될 수 있습니다. 그러나, 산화 철도 핑된 prepolymer UV 4 초 노출 되었다 때 결과 하이드로 겔은 하지 완전히 생산, 그림 5C에서 볼 수 있습니다. 생성 된 세그먼트 (완벽 하 게 상호 연결 된 세그먼트 그림 5B참조),이 비해 얇은 고 가장자리는 포토 마스크에 의해 정의 된 모양에 비해 손상된 충실도 아니었다. 10 초의 자외선 노출 하는 데 필요한 완벽 하 게 크로스 연결 산화 철 세그먼트 및 그림 5B 보여줍니다; 생성 된 산화 철 세그먼트 철 산화물 생산 세그먼트 직선 가장자리, 전체 두께 (200 µ m)의 고 모양 충실도 (그림 5A) 포토 마스크에 비해 밀접 하 게 유지 됩니다. 반대로, 노출 오버 (> 15 초) 자외선에 생성 된 산화 철 세그먼트를 이상 생산 했다. 그림 5D 이상의 생산 가난한 모양 충실도 가지 며는 포토 마스크에 의해 정의 된 모양을 보다 더 큰 세그먼트를 보여 줍니다.
그림 6A 정렬 표시와 포토를 활용 하 여 적절 한 맞춤으로 씰링 후 완전 한 장치를 보여 줍니다. 장치 내의 기어 장치의 중앙 무효 내 이며 따라서 자기 발동에 반응. 그림 6B 고르지 봉인 레이어와 장치를 보여 줍니다. 그림 6 c 히드로와 검은 윤곽선으로 해명 자체 기어 아래쪽 레이어를 표시 하 고 그림 6D 흰색 윤곽선에 해명 최고 하이드로 겔 층의 고르지 씰링 보여줍니다. 마찬가지로 그림 6D, 어디 합 기어 하이드로 겔 소재의 대량에 고정 되 고의 부분에 (에 표시 된 빨간 칠) 씰링 결과 동안 자리를 차지할 것 이라고 하는 지역 내에 있는 장비 부분에서에서 볼 수 있습니다. 이 작동 하는 동안 이동에서 기어를 방지할 수 있습니다.
그림 7 에 조립 되었다 기능 단일 기어 장치 (총 제작 시간 ~ 15 분). 소자의 총 두께 2mm 이며 소자의 가장 긴 차원의 13 m m. 장치의 위쪽과 아래쪽 레이어 두께가 400 µ m 이며 기어는 1 m m의 높이. 이 디자인 운동에 대 한 수 있도록 기어 위쪽 및 아래쪽 표면에 100 µ m 클리어런스에 대 한 수 있습니다. 장치의 상위 대부분 레이어는 600 µ m 조리개 이며 장비에 대 한 차축 직경에서 400 µ m. 그림 5B (vi)를 통해 (i)에서 산화 철 세그먼트의 위치 변화에서 관찰 될 수 있다, 전체 회전 기어 수행 되도록 자석으로 작동은 때 소자의 이미지를 보여줍니다.
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig1.jpg"> 그림 1 . Micromachines 히드로-기반에 대 한 제작 설정. 제작 무대의 A) 회로도 이 회로도 hydrogels 제조 영역 내에서 형성 되는 PDMS 챔버, 진공 사용 단계는 PDMS 챔버 아래로 보유로 연결 하는 유연한 막 제작 설정의 다양 한 구성 요소 표시를 마이크로미터 헤드 높이 제어, 그리고 치료 되거나 PDMS 코팅 유리 coverslip로 구성 된 최고의 기판에 대 한. B) (PDMS 챔버) 없이 제작 무대의 최고 보기의 회로도 UV 광원은 빛의 입사 각도 제작 단계 (그림에는 표시 되지 않음)의 수평 평면에 수직이 되도록에 배치 됩니다. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig1large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.</a>
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig2.jpg"> 그림 2 . 싱글 기어 히드로 기반 장치와 각 레이어에 사용 되는 포토의 도식. A) 회로도의 상단-및 간접-보기의이 전략을 사용 하 여 날조 될 수 있다는 전형적인 히드로 기반 장치 자기 제어는 철 실수로 세그먼트를 포함 하는 단일 기어가이 장치에 의하여 이루어져 있다. 개별 레이어 및 장치 구성 요소 B) 회로도 톱 씰링 레이어 (i), 지원 구조 철 첨가 장비와 벽의 장치 (ii)로 아래 레이어 (iii)에 대 한 게시물 등이 단일 기어 장치에 의하여 이루어져 있다. C) 포토 마스크 디자인 단일 기어 장치를 조작 하는 데 사용. 포토는 설계 다크 필드; 원하는 기능 배경에 어두운 투명 남아 있습니다. 이 패널에 해당 상위 레이어 (i), 지원 구조 (ii)와 아래쪽 레이어 (iii)를 씰링 하는 포토 마스크 디자인을 보여줍니다. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig2large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.</a>
