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Jun 01, 2023

Nature Communications Band 13, Artikelnummer: 5083 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Mikrokanäle sind die wesentlichen Elemente in Tieren, Pflanzen und verschiedenen künstlichen Geräten wie Soft-Robotik, tragbaren Sensoren und Organen auf einem Chip. Allerdings ist die Erzeugung dreidimensionaler (3D) Mikrokanäle mit komplexer Geometrie und einem hohen Aspektverhältnis mit herkömmlichen Methoden wie Soft-Lithographie, Templatauflösung und Matrix-Schwellungsprozessen nach wie vor eine Herausforderung, obwohl sie in der Natur weit verbreitet sind. Hier schlagen wir eine einfache und lösungsmittelfreie Herstellungsmethode vor, mit der monolithische Mikrokanäle mit komplexen 3D-Strukturen, großer Länge und kleinem Durchmesser hergestellt werden können. In den Entformungsprozess, der hier als Soft-Entformung bezeichnet wird, werden eine weiche Schablone und ein schäldominiertes Schablonenentfernungsverfahren eingeführt. In Kombination mit der thermischen Ziehtechnologie werden Mikrokanäle mit einem kleinen Durchmesser (10 µm), einem hohen Aspektverhältnis (6000, Länge zu Durchmesser) und komplizierten 3D-Geometrien erzeugt. Wir demonstrieren die enorme Anwendbarkeit und erhebliche Wirkung dieser Technologie in verschiedenen Szenarien, darunter Soft-Robotik, tragbare Sensoren, Soft-Antennen und künstliche Gefäße.

Natürliche Gefäße im Mikromaßstab sind in Tieren und Pflanzen allgegenwärtig, da sie für den Nährstofftransport und die Entfernung von Nebenprodukten von entscheidender Bedeutung sind1,2,3. In den letzten Jahrzehnten gehörten die künstlichen Gegenstücke, nämlich Mikrokanäle, zu den am schnellsten entstehenden und am weitesten verbreiteten Technologien in verschiedenen Disziplinen und Kontexten, darunter Arzneimittelforschung4, biomedizinische Studien4,5, chemische Analyse6 und zuletzt Soft Robotics7,8 ,9, tragbare Sensoren10,11 und künstliche Gefäße5,12,13. Kanäle mit hohem Seitenverhältnis statteten beispielsweise weiche Aktuatoren mit einer großen Verschränkung zum Greifen aus9,14 und komplexe optische 3D-Spitzen konnten das afferente sensorische neuronale Netzwerk nachahmen15. Mikrokanäle mit hohem Aspektverhältnis und 3D-Geometrien sind entscheidend für die Verbesserung der Effizienz der Partikelsortierung16 und der Funktion der Alveolen17. Allerdings ist die Schaffung künstlicher Mikrokanäle im Vergleich zu natürlichen Mikrogefäßen aufgrund ihrer topologischen Komplexität und Größe immer noch eine Herausforderung. Forscher haben nur entweder ultradünne Kanäle oder komplexe 3D-Strukturen erreicht16,18, während die Natur ineinander verschlungene Gefäße erzeugt, die sich in Durchmesser, Form und 3D-Struktur stark unterscheiden.

Die weithin akzeptierte Soft-Lithographie-Technik leidet unter begrenzten Querschnittsformen (rechteckig) und räumlichen Strukturen (nur zweidimensionale (2D) Muster), hohem Arbeitsaufwand und teuren Herstellungsgeräten und ist nicht in der Lage, monolithische Strukturen zu erzeugen6,19. Neue Methoden wie die additive Fertigung17,20,21, Matrix-Schwellung16,22,23,24 und Templatauflösung12,13,16,18,25,26,27 können kaum Mikrokanäle erzeugen, die ultradünn und lang sind (hohes Seitenverhältnis). und komplex in der Geometrie mit hoher Effizienz. Durch die additive Fertigung können 3D-Mikrokanäle in komplizierten topologischen Geometrien erzeugt werden, die Strukturgröße und Oberflächenrauheit sind jedoch durch die Herstellungsprozesse begrenzt17,20. Methoden zur Matrixquellung erfordern Quell- und Entquellprozesse der Matrizen zum Entformen der Schablonen, was zu einem Verziehen der Matrizen und zu Lösungsmittelrückständen führt28. Komplexe und ultradünne Mikrokanäle können durch Templat-Auflösungsmethoden hergestellt werden, aber das Auflösen und Entleeren wird aufgrund des Kapillareffekts zu einer Herausforderung, wenn die Kanäle nur mehrere zehn Mikrometer groß sind18,29. Andere Methoden, wie der Einsatz flüssiger Schablonen30 und der Laserbearbeitungstechnologie31, weisen Einschränkungen hinsichtlich 3D-Geometrien und der Erzeugung glatter Kanäle auf. Darüber hinaus ist die Montage von 3D-Mikrokanälen aufgrund der Prozesse zum Fixieren und Entfernen von Schablonen eine Herausforderung. Die meisten aktuellen Herstellungsmethoden sind für biologische Anwendungen, die unbedingt ungiftige und biokompatible Elemente erfordern, unzureichend18,22. Daher wird erwartet, dass neuartige Techniken, die komplexe 3D-strukturierte, ungiftige und schlanke monolithische Mikrokanäle erzeugen, die umfangreichen Anwendungen revolutionieren, in denen Mikrokanäle unverzichtbar sind.

Inspiriert durch das spannungsinduzierte Einschnürungsphänomen während des Kaltziehprozesses der Polymerproben , schlagen wir eine einfache, schnelle und lösungsmittelfreie Methode zur Erzeugung monolithischer 3D-Kanäle auf Mikroebene vor (ergänzende Abbildung 1). Wir verwenden eine Schablone, die weicher als die Matrix ist, und dehnen die weiche Schablone, während sie in die Matrix eingebettet ist, um die Schablone durch einen schäldominanten Prozess von der Matrix zu entfernen (Abb. 1a, b). Wir nennen diese Methode hier „Soft Deforming“, da sich die Schablone beim Entformen selbst schrumpft. Dieser Prozess erfordert eine deutlich geringere Kraft als der scherdominante Entfernungsprozess, der bei der herkömmlichen Extraktion starrer Schablonen auftritt7 (Abb. 1c und Zusatzfilm 1). Durch Variation der Abmessungen und Geometrien der Schablone können verschiedene Mikrokanäle von eindimensional (1D) bis 3D für unterschiedliche Anwendungsszenarien erstellt werden (Abb. 1a).

a Das konzeptionelle Schema der weichen Entformung und ihrer typischen Anwendungen. b Der sanfte Entformungsprozess: Die Schablone wird zunächst in die Matrize eingebettet, dann verkleinert sie ihre Querschnittsfläche und wird durch äußere Krafteinwirkung herausgezogen, wodurch der Kanal gebildet wird. c Der Vergleich der Extraktion einer starren Schablone (konventionelle Methode) und einer weichen Schablone (in dieser Arbeit vorgeschlagen), bei denen es sich um eine durch Scherung dominierte Entformung bzw. eine durch Schälen dominierte Entformung handelt.