<img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig3.jpg"> 그림 3 . 하이드로 겔 기반 micromachines의 레이어, 레이어 사진 평판. PDMS 챔버의 제조에서 장치 제조에 대 한 단계별 과정의 A) 회로도 1: 작은 양의 PEGDA prepolymer PDMS 챔버 (하단 기판)의 유연한 막에 접착 유리 coverslip에 pipetted. 치료 유리 coverslip 조각 최고 기판으로 사용 되 고 있는 포토 마스크가 최고 기판 위에 배치 됩니다. 하단 기판의 높이 마이크로미터 헤드를 사용 하 여 원하는 높이 (Z1)에 오게 됩니다. 하이드로 겔 prepolymer 다음 UV는 포토 마스크를 통해 빛에 노출 됩니다. 최고 기판 PDMS 챔버와 남아 최고 기판 (삽입 된)를 준수 하는 히드로 다음 해제 수 있습니다. 이 레이어 다음 나중에 사용 하도록 예약 되어 있습니다. 2: 1 단계를 반복 하지만 최고의 기판 지금 PDMS 코팅 유리 대체. Polymerized 히드로 아래쪽 기판에 준수 상태로 유지 됩니다. 3: 하단 기판의 높이 낮 췄 다 (Z2> Z1) 더 많은 prepolymer 제조 영역에 추가할 수 있습니다. 두 번째 포토 마스크 사용 되 고 있는 prepolymer 다시 한번 자외선에 노출 되. 4: 3 단계를 반복 수 (Z3 > Z2)까지 원하는 지원 구조가 만들어집니다. (i) 지원 구조 완료 되 면 최고 기판 제조 영역에 미리 형성한 하이드로 겔 구성 요소 (예: 철 실수로 기어)의 도입에 대 한 액세스 수 있도록 제거할 수 있습니다. (ii) 일단 미리 형성한 구성 요소는 배치 하 고 제대로 정렬, 1 단계에서에서 하이드로 겔 층은 조립된 구조 위에 고 정렬 수 있습니다. 5: 모든 레이어 UV 장치의 가장자리 물개 포토 마스크를 통해 빛에 노출 됩니다. (i) 봉인 단계 동안 내부 구성 요소는 추가 UV 노출에서 차폐 된 전체 장치 물개. (ii) 봉인된 장치 최고 기판에 우선적으로 준수 것으로 해제 제조 약 실에서 다음 수 있습니다. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig3large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.</a>
<img alt="Figure 4" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig4.jpg"> 그림 4 . 산화 철 나노 하이드로 겔 성분의도 핑에 대 한 단계. (i) 자외선 히드로 기어에서 철 산화물 첨가 세그먼트를 정의 하는 포토 마스크를 통해 노출 됩니다. (ii) 가늘게 (200 µ m) 레이어 철 산화물 첨가 하이드로 겔의 각 시간을 생산 이며 서로 스택. (iii) 얇은 레이어의 레이어 1 m m의 총 높이 세그먼트를 만듭니다. 이 세그먼트는 제조 레이어 남아 있습니다. (4) 취소도 핑 prepolymer는 다음 제조 지역으로 예치 하 고 장비의 완전 한 모양을 정의 하는 포토 마스크 다음 교차 연결 하는 동안 사용 됩니다. 철 산화물 첨가 세그먼트와 완전 한 기어 형성 수 있습니다. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig4large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.</a>
<img alt="Figure 5" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig5.jpg"> 그림 5 . 철 산화물 첨가 히드로 구성 요소 Photopolymerization. A) 산화 철 나노 입자를 첨가를 기어 세그먼트의 포토 마스크. B) 철 분 산화-실수로 히드로 최적 생산 (10 s 노출) 되었습니다. C) 산화 철 실수로 히드로에서 생산 (4 s 노출) 되었습니다. D) 철 분 산화-실수로 히드로-생산 (20 s 노출) 되었습니다. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig5large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.</a>
<img alt="Figure 6" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig6.jpg"> 그림 6 . 장치의 씰링 동안 하이드로 겔의 정렬 레이어. A) 이미지 무료 이동 하이드로 겔 층의 정확한 줄 맞춤을 보여주는 즉 기어 장치의 무효 내. (B, C 및 D는 동일한 장치만 강조 하는 다른 레이어와 이미지) 고르지 히드로 레이어와 B) 이미지 표시 장치. C) 동일 (B) 에서처럼 이미지 하지만 검은 윤곽선으로는 올바르게 정렬 됩니다 레이어 elucidating 하단. 기어는 아래쪽 레이어 내에서 올바르게 배치 됩니다. D) 동일 (B) 에서처럼 이미지 하지만 히드로의 고르지 상위 계층을 표시 하는 흰색 윤곽선. 기어 부분적으로 봉인 단계 생산 되는 고 기어 (빨간 칠)의 부분 장치의 대량 물자에 고정 되었습니다. 이 장치를 작동 하지 않는 렌더링합니다. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig6large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.</a>
<img alt="Figure 7" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig7.jpg"> 그림 7 . 단일 기어 히드로 기반 micromachine의 개폐. A) 조작된 장치를 보여주는 이미지입니다. B) 작동 시 기어의 다른 방향을 보여주는 이미지. (i)에서 초기 방향 (0 °), 장비 (ii) 60 °, (iii) 120 °, (iv) 180 °, (v) 240 °, 및 300 ° 회전 합니다. 눈금 막대는 1 m m <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig7large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.</a>
<img alt="Figure 8" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56727/56727fig8.jpg"> 그림 8 . Micromachines 히드로-기반에 대 한 다양 한 디자인의 다양 한 제작. 단일 저수지에서 약물의 방출 제어 A)는 간단한 게이트 밸브. 철 산화물 첨가 하이드로 겔 성분의 선형 운동 확산을 통해 밖으로 가상 약물과 콘센트 문. B) A 문이 여러 저수지에서 약물의 방출 제어 선형 매니폴드. 각 저수지 가상 약물과 철 산화물 첨가 구성 요소 게이츠의 운동 외관을 밖으로 이러한 약물의 확산에 대 한 허용 하는 하이드로 겔의 창을 통해이 저수지에서 약물의 움직임을 포함 합니다. C) 축에 대해 회전 작동 될 수 있는 간단한 회전자. 제네바 드라이브에 따라 D)는 세련 된 디자인. 핀 구동 기어는 더 큰 구동된 기어 하 고 간헐적인 움직임; 생산 수 운전 장비의 전체 회전 구동된 기어 60 ° 회전. 모든 규모 막대기는 1 m m 이다. 턱, S. Y. 그 외 첨가제에서에서 다음-세대 이식 재 의료 장비에 대 한 하이드로 겔 기반 재료의 제조. 과학 로봇입니다. 2 (2), (2017)입니다. AAAS17에서 허가로 증 쇄. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56727/56727fig8large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.</a>