Die Soft-Entformungstechnik zeichnet sich durch zwei Hauptmerkmale aus: eine weiche Schablone und einen schonenden Entformungsprozess. Die weiche Schablone kann mit verschiedenen Methoden hergestellt werden, darunter 3D-Druck34, Tintenstrahldruck21 und Spritzguss35, allerdings nur dann, wenn sie weicher als die Matrix ist. Diese Arbeit erfindet die weichen Vorlagen durch thermisches Zeichnen36; Das heißt, man taucht die Spitze eines dünnen Stabs in eine Polymerschmelze und zieht dann den Stab aus der Schmelze (Abb. 2a). An der Stabspitze befestigt, geht die Polymerschmelze an der Luft aufgrund der Viskosität und Oberflächenspannung in die Filamentform über und verfestigt sich aufgrund des Temperaturgradienten schnell. Für diese Manipulation sind verschiedene thermoplastische Polymere verfügbar und anpassbar37, darunter kostengünstiges, in großem Umfang eingesetztes Polyethylen und Polyurethan. Diese Herstellungsmethode ist schnell, einfach und produktiv. Das Filament kann mit kreisförmigem Querschnitt und kontrollierbarem Durchmesser in einem weiten Bereich von mehreren zehn Mikrometern bis zu Hunderten von Mikrometern hergestellt werden. Der Durchmesser des Filaments \(D\) wird bestimmt durch36:

Dabei ist \(C\) eine Konstante und \(v\) die Zeichengeschwindigkeit (siehe Abschnitt „Methoden“ „Herstellung weicher Vorlagen“ und Abb. 2b). Der Filamentdurchmesser ist bei gleicher Ziehgeschwindigkeit konstant (Abb. 2c). Variable Durchmesser, beispielsweise eine konische Form (Abb. 2d), können an einem einzelnen Filament erzeugt werden, indem einfach die Ziehgeschwindigkeit geändert wird.

a Die Herstellungsmethoden für die weichen Schablonen, einschließlich Richtungszeichnung, Nachbearbeitung und Montage. Durch Variation der Parameter in jedem Schritt können eine Reihe von Formen und Geometrien erzeugt werden. b Die Beziehung zwischen Filamentdurchmesser \(D\) und Ziehgeschwindigkeit \(v\) (\(C\) ist eine Konstante). Die roten Punkte und die rosa Wolke stellen die Mittelwerte und Standardabweichungen dar. c–h Weiche Schablonen unterschiedlicher Form (z. B. gerade, kegelförmig, verzweigt, spindelförmig, spiralförmig und Plektonemstruktur), hergestellt durch direktes Zeichnen und Nachbearbeiten. Die Bilder in c–h sind repräsentativ für fünf unabhängige Soft-Templates (experimentelle Replikate). Maßstabsbalken, 100 µm. i–m Weiche Vorlagen komplexer 3D-Geometrien (z. B. eine konische Oberfläche, eine Satteloberfläche, eine hyperboloide Oberfläche und eine baumartige Struktur), hergestellt durch Zusammenbau. Maßstabsbalken, 5 mm.

Zusätzlich zur 1D-Vorlage können durch die Abstimmung anderer Fertigungsparameter komplexere Profile hergestellt werden. Beispielsweise haben wir eine verzweigte Struktur erzeugt, indem wir zwei Nadelspitzen in zwei Richtungen gezogen haben (siehe Abb. 2e). Bei einer höheren Heiztemperatur (130 °C in dieser Arbeit) haben wir ein Filament mit einer Reihe von spindelförmigen Knotenstrukturen auf dem Filament erzeugt (Abb. 2f), die aus der synergistischen Wechselwirkung von Viskosität und Oberflächenspannung resultieren38. Durch Nachbearbeitung konnten komplexere Raumformen erzeugt werden. Beispielsweise wurde eine spiralförmige Schablone hergestellt, indem das gerade Filament weiter gedehnt wurde, bevor es gründlich abgekühlt wurde (Abb. 2g). Darüber hinaus haben wir durch Verdrehen beider Enden des Filaments eine Plektonemstruktur erzeugt (Abb. 2h). Durch die Anordnung und Montage der Schablonen wurden komplexere 3D-Strukturen erstellt, beispielsweise eine konische Oberfläche, eine Satteloberfläche, eine hyperboloide Oberfläche und eine baumartige Struktur (Abb. 2i–m). Die Oberfläche der mit dieser Methode hergestellten Schablone ist glatter (z. B. \({S}_{a}\) = 0,010 µm in der ergänzenden Abbildung 2a) als die mit anderen Methoden wie 3D-Druck (\({S} _{a}\) beträgt aufgrund der Fließfähigkeit des produzierten Materials mehr als 0,4 µm39). Eine glatte Oberfläche kann die Entformungswiderstandskraft verringern und eine Oberfläche mit geringer Rauheit auf den Mikrokanälen hinterlassen.

Das Herausziehen der Schablone aus der Matrix ist eine weitere große Herausforderung bei der Bildung eines Mikrokanals. Bei zuvor starren Schablonen7 bestimmen sowohl die Scherkraft als auch die Bruchkraft der Schablone den Durchmesser des Kanals (Abb. 3a–c und ergänzende Abb. 3). Es besteht ein Wettbewerb zwischen der kritischen Bruchkraft der starren Schablone und der Scherkraft beim Ziehen. Sobald die Scherkraft größer als die kritische Bruchkraft ist, bricht die Schablone und die Entformung schlägt fehl. Erst wenn die kritische Bruchkraft größer ist, kann die Schablone herausgezogen werden. Unter der Annahme, dass es sich bei der Schablone um einen einfachen geraden Draht mit rundem Querschnitt handelt, wird die Scherkraft \({F}_{{{{{\rm{shear}}}}}}}\) bestimmt durch:

Dabei ist \(\tau\) die Scherspannung, \(d\) der Filamentdurchmesser und \(l\) die eingebettete Länge. Die Scherkraft nimmt linear mit dem Durchmesser und der eingebetteten Länge der Schablone zu, wie in Abb. 3b dargestellt. Die Bruchkraft der Schablone \({F}_{{{{{{\rm{frac}}}}}}}\) wird wie folgt berechnet:

Dabei ist \({\sigma }_{f}\) die Bruchspannung und \(A\) die Querschnittsfläche der Schablone. Daher erfordert eine längere eingebettete Länge einen dickeren Durchmesser für eine erfolgreiche Extraktion. Um einen Bruch zu vermeiden, gilt \({F}_{{{{{{\rm{shear}}}}}}}\,\le\, {F}_{{{{{{\rm{frac} }}}}}}\), und somit:

Dies weist darauf hin, dass das Seitenverhältnis des Kanals grundsätzlich durch die Art der starren Templatmaterialien begrenzt ist, dh durch die Festigkeit und die Energiedichte des Klebstoffs. Beispielsweise beträgt das maximale Seitenverhältnis für die PDMS-Matrix und das Kupfer-Templatsystem 258, gemäß Gl. (4) (σ = 6300 MPa, τ = 6,1 MPa, basierend auf experimentellen Ergebnissen in dieser Arbeit). Wie in Abb. 3c und der ergänzenden Abb. 3b, c gezeigt, brachen bei einer eingebetteten Länge von 30 mm die Kupfer- (Durchmesser: 80 µm) und die Nylonschablone (Durchmesser: 100 µm) aufgrund der großen Seitenverhältnisse (375 und 300). , jeweils). Eine solch starke Kraft könnte eine fragile Matrix (z. B. Agarosegele) zerstören. Darüber hinaus verursacht eine starre Schablone aufgrund der Steifheit der Schablone und der großen Scherkraft zwangsläufig einen Verschleiß an den Kanaloberflächen.