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

UV crosslinkable hydrogels 처리 첨가제 제조 전략 개발 되었습니다. 이 전략 ﹙ 하이드로 겔 구조의 레이어, 레이어 조립 뿐만 아니라 저조한 자석 회전에 반응 하는 움직이는 구성 요소를 포함 하는 통합된 장치 독립적인 구성 요소, 어셈블리 허용 한다.

첨가제 제조 기술은 자석으로 응답 구성 요소와 히드로 기반 Micromachines의 손쉬운 고 빠른 제작을 위해

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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Research

JoVE Journal

Bioengineering

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Fabrication of Micropatterned Hydrogels for Neural Culture Systems using Dynamic Mask Projection Photolithography

Increasingly, patterned cell culture environments are becoming a relevant technique to study cellular characteristics, and many researchers believe in the need for 3D environments to represent in vitro experiments which better mimic in vivo qualities 1-3. Studies in fields such as cancer research 4, neural engineering 5, cardiac physiology 6, and cell-matrix interaction7,8have shown cell behavior differs substantially between traditional monolayer cultures and 3D constructs.
Hydrogels are used as 3D environments because of their variety, versatility and ability to tailor molecular composition through functionalization 9-12. Numerous techniques exist for creation of constructs as cell-supportive matrices, including electrospinning13, elastomer stamps14, inkjet printing15, additive photopatterning16, static photomask projection-lithography17, and dynamic mask microstereolithography18. Unfortunately, these methods involve multiple production steps and/or equipment not readily adaptable to conventional cell and tissue culture methods. The technique employed in this protocol adapts the latter two methods, using a digital micromirror device (DMD) to create dynamic photomasks for crosslinking geometrically specific poly-(ethylene glycol) (PEG) hydrogels, induced through UV initiated free radical polymerization. The resulting "2.5D" structures provide a constrained 3D environment for neural growth. We employ a dual-hydrogel approach, where PEG serves as a cell-restrictive region supplying structure to an otherwise shapeless but cell-permissive self-assembling gel made from either Puramatrix or agarose. The process is a quick simple one step fabrication which is highly reproducible and easily adapted for use with conventional cell culture methods and substrates.
Whole tissue explants, such as embryonic dorsal root ganglia (DRG), can be incorporated into the dual hydrogel constructs for experimental assays such as neurite outgrowth. Additionally, dissociated cells can be encapsulated in the photocrosslinkable or self polymerizing hydrogel, or selectively adhered to the permeable support membrane using cell-restrictive photopatterning. Using the DMD, we created hydrogel constructs up to ~1mm thick, but thin film (&lt;200 &mu;m) PEG structures were limited by oxygen quenching of the free radical polymerization reaction. We subsequently developed a technique utilizing a layer of oil above the polymerization liquid which allowed thin PEG structure polymerization.
In this protocol, we describe the expeditious creation of 3D hydrogel systems for production of microfabricated neural cell and tissue cultures. The dual hydrogel constructs demonstrated herein represent versatile in vitro models that may prove useful for studies in neuroscience involving cell survival, migration, and/or neurite growth and guidance. Moreover, as the protocol can work for many types of hydrogels and cells, the potential applications are both varied and vast.

Simple techniques are described for the rapid production of microfabricated neural culture systems using a digital micromirror device for dynamic mask projection lithography on regular cell culture substrates. These culture systems may be more representative of natural biological architecture, and the techniques described could be adapted for numerous applications.

동적 마스크 프로젝션 석판술를 사용하여 신경 문화 시스템의 Micropatterned Hydrogels의 제작

Increasingly, patterned cell culture environments are becoming a relevant technique to study cellular characteristics, and many researchers believe in the ...

연구

생체공학

Micro-masonry for 3D Additive Micromanufacturing

Transfer printing is a method to transfer solid micro/nanoscale materials (herein called &#8216;inks&#8217;) from a substrate where they are generated to a different substrate by utilizing elastomeric stamps. Transfer printing enables the integration of heterogeneous materials to fabricate unexampled structures or functional systems that are found in recent advanced devices such as flexible and stretchable solar cells and LED arrays. While transfer printing exhibits unique features in material assembly capability, the use of adhesive layers or the surface modification such as deposition of self-assembled monolayer (SAM) on substrates for enhancing printing processes hinders its wide adaptation in microassembly of microelectromechanical system (MEMS) structures and devices. To overcome this shortcoming, we developed an advanced mode of transfer printing which deterministically assembles individual microscale objects solely through controlling surface contact area without any surface alteration. The absence of an adhesive layer or other modification and the subsequent material bonding processes ensure not only mechanical bonding, but also thermal and electrical connection between assembled materials, which further opens various applications in adaptation in building unusual MEMS devices.