a Die Spannungs-Dehnungs-Krümmungen einer starren Schablone (Kupfer) und einer weichen Schablone (thermoplastisches Harz). b Die kritische Bruchkraft und Scherkraft der starren Schablone (Kupferdraht mit 20 mm eingebetteter Länge) für verschiedene Filamentdurchmesser. Der Schattenbereich stellt den Bereich des Entformungsfehlers dar. c Die Kraft/Durchmesser-Weg-Kurve mit unterschiedlichen eingebetteten Längen (EL) für starre Schablonen (Kupfer). Der Durchmesser des Kupferdrahtes beträgt 80 µm. d Die kritische Bruch- und Schälkraft variiert mit dem Durchmesser der weichen Schablone (thermoplastisches Harz). Die Schnittpunkte im Diagramm geben den Mindestdurchmesser zum Einleiten des Schälvorgangs bei bestimmten Schälwinkeln (0, 20 und 30°) an. Der Schattenbereich stellt den Entformungsfehler dar. e Die Auszugskraft der weichen Schablonen. Das Ablösen der weichen Schablone von der Matrize ist im Einschub dargestellt. Die Bilder im Einschub sind repräsentativ für drei unabhängige Soft-Entformungsprozesse (experimentelle Nachbildungen). Maßstabsbalken, 100 µm. f Vergleich der Auszugskraft der starren Schablonen und der weichen Schablonen. Die Daten werden als Mittelwerte \(\pm\) Standardabweichung für die Anzahl der Versuche n = 3 dargestellt.

Im Gegensatz dazu dominiert bei der sanften Entformungsmethode während des Extraktionsprozesses das Schälen anstelle des Scherens aufgrund des größeren Streckungsverhältnisses der Schablone (die Enddehnung des thermoplastischen Harzes (1200 %) war 100-mal so hoch wie die des Kupferdrahts (12). %), wie in Abb. 3a dargestellt. Das Seitenverhältnis des Kanals wird nicht durch die Länge begrenzt, da die große Verformung der weichen Schablone den Entformungsmechanismus auf einen Schälvorgang (siehe Abschnitt „Methoden“ „Herstellung der Mikrokanäle durch weiches Entformen“) und die Schälkraft überträgt hat keinen Zusammenhang mit der eingebetteten Länge der weichen Vorlage (Abb. 3d, f). Die Schälkraft \({F}_{{{{{{\rm{peel}}}}}}}\) für die weiche Entformung von thermoplastischem Harz (Schmelzklebstoff, 3748Q) kann durch Ref. ausgedrückt werden. 40:

Dabei ist \(d\) der Filamentdurchmesser, \(\theta\) der Schälwinkel und \({\Delta E}_{S}\) die Adhäsionsenergie. Die Schälkraft blieb für die Proben mit unterschiedlichen eingebetteten Längen (10, 20, 30 und 40 mm) konstant (Abb. 3e, f), was darauf hindeutet, dass sich der Mechanismus der weichen Entformung erheblich von der zuvor gezeigten starren Entformung unterscheidet (siehe „ Methoden“ Abschnitt „Mechanische Charakterisierung und Entformungstests“). Wie in der ergänzenden Abbildung 4a, b dargestellt, steigt die Dehnung stabil an, wenn sie einer Dehnungskraft ausgesetzt wird, und der Schälwinkel vergrößert sich, während die Kraft zunächst bei einer kurzen Dehnung ansteigt und dann für die Simulationsergebnisse über einen großen Bereich stabil bleibt ( siehe „Methoden“, Abschnitt „Simulation des verformten Winkels“). In unseren Experimenten zum weichen Entformen wurde beobachtet, dass das Ablösen einsetzt, wenn die Abziehkraft ein Plateau erreicht (ergänzende Abbildung 4c). Bei größeren Durchmessern nimmt die Schälkraft zu und die daraus resultierenden Schälwinkel sind unterschiedlich (Abb. 3d und ergänzende Abb. 4c). Ein Entformungsfehler tritt immer dann auf, wenn die Schablone ihre maximale Belastung erreicht, bevor mit der Entformung begonnen wird. Der Simulation zufolge schlägt die Entformung der weichen Schablone (thermoplastisches Harz) in dieser Arbeit fehl, wenn der Durchmesser weniger als 15,1 µm beträgt, wie in Abb. 3d dargestellt, da der Schälwinkel seinen größten Wert (30°) überschreitet. Darüber hinaus haben wir entsprechend dem unterschiedlichen mechanischen Verhalten weicher Schablonen das Entformungsmodell für das TPU-Filament erstellt (siehe Ergänzende Anmerkung 1 und ergänzende Abbildung 4d – h).

Dabei ist die Größe der Auszugskraft für die weiche Schablone gemäß der Schältheorie (Abb. 3f und ergänzende Abb. 4) drastisch kleiner als die für die starre Schablone, da das direkte Ziehen der starren Schablone betrachtet werden kann wie das Schälen von Nullwinkeln. Daher ist die weiche Schablone weniger anfällig für Brüche und eignet sich für die Erzeugung dünner Mikrokanäle mit hohem Aspektverhältnis.

Durch sanftes Entformen haben wir Mikrokanäle mit einem Durchmesser von nur 10 µm hergestellt (Abb. 4a). Wie in der ergänzenden Abbildung 5a, b gezeigt, wurde auch ein Mikrokanal mit einem Seitenverhältnis von bis zu 6000 (etwa zehnmal höher als der zuvor verfügbare Maximalwert 6299) generiert. Darüber hinaus ist die resultierende Innenfläche des Mikrokanals glatt (\({S}_{a}\) = 0,018 µm) (Ergänzende Abbildung 2b), was der Soft-Robotik, Fluidinteraktionen und optischen Anwendungen zugute kommt, beispielsweise der Verbesserung des Berstdrucks und Zykluslebensdauer von Soft-Aktuatoren41, was den Schalteffekt von Mikrofluidikventilen42 verbessert und den optischen Intensitätsverlust für optische Wellenleiter43 verringert, da die Schablone verformbar ist und die radialen Abmessungen beim Herausziehen abnehmen, was die Ausziehkraft erheblich reduziert. Darüber hinaus haben wir Mikrokanäle mit verschiedenen Formen von 1D- bis 3D-Mustern hergestellt, darunter eine Verjüngung, eine Helix, einen Sattel und eine baumartige Struktur (Abb. 4b – q und ergänzende Abb. 5). Darüber hinaus wurde die Entformungsmöglichkeit für die spindelförmige weiche Schablone in der Ergänzenden Anmerkung 2 erörtert. Im Vergleich zu anderen Methoden kann die weiche Entformung sowohl eine höhere geometrische Flexibilität als auch eine kleinere Strukturgröße (die beiden Hauptmerkmale von Mikrokanälen) erzeugen (Abb. 4r und Ergänzung). Tabelle 1), hinsichtlich Komplexität und Dimension mit menschlichen Kapillaren vergleichbar.

a Der dünnste Kanal (10 µm Durchmesser), der in dieser Arbeit hergestellt wurde. Maßstabsbalken, 50 µm. b, c Der Mikrokanal und sein kreisförmiger Querschnitt. Maßstabsbalken, 50 µm. d Der Mikrokanal mit konischer Geometrie. Der Durchmesser der linken Seite des konischen Kanals beträgt 250 µm und der Durchmesser der rechten Seite beträgt 40 µm. Maßstabsbalken, 200 µm. e Der Mikrokanal mit spindelförmiger Knotenform. Maßstabsbalken, 500 µm. f Das Mikrokanalgitter. Maßstabsbalken, 500 µm. g Der helikale Mikrokanal. Maßstabsbalken, 200 µm. h Der verzweigte Mikrokanal. Maßstabsbalken, 100 µm. i Der Mikrokanal mit Plektonemstruktur. Maßstabsbalken, 500 µm. j, k sind die Merkmalsteile von f bzw. i. Maßstabsbalken, 200 µm. l–q Die neuartigen 3D-Mikrokanalstrukturen. Sowohl n als auch o zeigen unterschiedliche Ansichten desselben Prototyps und dasselbe wie p und q. Maßstabsbalken, 5 mm. Die Bilder in a–q sind repräsentativ für fünf unabhängige Mikrokanäle (experimentelle Replikate). r Strukturgröße und geometrische Flexibilität für Mikrokanal-Herstellungsstudien (Montagefähigkeit wird zum Vergleich nicht berücksichtigt).

Hier demonstrieren wir die umfangreichen Anwendungen und erheblichen Auswirkungen der weichen Entformung in der weichen Robotik, tragbaren Sensoren, weichen Antennen und künstlichen Gefäßen (Abb. 5). Miniatur-Softroboter haben in den letzten Jahrzehnten aufgrund ihrer hervorragenden Compliance und Anpassungsfähigkeit8,45 in der minimalinvasiven Chirurgie, Inspektion sowie Suche und Rettung35,46 zunehmendes Interesse auf sich gezogen. Die Herstellung von Mikrokammern ist eine Herausforderung, insbesondere wenn die charakteristische Abmessung klein und die Topologie komplex ist. Durch direktes Herausziehen der Schablone aus der Matrize kann beispielsweise nur eine einfache gerade Kammer entstehen. Neue Lösungen wie chemische Vernetzungsbindungsschnittstellen47, fotohärtender 3D-Druck in monolithischen Strukturen48 und Tauchbeschichtungsverfahren7 leiden unter rauen Oberflächen, geringerer Festigkeit, hohem Zeitaufwand oder begrenzten Formen und Größen.

a Der pneumatische Softroboter imitiert im verdrehten Zustand den Tausendfüßler im Verteidigungszustand (linker Einschub) mithilfe des Plektonem-Mikrokanals. Maßstabsbalken a–d, 5 mm. b Der lange, weiche Rankenroboter (Länge: 10 cm), der einen spiralförmigen Mikrokanal (Durchmesser: 150 µm) (Seitenverhältnis > 1600) enthält, klettert nach dem Aufblasen auf eine Stange, wie die echte Ranke (linker Einschub). c Der weiche, dünne, lange Dehnungssensor (Kanaldurchmesser: 150 µm, Länge: 15 cm), der die Ellenbogenbewegung erfassen kann. d Die weiche Antenne enthält einen 3D-schraubenförmigen Mikrokanal (Durchmesser: 180 μm), der bei unterschiedlicher Ablenkung unterschiedliche Reflexionskoeffizienten aufweist \(d\). Maßstabsbalken (Einschub): 200 µm. e Die künstlichen Blutgefäße in Fibrin-Gelen mit besiedelten HUVECs, hergestellt durch sanftes Entformen. Das konfokale Bild der Querschnittsansichten des Bildes (z-Projektion eines 250 µm-Stapels) des konischen künstlichen Gefäßes (minimaler Durchmesser: 250 µm, maximaler Durchmesser: 500 µm) und des geraden künstlichen Gefäßes (Durchmesser: 150 μm) nach einem Tag HUVECs-Aussaat. Die konfokalen Bilder des Fibrin-Gels nach 1–2 Tagen Kultur, gefärbt mit lebendem (grün)/totem (rot) Aufsatz. Die Bilder in e sind repräsentativ für drei unabhängige künstliche Gefäße (experimentelle Replikate). Maßstabsbalken, 200 µm.

Dabei kann unsere Soft-Entformungsmethode Miniatur-Softroboter mit glatten, komplexen Mikrokanälen und monolithischen Strukturen schaffen. Inspiriert von Würmern, die sich zur Verteidigung zusammenrollen können, wurde beispielsweise ein Miniatur-Wurmroboter geschaffen, der sich in einem Winkel von mehr als 450° biegen kann (Abb. 5a, Zusatzfilm 2 und Abschnitt „Methoden“ „Herstellung des weichen Wurmroboters“) '), das auf empfindliche Handhabung und Greifen während Operationen anwendbar ist49. Seine Innenkammer mit einer Plektonemstruktur (Durchmesser: 200 µm, siehe ergänzende Abbildung 6a), die im Soft-Deforming-Verfahren hergestellt wurde, verfügt über eine Reihe von Konkaven in der elastischen Matrix, die eine mühelosere und schnellere Verformung des Aktuators beim Aufblasen ermöglichen als eine Kammer mit konstantem Querschnitt50. Wir haben auch einen von Ranken inspirierten ultralangen, weichen Roboter (Abb. 5b und ergänzende Abb. 6b und ergänzender Film 3) demonstriert, der einen spiralförmigen Mikrokanal (Durchmesser: 150 µm) mit einem Seitenverhältnis von mehr als 1600 integriert (siehe Abschnitt „Methoden“) Herstellung des Soft-Ranken-Roboters). Unter Luftdruck wickelte sich der weiche Rankenroboter entsprechend um einen Stab, der zur Fixierung und zum Greifen eingesetzt werden kann, beispielsweise zur Fixierung und Überwachung der Nervenaktivität51, indem er die Überlebensstrategie der Ranke nachahmt. Diese Prototypen zeigen das vielversprechende Potenzial der Schaffung komplexerer Kanäle für vielseitigere Miniatur-Softroboter auf Basis der Soft-Entformung.

Darüber hinaus haben wir mithilfe der Soft-Entformungstechnik einen dehnbaren Sensor mit ultradünnen Kanälen mit glattem und rundem Querschnitt hergestellt (ergänzende Abbildung 7a und Abschnitt „Methoden“ „Herstellung des weichen tragbaren Dehnungssensors“). Obwohl die aufkommenden dehnbaren Elastomersensoren für tragbare Geräte und Mensch-Maschine-Schnittstellen vielversprechend sind10,15,52, können sie aufgrund der sperrigen Strukturen beim Tragen unangenehm und eingeschränkt sein. Diese Probleme resultieren hauptsächlich aus den begrenzten Herstellungsmethoden. Durch sanftes Entformen lassen sich kreisförmige Kanäle leicht herstellen und können aufgrund des isotropen Querschnitts eine besser vorhersagbare Widerstandsänderungsreaktion während der Ausdehnung erzeugen (siehe Ergänzende Anmerkung 3, Ergänzende Abbildung 7b – e und Ergänzender Film 4). Wir haben einen mit dieser Methode hergestellten, baumwollfadenähnlichen ultralangen Dehnungssensor demonstriert und ihn nahtlos in einen gestrickten Ärmel integriert. Der weiche Dehnungssensor mit dem kreisförmigen Mikrokanal wurde manuell in eine gewebte Hülle eingenäht (Abb. 5c). Der Sensor war mit der Hülle kompatibel und aufgrund seiner dünnen, langen und halbtransparenten Eigenschaften, die für tragbare Geräte unerlässlich sind, nahezu unsichtbar. Dieser Sensor hat die Ellenbogenbewegung anhand der Spannungssignalschwankung genau gemessen (Abb. 5c und Zusatzfilm 5).