This paper introduces a 3D additive micromanufacturing strategy (termed &#8216;micro-masonry&#8217;) for the flexible fabrication of microelectromechanical system (MEMS) structures and devices. This approach involves transfer printing-based assembly of micro/nanoscale materials in conjunction with rapid thermal annealing-enabled material bonding techniques.

Transfer printing is a method to transfer solid micro/nanoscale materials (herein called &#8216;inks&#8217;) from a substrate where they are generated to ...

공학

Printing Thermoresponsive Reverse Molds for the Creation of Patterned Two-component Hydrogels for 3D Cell Culture

Bioprinting is an emerging technology that has its origins in the rapid prototyping industry. The different printing processes can be divided into contact bioprinting1-4 (extrusion, dip pen and soft lithography), contactless bioprinting5-7 (laser forward transfer, ink-jet deposition) and laser based techniques such as two photon photopolymerization8. It can be used for many applications such as tissue engineering9-13, biosensor microfabrication14-16 and as a tool to answer basic biological questions such as influences of co-culturing of different cell types17. Unlike common photolithographic or soft-lithographic methods, extrusion bioprinting has the advantage that it does not require a separate mask or stamp. Using CAD software, the design of the structure can quickly be changed and adjusted according to the requirements of the operator. This makes bioprinting more flexible than lithography-based approaches.
Here we demonstrate the printing of a sacrificial mold to create a multi-material 3D structure using an array of pillars within a hydrogel as an example. These pillars could represent hollow structures for a vascular network or the tubes within a nerve guide conduit. The material chosen for the sacrificial mold was poloxamer 407, a thermoresponsive polymer with excellent printing properties which is liquid at 4 &deg;C and a solid above its gelation temperature ~20 &deg;C for 24.5% w/v solutions18. This property allows the poloxamer-based sacrificial mold to be eluted on demand and has advantages over the slow dissolution of a solid material especially for narrow geometries. Poloxamer was printed on microscope glass slides to create the sacrificial mold. Agarose was pipetted into the mold and cooled until gelation. After elution of the poloxamer in ice cold water, the voids in the agarose mold were filled with alginate methacrylate spiked with FITC labeled fibrinogen. The filled voids were then cross-linked with UV and the construct was imaged with an epi-fluorescence microscope.

A bioprinter was used to create patterned hydrogels based on a sacrificial mold. The poloxamer mold was backfilled with a second hydrogel and then eluted, leaving voids which were filled with a third hydrogel. This method uses fast elution and good printability of poloxamer to generate complex architectures from biopolymers.

모방의 창조 3D 세포 배양을위한 두 구성 요소 히드로 겔에 대한 Thermoresponsive 역 금형 인쇄

Bioprinting is an emerging technology that has its origins in the rapid prototyping industry. The different printing processes can be divided into contact ...

면역학 및 감염병학

Alternating Magnetic Field-Responsive Hybrid Gelatin Microgels for Controlled Drug Release

Magnetically-responsive nano/micro-engineered biomaterials that enable a tightly controlled, on-demand drug delivery have been developed as new types of smart soft devices for biomedical applications. Although a number of magnetically-responsive drug delivery systems have demonstrated efficacies through either in vitro proof of concept studies or in vivo preclinical applications, their use in clinical settings is still limited by their insufficient biocompatibility or biodegradability. Additionally, many of the existing platforms rely on sophisticated techniques for their fabrications. We recently demonstrated the fabrication of biodegradable, gelatin-based thermo-responsive microgel by physically entrapping poly(N-isopropylacrylamide-co-acrylamide) chains as a minor component within a three-dimensional gelatin network. In this study, we present a facile method to fabricate a biodegradable drug release platform that enables a magneto-thermally triggered drug release. This was achieved by incorporating superparamagnetic iron oxide nanoparticles and thermo-responsive polymers within gelatin-based colloidal microgels, in conjunction with an alternating magnetic field application system.

We present a facile method to fabricate a biodegradable gelatin-based drug release platform that is magneto-thermally responsive. This was achieved by incorporating superparamagnetic iron oxide nanoparticles and poly(N-isopropylacrylamide-co-acrylamide) within a spherical gelatin micro-network crosslinked by genipin, in conjunction with an alternating magnetic field application system.