Darüber hinaus wurde eine weiche und mechanisch abstimmbare Mikroantenne mit einer 3D-Helix-Leitungsstruktur durch weiches Entformen hergestellt (siehe Abschnitt „Methoden“ „Herstellung der weichen Antenne“). Bestehende kleine Antennen sind zwar für tragbare Geräte, Mensch-Maschine-Kommunikationssysteme und Implantatgeräte von entscheidender Bedeutung53, werden jedoch durch einfache Strukturen wie stabförmige oder planare Geometrien54,55 oder Unterstützungen für die 3D-Strukturen55,56 eingeschränkt. Darüber hinaus verhindern die große Größe (mehrere Zentimeter) und der starre Rahmen aktueller Antennen eine umfassendere Anwendung. Hier haben wir eine weiche Mikroantenne (10 mm × 1,2 mm × 1,2 mm) hergestellt, die einen 3D-Helix-Mikrokanal (Kanaldurchmesser: 180 µm, Durchmesser der Helixstruktur: 450 µm im Minimum und 900 µm im Maximum) enthält, der mit dem infundiert ist flüssiges Metall (Abb. 5d und ergänzende Abb. 8), während die meisten früheren kleinen Antennen im Zentimetermaßstab waren53,56. Die leitende 3D-Struktur bietet eine kompaktere Abmessung für beengte Umgebungen. Darüber hinaus weist die Antenne mit der 3D-Helixstruktur niedrige Reflexionskoeffizienten von –6,6 und –22,3 dB (weniger als –10 dB sind für kommerzielle Antennen57) bei zwei Resonanzfrequenzen (6,8 und 13,1 GHz) auf. Durch die Biegung ist die Mikroantenne mechanisch in zwei breiten Resonanzfrequenzbereichen abstimmbar (von 6,8 bis 7,3 GHz und 11,9 bis 13,1 GHz), und der Reflexionskoeffizient wird für eine bessere Signalübertragung niedriger, wie in Abb. 5d dargestellt (siehe „Methoden“) “ Abschnitt „Reflexionskoeffiziententest für die Soft-Antenne“). Daher bietet die Herstellungsmethode der weichen Entformung für Mikroantennen einen neuen Ansatz für kompakte weiche drahtlose Elektronik.

Abschließend erstellten wir mithilfe der Soft-Deforming-Technik Mikrokanäle in den Agarosegelen und künstliche Blutgefäße mit geraden und sich verjüngenden Strukturen. Mikrokanäle sind beispielsweise für die Entwicklung von 3D-Tissue-Engineering, die Krankheitsanalyse und die Arzneimittelentwicklung unerlässlich3,4,12. Innerhalb der Kanäle können Zellen länger leben und sich zu einem Organoid mit großem Volumen entwickeln, das sich besser für ein individuelles Medikamentenscreening eignet4. Die Bildung runder Querschnitte und komplexer Geometrien ist zwar entscheidend für die Ähnlichkeit der rheologischen Eigenschaften des Blutflusses58 und der Vaskularisierung eines großen Gewebes5, stellt jedoch eine Herausforderung dar. Das vorherige Entformen starrer Template ist für eine fragile Matrix ungeeignet, und bei der Template-Auflösungsmethode sind das restliche Lösungsmittel und die Verunreinigung für lebende Zellen zytotoxisch18,23. Daher ist unser lösungsmittelfreies und sanftes Entformungsverfahren, das sanfte Kraft erfordert, ein überlegener Ansatz für die Zellkultivierung in vitro. Hier haben wir zunächst einen Mikrokanal mit spindelförmiger Struktur und einen Mikrokanal mit schmalem Hals in Agarosegelen hergestellt (Ergänzende Abbildungen 9a, b und Methodenabschnitt Herstellung biokompatibler Mikrokanalstrukturen), die für Modelle von Gefäßerkrankungen verwendet werden können. Darüber hinaus bauten wir ein künstliches Gefäß mit rundem Querschnitt (Durchmesser: 150 µm) und ein sich verjüngendes Gefäß (minimaler Durchmesser: 250 µm und maximaler Durchmesser: 500 µm), indem wir menschliche Endothelzellen der Nabelschnurvene (HUVECs) in den Mikrokanal einpflanzten innerhalb der Fibrin-Gel-Matrix (siehe Abb. 5e, ergänzende Abb. 9c – f und Abschnitt „Methoden“ „Herstellung des künstlichen Gefäßmodells“). Nach ein bis zwei Tagen Kultivierung blieb der Mikrokanal kreisförmig und die Zellen überlebten rund um den Mikrokanal, da Nahrung in die poröse Struktur der künstlichen Gefäßwand eindringen kann. Die Zellen in der Nähe des Kanals zeigten eine hohe Überlebensrate (Abb. 5e), was zeigt, dass die Kanalarchitekturen einen funktionellen Nährstofftransport zur nahegelegenen Zellmatrix ermöglichen können. Darüber hinaus kann diese Gefäßstruktur zur Simulation des Gefäßwachstums und zur weiteren Vorhersage von Gefäßerkrankungen verwendet werden. Um die Vorteile des weichen Entformens zu demonstrieren, verwendeten wir zwei starre Schablonen zur Herstellung von Mikrokanälen in fragilen Fibrin-Gelen, aber die große Scherkraft führte zum Zerreißen der Mikrokanäle (siehe ergänzende Abbildung 10a und Abschnitt „Methoden“ „Herstellung von Mikrokanälen in Fibrin-Gelen“) durch starre Entformung‘). Wir haben auch die negative Wirkung von Aceton, das in der Matrix durch Methoden zur gequollenen Matrix16,22 und Matrizenauflösung18,25 eingesetzt wird, auf das Zellwachstum in künstlichen Gefäßen überprüft. Beim Einbringen von Aceton in die Gele stieg die Absterberate der 3T3-Zellen entsprechend an, wie in der ergänzenden Abbildung 10b gezeigt. Daher könnte mit der schonenden und lösungsmittelfreien Soft-Entformungstechnologie für die Herstellung komplexer 3D-Mikrokanäle ein komplexeres künstliches Gefäßsystem für zukünftige Anwendungen hergestellt werden.

Zusammenfassend stellt dieser Artikel eine vielversprechende Lösung für die Mikrokanalbildungsmethode vor, die auf weichen Schablonen und Peeling-dominanten Entfernungsverfahren basiert. Im Vergleich zu herkömmlichen Ansätzen, z. B. der Fotolithographie, ist diese Methode einfach, schnell, lösungsmittelfrei und kann einen Mikrokanal mit einem extrem großen Seitenverhältnis, einer glatten Oberfläche und komplexen 3D-Geometrien erzeugen. Wir demonstrieren seine umfangreichen Anwendungen anhand mehrerer Prototypen, darunter ein weicher Wurmroboter mit plektonemförmiger Struktur, ein ultralanger Rankenroboter mit einem helikalen Mikrokanal (Durchmesser: 150 µm, Seitenverhältnis: mehr als 1600) und ein fadenähnlicher biokompatibler Roboter tragbarer Sensor, eine weiche Antenne, die einen spiralförmigen 3D-Mikrokanal mit variablem Durchmesser enthält, und ein dünnes künstliches Blutgefäß in konischer Geometrie. Unsere Soft-Entformungsmethode bietet auch einen vielversprechenden Ansatz für die Mikrofluidik und das Tissue Engineering.

Derzeit können die in dieser Arbeit verwendeten Materialien und Herstellungsmethoden für weiche Schablonen die Erzeugung komplexerer und empfindlicherer Mikrokanäle einschränken. Zukünftige Forschung wird sich auf die Verbesserung des Designs (z. B. computergestütztes Design59), des Herstellungsprozesses (z. B. Verwendung hochpräziser beweglicher Bühnen für direktes Tintenschreiben34 und Elektrospinntechnologie60) und Materialien (z. B. Hydrogele, die ultra- große Dehnungs-, Zähigkeits- und Selbstschmierungseigenschaften61) für die Erzeugung weicher Template und Matrixbildung, um die Präzision, Komplexität, Vielseitigkeit und Biokompatibilität der Methodik für umfangreichere Anwendungen zu verbessern.