제어 약물 릴리스에 대한 자기장 응답 하이브리드 젤라틴 마이크로 겔을 교류

Magnetically-responsive nano/micro-engineered biomaterials that enable a tightly controlled, on-demand drug delivery have been developed as new types of ...

Fabricating Degradable Thermoresponsive Hydrogels on Multiple Length Scales via Reactive Extrusion, Microfluidics, Self-assembly, and Electrospinning

While various smart materials have been explored for a variety of biomedical applications (e.g., drug delivery, tissue engineering, bioimaging, etc.), their ultimate clinical use has been hampered by the lack of biologically-relevant degradation observed for most smart materials. This is particularly true for temperature-responsive hydrogels, which are almost uniformly based on polymers that are functionally non-degradable (e.g., poly(N-isopropylacrylamide) (PNIPAM) or poly(oligoethylene glycol methacrylate) (POEGMA)). As such, to effectively translate the potential of thermoresponsive hydrogels to the challenges of remote-controlled or metabolism-regulated drug delivery, cell scaffolds with tunable cell-material interactions, theranostic materials with the potential for both imaging and drug delivery, and other such applications, a method is required to render the hydrogels (if not fully degradable) at least capable of renal clearance following the required lifetime of the material. To that end, this protocol describes the preparation of hydrolytically-degradable hydrazone-crosslinked hydrogels on multiple length scales based on the reaction between hydrazide and aldehyde-functionalized PNIPAM or POEGMA oligomers with molecular weights below the renal filtration limit. Specifically, methods to fabricate degradable thermoresponsive bulk hydrogels (using a double barrel syringe technique), hydrogel particles (on both the microscale through the use of a microfluidics platform facilitating simultaneous mixing and emulsification of the precursor polymers and the nanoscale through the use of a thermally-driven self-assembly and cross-linking method), and hydrogel nanofibers (using a reactive electrospinning strategy) are described. In each case, hydrogels with temperature-responsive properties similar to those achieved via conventional free radical cross-linking processes can be achieved, but the hydrazone cross-linked network can be degraded over time to re-form the oligomeric precursor polymers and enable clearance. As such, we anticipate these methods (which may be generically applied to any synthetic water-soluble polymer, not just smart materials) will enable easier translation of synthetic smart materials to clinical applications.

Protocols are described for the fabrication of degradable thermoresponsive hydrogels based on hydrazone cross-linking of polymeric oligomers on the bulk scale, microscale, and nanoscale, the latter for preparation of both gel nanoparticles and nanofibers.

자기 조립, 분해 Thermoresponsive Hydrogels 반응 압출, 마이크로, 통해 여러 길이 가늠 자에를 조작 하 고 전기

While various smart materials have been explored for a variety of biomedical applications (e.g., drug delivery, tissue engineering, bioimaging, etc.), ...

Image-guided, Laser-based Fabrication of Vascular-derived Microfluidic Networks

This detailed protocol outlines the implementation of image-guided, laser-based hydrogel degradation for the fabrication of vascular-derived microfluidic networks embedded in PEGDA hydrogels. Here, we describe the creation of virtual masks that allow for image-guided laser control; the photopolymerization of a micromolded PEGDA hydrogel, suitable for microfluidic network fabrication and pressure head-driven flow; the setup and use of a commercially available laser scanning confocal microscope paired with a femtosecond pulsed Ti:S laser to induce hydrogel degradation; and the imaging of fabricated microfluidic networks using fluorescent species and confocal microscopy. Much of the protocol is focused on the proper setup and implementation of the microscope software and microscope macro, as these are crucial steps in using a commercial microscope for microfluidic fabrication purposes that contain a number of intricacies. The image-guided component of this technique allows for the implementation of 3D image stacks or user-generated 3D models, thereby allowing for creative microfluidic design and for the fabrication of complex microfluidic systems of virtually any configuration. With an expected impact in tissue engineering, the methods outlined in this protocol could aid in the fabrication of advanced biomimetic microtissue constructs for organ- and human-on-a-chip devices. By mimicking the complex architecture, tortuosity, size, and density of in vivo vasculature, essential biological transport processes can be replicated in these constructs, leading to more accurate in vitro modeling of drug pharmacokinetics and disease.