Zuerst erhitzten wir im thermischen Ziehprozess das thermoplastische Harz (Schmelzklebstoff 3748Q, 3M) auf 120 °C in seinen geschmolzenen Zustand und hielten den geschmolzenen Zustand 5–10 Minuten lang. Anschließend kühlten wir das Material auf 100 °C ab, um seinen optimalen Ziehzustand zu erreichen. Anschließend tauchten wir die Spitze einer Nadel in die Schmelze. Die Nadel (Durchmesser: 400 µm) wurde auf einem vertikal beweglichen Tisch installiert. Durch die Steuerung der Geschwindigkeit des Bewegungstisches und das Anheben der Nadel konnten wir einen Faden durch die Nadel herausziehen (Abb. 2a). In ähnlicher Weise wurde für die Tests thermoplastisches Polyurethan (TPU-95A, eSUN) verwendet.

Mit Ausnahme einfacher gerader Filamente könnten unterschiedliche Schablonenmuster (1D, 2D oder 3D) erzeugt werden, indem der thermische Ziehprozess geändert und Nachbearbeitung und Montage kombiniert werden (Abb. 2c – m). Die kegelförmige weiche Schablone wurde durch einen beschleunigten Ziehprozess hergestellt, da der Filamentdurchmesser mit zunehmender Geschwindigkeit abnahm (Abb. 2d). Die Schablone mit verzweigter Form wurde mit zwei Nadeln gezeichnet, die sich zunächst in die gleiche Richtung und dann in verschiedene Richtungen bewegten (Abb. 2e). Als die Heiztemperatur von 100 auf 130 °C anstieg, benötigte die gezogene Polymerschmelze eine längere Erstarrungszeit, und die Schmelze fiel wie tropfendes Wasser und bildete aufgrund der synergistischen Wechselwirkung von eine spindelförmige Struktur auf dem Filament (Abb. 2f). die Viskosität und Oberflächenspannung38. Um eine helikale Struktur herzustellen, haben wir das Filament mehr als 10 Zyklen lang gedehnt und entspannt, bevor das Filament abgekühlt ist und es sich dann unter Restspannung kräuseln konnte (Abb. 2g). Die Plektonemstruktur (Abb. 2h) wurde automatisch gebildet, indem die beiden Enden des geraden Filaments gleichzeitig in entgegengesetzte Richtungen gedreht wurden.

Für komplexere 3D-Schablonenkonstruktionen wie eine konische Struktur und eine Hyperboloidstruktur haben wir zunächst einen 3D-Rahmen hergestellt und dann die Schablonen mit dem entsprechenden Muster auf den Rahmen geklebt, wie in Abb. 2i, k gezeigt. Eine PDMS-Satteloberflächenform wurde zunächst durch Forminjektion hergestellt, und dann wurde das weiche Schablonenmuster in einer Sattelgeometrie durch Anbringen der weichen Filamente an der Sattelform hergestellt (Abb. 2j). An der Sattelform wurden Rillen zur Schablonenfixierung angebracht. Durch das Aufkleben dünner Filamente als Äste auf eine größere Filamentstruktur wurde eine baumartige weiche Schablone geschaffen, wie in Abb. 2l, m dargestellt. Alle weichen Schablonen wurden aus dem Schmelzklebstoff 3748Q hergestellt. Die Bilder der weichen Schablonen (Abb. 2c – h) wurden mit einem konfokalen Laser-Scanning-Mikroskop (VK-X1000; Keyence) beobachtet.

Mit Soft-Templates können Mikrokanäle erzeugt werden, indem die Templates aus der Matrix entfernt werden. Wie in der ergänzenden Abbildung 1 gezeigt, wurde zunächst eine weiche Schablone in der Mitte einer Form befestigt. Als nächstes wurde der PDMS-Vorläufer (Sylgard 184, Dow Corning; Gewichtsverhältnis 10:1) in die 3D-gedruckte Form gegossen, um die weiche Schablone einzutauchen, und 12 Stunden lang bei 60 °C thermisch ausgehärtet. Anschließend wurde das ausgehärtete PDMS von der Form getrennt. Auf beide Enden der weichen Schablone wurde eine Kraft ausgeübt, um die Schablone zu dehnen und aus der Matrix herauszuziehen. Abschließend wurde eine PDMS-Matrix mit einem Mikrokanal im Inneren hergestellt. Mikrokanäle, die mit dieser Soft-Entformungstechnologie erzeugt werden, sind in Abb. 4a–q dargestellt. Darüber hinaus wurden diese Mikrokanäle durch Infusion von Fluoreszenzfarbstoff veranschaulicht und mit einem konfokalen Mikroskop (Nikon A1, Nikon) abgebildet, wie in der ergänzenden Abbildung 5 gezeigt. Der 10 µm Mikrokanal (Abb. 4a) wurde durch das TPU-Filament hergestellt. Die anderen in Abb. 4 und der ergänzenden Abb. 5 gezeigten Mikrokanalstrukturen wurden mit dem Schmelzklebstoff 3748Q hergestellt. Die Bilder der Mikrokanäle (Abb. 4a – k) wurden mit einem konfokalen Laser-Scanning-Mikroskop (VK-X1000; Keyence) beobachtet.

Alle Spannungs-Dehnungs-Tests für die starren und weichen Schablonen wurden mit einem Universal-Zugprüfgerät (C42.203, MTS) bei Raumtemperatur durchgeführt. Vier verschiedene fadenförmige Proben, das thermoplastische Harz (Schmelzklebstoff 3748Q, 3M), thermoplastisches Polyurethan (TPU-95A, eSUN), Kupferdrähte (Dupont-Linie 40P, Risyn) und Nylonfasern (Nr. 0,4, YNKOO), wurden einer Prüfung unterzogen jeweils an den Klemmen der Testmaschine befestigt, mit einer Dehngeschwindigkeit von 10 mm/min.

Alle Entformungstests wurden mit einem Universal-Zugprüfgerät (C42.203, MTS) bei Raumtemperatur durchgeführt. Die Geometrie der Probe ist im Einschub von Abb. 3e dargestellt. Die Breite und Tiefe der elastischen Matrix der Proben beträgt 10 bzw. 1 mm. Das Matrixmaterial ist PDMS. Jede Probe hatte während der Tests eine nicht eingebettete Länge von 10 mm zum Festklemmen. Für die starre Entformung wurden vier verschiedene eingebettete Längen (5, 10, 20 und 30 mm) von Kupfer- und Nylonfilamenten vorbereitet. Für die weiche Entformung wurden vier verschiedene eingebettete Längen (10, 20, 30 und 40 mm) aus thermoplastischem Harz und TPU-Filamenten vorbereitet. Alle Proben wurden mit einer Dehngeschwindigkeit von 60 mm/min getestet. Die Entformungsdaten wurden von Origin 2018 analysiert.

Zur Schätzung des Schälwinkels wurde ein Finite-Elemente-Analysemodell (FEA) (ABAQUS Explicit 2020) erstellt, da dieser Winkel durch Tests schwer zu messen ist. Als Materialien wurden thermoplastisches Harz und hyperelastisches Polyurethan mit einem Durchmesser von 400 µm und einer Länge von 1,2 mm verwendet. Im Modell wurden kubische C3D8-Elemente erster Ordnung mit normaler Integration verwendet. Der Winkel θ ist als Kantenverformung der ersten Einheit von der festen Seite aus definiert, wie in der ergänzenden Abbildung 4a dargestellt.