This protocol outlines the implementation of image-guided, laser-based hydrogel degradation to fabricate vascular-derived, biomimetic microfluidic networks embedded in poly(ethylene glycol) diacrylate (PEGDA) hydrogels. These biomimetic microfluidic systems may be useful for tissue engineering applications, generation of in vitro disease models, and fabrication of advanced "on-a-chip" devices.

혈관 유래 미세 유체 네트워크의 이미지 유도, 레이저 기반의 제조

This detailed protocol outlines the implementation of image-guided, laser-based hydrogel degradation for the fabrication of vascular-derived microfluidic ...

Computer Numerical Control Micromilling of a Microfluidic Acrylic Device with a Staggered Restriction for Magnetic Nanoparticle-Based Immunoassays

Microfluidic systems have greatly improved immunoassay techniques. However, many microfabrication techniques require specialized, expensive, or complicated equipment, making fabrication costly and incompatible with mass production, which is one of the most important preconditions for point-of-care tests (POCT) to be adopted in low-resource settings. This work describes the fabrication process of an acrylic (polymethylmethacrylate, PMMA) device for nanoparticle-conjugated enzymatic immunoassay testing using the computer numerical control (CNC) micromilling technique. The functioning of the microfluidic device is shown by performing an immunoassay to detect a commercial antibody using lysozyme as a model antigen conjugated to 100 nm magnetic nanoparticles. This device integrates a physical staggered restriction of only 5 &#181;m in height, used to capture magnetic microparticles that make up a magnetic trap by placing an external magnet. In this way, the magnetic force on the immunosupport of conjugated nanoparticles is enough to capture them and resist flow drag. This microfluidic device is particularly suitable for low-cost mass production without the loss of precision for immunoassay performance.

Microfluidics is a powerful tool for the development of diagnostic tests. However, expensive equipment and materials, as well as laborious fabrication and handling techniques, are often required. Here, we detail the fabrication protocol of an acrylic microfluidic device for magnetic micro- and nanoparticle-based immunoassays in a low-cost and simple-to-use setting.

컴퓨터 수치 제어 자기 나노 입자 기반 면역 분석에 대한 엇갈린 제한이있는 미세 유체 아크릴 장치의 마이크로 밀링

Microfluidic systems have greatly improved immunoassay techniques. However, many microfabrication techniques require specialized, expensive, or ...

A Paired Bead and Magnet Array for Molding Microwells with Variable Concave Geometries

A spheroid culture is a useful tool for understanding cellular behavior in that it provides an in vivo-like three-dimensional environment. Various spheroid production methods such as non-adhesive surfaces, spinner flasks, hanging drops, and microwells have been used in studies of cell-to-cell interaction, immune-activation, drug screening, stem cell differentiation, and organoid generation. Among these methods, microwells with a three-dimensional concave geometry have gained the attention of scientists and engineers, given their advantages of uniform-sized spheroid generation and the ease with which the responses of individual spheroids can be monitored. Even though cost-effective methods such as the use of flexible membranes and ice lithography have been proposed, these techniques incur serious drawbacks such as difficulty in controlling the pattern sizes, achievement of high aspect ratios, and production of larger areas of microwells. To overcome these problems, we propose a robust method for fabricating concave microwells without the need for complex high-cost facilities. This method utilizes a 30 x 30 through-hole array, several hundred micrometer-order steel beads, and magnetic force to fabricate 900 microwells in a 3 cm x 3 cm polydimethylsiloxane (PDMS) substrate. To demonstrate the applicability of our method to cell biological applications, we cultured adipose stem cells for 3 days and successfully produced spheroids using our microwell platform. In addition, we performed a magnetostatic simulation to investigate the mechanism, whereby magnetic force was used to trap the steel beads in the through-holes. We believe that the proposed microwell fabrication method could be applied to many spheroid-based cellular studies such as drug screening, tissue regeneration, stem cell differentiation, and cancer metastasis.

This manuscript introduces a robust method of fabricating concave microwells without the need for complex high-cost facilities. Using magnetic force, steel beads, and a through-hole array, several hundred microwells were formed in a 3 cm x 3 cm polydimethylsiloxane (PDMS) substrate.