Der weiche Schneckenroboter wurde aus Silikon (E610, Shenzhen Hong Ye Jie Technology Co.) mit einer thermoplastischen Harzschablone (Schmelzklebstoff 3748Q) hergestellt. Der Roboterkörper wurde nach dem gleichen Protokoll wie in der ergänzenden Abbildung 1 hergestellt. Der Plektonem-Mikrokanal hatte eine leichte Neigung (ungefähr 2,7 °), wie in der ergänzenden Abbildung 6a gezeigt. Aufgrund des Neigungswinkels wurden beim Aufblasen eine Kraft außerhalb der Ebene und eine Biegung erzeugt. Darüber hinaus vergrößerte die gleichschenklige Trapezgeometrie im Querschnitt dieses Roboters die Biegebewegung (siehe ergänzende Abbildung 6a), indem die Biegesteifigkeit entlang der beiden Seiten unterschiedlich war.

Der weiche Rankenroboter wurde erstellt, indem zunächst eine lange spiralförmige TPU-Schablone in die Silikonmatrix (Ecoflex 0050, Smooth-on) eingebettet und die Schablone herausgezogen wurde. Es wurde ein Mikrokanal mit einem Durchmesser von 150 µm und einer Länge von 25 cm (siehe ergänzende Abbildung 6b) hergestellt, was einem superhohen Seitenverhältnis von 1600 entspricht. Schließlich wurde eine kleine Menge Vorläufer verwendet, um die Spitze des Rankenroboters zu blockieren. Bei Druckausübung verwandelte sich diese weiche, gerade Struktur in einen gewundenen Zustand, um die Kletterstrategie von Ranken nachzuahmen (siehe Abb. 5b).

Der Mikrokanal für den Dehnungssensor wurde nach dem gleichen Protokoll wie in der ergänzenden Abbildung 1 hergestellt. Zunächst wurde ein gerader Mikrokanal (Länge: 20 cm und Durchmesser: 150 µm) in der Silikonmatrix (Ecoflex 0050, Smooth-on) erzeugt. durch ein TPU-Filament. Anschließend wurde gesättigtes Natriumchlorid-Glycerin in die röhrenförmige Struktur injiziert, um als Leiter im elastischen Sensor zu fungieren (ergänzende Abbildung 7a). Abschließend wurde der Kanal durch den Silikonvorläufer versiegelt. Die Spannungsdaten wurden mit LabVIEW 2019 erfasst. Die Simulation von Mikrokanälen mit unterschiedlichen Querschnittsgeometrien unter Streckung wurde in ABAQUS Explicit 2020 durchgeführt und die Daten wurden mit MATLAB 2019a analysiert.

Die weiche, spiralförmige Schablone wurde erzeugt, indem ein gerades TPU-Filament auf einem Metallkegel befestigt und das Filament mit einer Heißluftpistole (200 °C) erhitzt wurde, um die spiralförmige, weiche Schablone mit verschiedenen Durchmessern zu erreichen. Anschließend wurde diese weiche Spiralschablone zunächst an einer Form befestigt und der Elastomervorläufer (Ecoflex 0050, Smooth-on) in die Form gegossen. Nachdem der Vorläufer ausgehärtet war, wurde der Mikrokanal durch Herausziehen der Schablone erzeugt. Anschließend injizierte eine Spritze das flüssige Metall (−19 °C, Dingguan Metal Technology Co.) in den Mikrokanal. Abschließend wurden beide Enden des Mikrokanals durch den Silikonvorläufer versiegelt.

Die weiche Antenne wurde an einem 3D-gedruckten Rahmen (Clear, Formlabs) befestigt und an der Unterseite des Rahmens wurde eine Kupferfolie angebracht, die als Grundplatte diente. Als nächstes wurde die Antenne an der Klemme befestigt und der Gleitzustand kontrollierte die Ablenkung, wie in der ergänzenden Abbildung 8c gezeigt. Anschließend wurde ein Vektornetzwerkanalysator (N5227B, Keysight) für den Wiederwahlkoeffiziententest an die Antenne angeschlossen.

Mit der sanften Entformung, die lösungsmittelfrei und schonend ist, haben wir verschiedene biokompatible Mikrokanäle aus einer wässrigen Agaroselösung (1,5 % w/v) hergestellt. Zunächst wurden die weichen Filamente (Schmelzklebstoff, 3748Q) an einer 3D-gedruckten Form befestigt. Dann wurde die flüssige Agarose in die Form gegossen, um die Schablonen einzutauchen. Nachdem sich die Agarose verfestigt hatte, wurde die Agarosematrix von der Form getrennt. Schließlich wurden die weichen Matrizen aus den Agarosegelen entnommen und ein Mikrokanalgitter gebildet, wie in der ergänzenden Abbildung 9a, b gezeigt.

Menschliche Nabelschnurvenen-Endothelzellen (HUVECs) wurden von Lonza erworben (Katalognummer: CC-2517); Die BALB/C 3T3-Zelllinie wurde vom Cell Resource Centre des Peking Union Medical College erhalten (Ressourcennummer: 1101MOU-PUMC000186). In der vom International Cell Line Authentication Committee geführten Datenbank bekannter falsch identifizierter Zelllinien wurden keine in dieser Studie verwendeten Zelllinien aufgeführt. Für die Zellkultur wurden die HUVECs in Endothelzellmedium (ECM, ScienCell) gehalten, das 5 % (v/v) fötales Rinderserum (FBS, ScienCell) und 1 % (v/v) Endothelzellwachstumszusatz (ECGS, ScienCell) enthielt. und 1 % (v/v) Penicillin-Streptomycin (ScienCell). BALB/c 3T3-Zellen wurden in Dulbecco's Modified Eagle Medium (DMEM) mit hohem Glucosegehalt (4,5 g/L, Gibco) kultiviert, das 10 % FBS (Gibco) und 1 % Penicillin-Streptomycin (Gibco) enthielt. Alle Zellen wurden in einem befeuchteten Inkubator bei 37 °C und 5 % CO2 gehalten.

Die Form für das künstliche Gefäß wurde zunächst über Nacht in 75 %iges Ethanol getaucht und vor der Verwendung eine Stunde lang mit ultraviolettem (UV) Licht sterilisiert. Fibringel (21,5 mg/ml) wurde durch Auflösen von Fibrinogen in DMEM mit hohem Glucosegehalt (4,5 g/l, Gibco), 10 % FBS und 1 % Penicillin-Streptomycin gebildet. Die Zentrifugation (1500–2000 × g) wurde angewendet, um Luftblasen zu entfernen. Das 3T3-Zellpellet wurde vorsichtig in der Fibrinogenlösung auf eine Konzentration von 5–10 × 105 Zellen/ml resuspendiert. Nachdem die Zellen gleichmäßig resuspendiert und mit Fibrinogen vermischt worden waren, wurde Thrombin bis zu einer Endkonzentration von 3 U/ml zugegeben. Die Fibrin-Gel-Mischung wurde schnell zum Modell gegeben und zur Vernetzung in einen Inkubator bei 37 °C gestellt. Nach 6 Stunden Inkubation wurde die Form unter einem Stereomikroskop in der biologischen Sicherheitswerkbank sichtbar gemacht und die weiche Schablone (Schmelzklebstoff, 3748Q) aus dem Gel entnommen, um den Mikrokanal zu erzeugen. Die HUVEC-Suspension wurde auf 6 × 106 Zellen/ml konzentriert und zunächst in den Boden des Kanals eingesät. Nach einer Stunde statischer Kultivierung wurde das Gerät umgedreht und die HUVEC-Suspension mit weiteren zwei Stunden Inkubation in den oberen Teil des Kanals eingesät (ergänzende Abbildung 9c). Die nicht anhaftenden Zellen und Zelltrümmer im Mikrokanal wurden mit frischem Medium entfernt. Der Schimmelpilz wurde mit ECM, das 5 % FBS, 1 % ECGS und 1 % Penicillin-Streptomycin enthielt, 8 Stunden lang unter statischen Bedingungen kultiviert, damit die Zellen anhaften und sich ausbreiten konnten, bevor ein hämodynamischer Fluss durch eine Schaukelplattform eingeleitet wurde (ergänzende Abbildung 9d).