쌍된 구슬 및 Microwells 가변 오목한 형상의 성형에 대 한 자석 배열

A spheroid culture is a useful tool for understanding cellular behavior in that it provides an in vivo-like three-dimensional environment. Various ...

Four-Dimensional Printing of Stimuli-Responsive Hydrogel-Based Soft Robots

The present protocol describes the creation of four-dimensional (4D), time-dependent, shape-changeable, stimuli-responsive soft robots using a three-dimensional (3D) bio-printing method. Recently, 4D printing techniques have been extensively proposed as innovative new methods for developing shape-transformable soft robots. In particular, 4D time-dependent shape transformation is an essential factor in soft robotics because it allows effective functions to occur at the right time and place when triggered by external cues, such as heat, pH, and light. In line with this perspective, stimuli-responsive materials, including hydrogels, polymers, and hybrids, can be printed to realize smart shape-transformable soft robotic systems. The current protocol can be used to fabricate thermally responsive soft grippers composed of N-isopropylacrylamide (NIPAM)-based hydrogels, with overall sizes ranging from millimeters to centimeters in length. It is expected that this study will provide new directions for realizing intelligent soft robotic systems for various applications in smart manipulators (e.g., grippers, actuators, and pick-and-place machines), healthcare systems (e.g., drug capsules, biopsy tools, and microsurgeries), and electronics (e.g., wearable sensors and fluidics).

This manuscript describes a 4D printing strategy for fabricating intelligent stimuli-responsive soft robots. This approach can provide the groundwork to facilitate the realization of intelligent shape-transformable soft robotic systems, including smart manipulators, electronics, and healthcare systems.

자극반응형 하이드로겔 기반 소프트 로봇의 4차원 프린팅

The present protocol describes the creation of four-dimensional (4D), time-dependent, shape-changeable, stimuli-responsive soft robots using a ...

Magnetic and Thermal-sensitive Poly(N-isopropylacrylamide)-based Microgels for Magnetically Triggered Controlled Release

Magnetically and thermally sensitive poly(N-isopropylacrylamide) (PNIPAAm)/Fe3O4-NH2 microgels with the encapsulated anti-cancer drug curcumin (Cur) were designed and fabricated for magnetically triggered release. PNIPAAm-based magnetic microgels with a spherical structure were produced via a temperature-induced emulsion followed with physical-crosslinking by mixing PNIPAAm, polyethylenimine (PEI), and Fe3O4-NH2 magnetic nanoparticles. Because of their dispersity, the Fe3O4-NH2 nanoparticles were embedded inside the polymer matrix. The amine groups exposed on the Fe3O4-NH2 and PEI surface supported the spherical structure by physically crosslinking with the amide groups of the PNIPAAm. The hydrophobic anti-cancer drug curcumin can be dispersed in water after encapsulation into the microgels. The microgels were characterized by transmission electron microscopy (TEM), Fourier transform infrared spectroscopy (FT-IR), and UV-Vis spectral analysis. Furthermore, magnetically triggered release was studied under an external high frequency magnetic field (HFMF). A significant &#34;burst release&#34; of curcumin was observed after applying the HFMF to the microgels due to the magnetic inductive heating (hyperthermia) effect. This manuscript describes the magnetically triggered controlled release of Cur-PNIPAAm/Fe3O4-NH2 encapsulated curcumin, which can be potentially applied for tumor therapy.

Magnetic and Thermal-sensitive PolyN-isopropylacrylamide-based Microgels for Magnetically Triggered Controlled Release

This manuscript describes the preparation of magnetic and thermal-sensitive microgels via a temperature-induced emulsion without chemical reaction. These sensitive microgels were synthesized by mixing poly(N-isopropylacrylamide) (PNIPAAm), polyethylenimine (PEI) and Fe3O4-NH2 nanoparticles for the potential use in magnetically and thermally triggered drug-release.

자기 및 열에 민감한 폴리 (<em&gt; N</em&gt; - 이소 프로필 아크릴 아미드) 기반의 마그네틱 트리거 리간드 용 젤

Magnetically and thermally sensitive poly(N-isopropylacrylamide) (PNIPAAm)/Fe3O4-NH2 microgels with the encapsulated anti-cancer drug curcumin (Cur) were ...