Die Fibrin-Gele mit Mikrokanälen wurden nach 1–2 Tagen Kultur mit einem fluoreszierenden Lebend-/Tot-Assay gefärbt. Calceinacetoxymethyl (Calcein AM, „lebend“, Yeasen Biotechnology) und Propidiumiodid (PI, „tot“, Yeasen Biotechnology) wurden als Stammlösungen auf 5 bzw. 1,5 mM verdünnt. Calcein AM und PI wurden mit phosphatgepufferter Kochsalzlösung (PBS) auf Endkonzentrationen von 8 und 3 μΜ verdünnt und mit dem Gel 20 Minuten lang bei 37 °C gehalten. Der Mikrokanal im Fibringel wurde dreimal vorsichtig mit PBS gewaschen und dann mit einem konfokalen Mikroskop (Nikon A1, Nikon) abgebildet.

Um den negativen Effekt der Acetonkonzentration auf die Absterberate von 3T3-Zellen zu überprüfen, behandelten wir die Fibrin-Gele mit Aceton in unterschiedlichen Konzentrationen (0, 0,5, 1 und 2 %, Volumenverhältnis) in den Fibrin-Gelen. Die 3T3-Zellkonzentration in den Fibrin-Gelen betrug 1,5 × 106 Zellen/ml. Die künstlichen Gefäße wurden nach 2 Tagen Kultur mit einem fluoreszierenden Lebend-/Tot-Assay angefärbt, wie in der ergänzenden Abbildung 10b gezeigt.

Für die starre Entformung haben wir zunächst zwei starre Schablonen vorbereitet, ein Nylonfilament (Durchmesser: 200 µm) und ein Nitinolfilament (Durchmesser: 300 µm). Die Mikrokanäle in den Fibrin-Gelen wurden nach dem gleichen Protokoll wie in der ergänzenden Abbildung 1 hergestellt. Die 3T3-Zellkonzentration in den Fibrin-Gelen betrug 5 × 10 Zellen/ml, und die hergestellten Mikrokanäle sind in der ergänzenden Abbildung 10a dargestellt.

Weitere Informationen zum Forschungsdesign finden Sie in der mit diesem Artikel verlinkten Nature Research Reporting Summary.

Die Daten, die die Ergebnisse dieser Studie stützen, sind im Artikel und seinen Zusatzinformationen sowie auf Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich.

Der Code dieser Studie wurde im Code Ocean-Repository (https://doi.org/10.24433/CO.0908662.v1) hinterlegt oder kann bei den entsprechenden Autoren angefordert werden.

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Referenzen herunterladen

Wir bedanken uns für die Unterstützung von: National Natural Science Foundation for Young Scientists of China (51905256, HW), Natural Science Foundation of Guangdong Province of China (2020A1515010955, HW), Science, Technology and Innovation Commission of Shenzhen Municipality (ZDSYS20200811143601004, HW). und National Natural Science Foundation of China (31970752, PQ), Kommission für Wissenschaft, Technologie, Innovation der Stadt Shenzhen (JCYJ20190809180003689, JSGG20200225150707332, JSGG20191129110812708, PQ). Die Autoren danken den SUSTech Core Research Facilities für ihre Unterstützung.

Shenzhen Key Laboratory of Biomimetic Robotics and Intelligent Systems, Abteilung für Maschinenbau und Energietechnik, Southern University of Science and Technology, Shenzhen, Guangdong, 518055, China

Dongliang Fan, Renjie Zhu, Xin Yang, Yuxuan Liao, Yunteng Ma und Hongqiang Wang

Schlüssellabor der Provinz Guangdong für Human-Augmentation und Rehabilitationsrobotik an Universitäten, Southern University of Science and Technology, Shenzhen, 518055, China

Dongliang Fan, Renjie Zhu, Xin Yang, Yuxuan Liao und Hongqiang Wang

Institut für Biopharmazeutik und Gesundheitstechnik, Tsinghua Shenzhen International Graduate School, Shenzhen, Guangdong, 518055, China

Xi Yuan, Chufan Xiao, Changyue Liu und Peiwu Qin

Zentrum für Präzisionsmedizin und Gesundheitsversorgung, Tsinghua-Berkeley Shenzhen Institute, Shenzhen, Provinz Guangdong, 518055, China

Xi Yuan, Chufan Xiao, Changyue Liu und Peiwu Qin

School of System Design and Intelligent Manufacturing, Southern University of Science and Technology, Shenzhen, Guangdong, 518055, China

Wenyu Wu

Abteilung für Biomedizintechnik, National University of Singapore, Singapur, 117575, Singapur

Cheng Chen

Southern Marine Science and Engineering Guangdong Laboratory (Guangzhou), Guangzhou, 510000, China

Hongqiang Wang

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DF und HW konzipierten das Konzept und gestalteten die Forschung. DF, Xi Yuan, WW, RZ, Xin Yang, YM und CL führten die Experimente durch. WW und YL haben zur Simulation beigetragen. DF, WW und YL führten eine Datenanalyse durch. DF, Xi Yuan, CC, HW und PQ haben das Manuskript fertiggestellt. HW und PQ überwachten die Studie. Alle Autoren gaben Feedback.

Korrespondenz mit Hongqiang Wang oder Peiwu Qin.

HW meldet ein Patent im Zusammenhang mit der beschriebenen Arbeit an. Die anderen Autoren erklären keine konkurrierenden Interessen.

Nature Communications dankt den anonymen Gutachtern für ihren Beitrag zum Peer-Review dieser Arbeit. Peer-Reviewer-Berichte sind verfügbar.

Anmerkung des Herausgebers Springer Nature bleibt hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten neutral.

Open Access Dieser Artikel ist unter einer Creative Commons Attribution 4.0 International License lizenziert, die die Nutzung, Weitergabe, Anpassung, Verbreitung und Reproduktion in jedem Medium oder Format erlaubt, sofern Sie den/die Originalautor(en) und die Quelle angemessen angeben. Geben Sie einen Link zur Creative Commons-Lizenz an und geben Sie an, ob Änderungen vorgenommen wurden. Die Bilder oder anderes Material Dritter in diesem Artikel sind in der Creative Commons-Lizenz des Artikels enthalten, sofern in der Quellenangabe für das Material nichts anderes angegeben ist. Wenn Material nicht in der Creative-Commons-Lizenz des Artikels enthalten ist und Ihre beabsichtigte Nutzung nicht gesetzlich zulässig ist oder über die zulässige Nutzung hinausgeht, müssen Sie die Genehmigung direkt vom Urheberrechtsinhaber einholen. Um eine Kopie dieser Lizenz anzuzeigen, besuchen Sie http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/.

Nachdrucke und Genehmigungen

Fan, D., Yuan, X., Wu, W. et al. Selbstschrumpfende, weiche Entformung für komplexe Mikrokanäle mit hohem Aspektverhältnis. Nat Commun 13, 5083 (2022). https://doi.org/10.1038/s41467-022-32859-z

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Eingegangen: 04. Oktober 2021

Angenommen: 22. August 2022

Veröffentlicht: 29. August 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41467-022-32859-z

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