Diese Arbeit wurde von der Startup-Finanzierung von der School of Engineering, Virginia Commonwealth University und einige elektronische Geräte wurden in den Mikrofabrikationsanlagen in der Wright Virginia Microelectronics Center vorbereitet unterstützt. Wir erkennen die Forscher, die Beiträge für das Gerät und klinischen Daten (3 und 5 in diesem Papier), aus der veröffentlichten Artikels 10 erworben werden. W.-HY dank Yoshiaki Hattori für die maßgeschneiderte, Daten-Recording-Software.

Die Experimente zur Bauelementherstellung, Haut Laminierung und Charakterisierung in den 1, 2 gezeigt, und 4 beteiligten zwei Freiwillige, alle in der Bio-Schnittstelle Nanoengineering Laboratory an der Virginia Commonwealth University (VCU), Richmond, VA, USA durchgeführt. Diese Studie wurde von der VCU Institutional Review Board genehmigt (Protokollnummer: HM20001454) und folgte den Forschungs Richtlinien der Human Research VCU. (: STU69718 Nummer) vom Institutional Review Board, der Northwestern University, Chicago, IL, USA stimmten die in den 3 und 5 gezeigten Vorrichtung und klinische Daten wurden aus der veröffentlichten Artikel 10, wo die Experimente an Patienten wurden im Rahmen des Protokolls durchgeführt erworben. 1. Herstellung der Vorrichtung HINWEIS: Abbildung 2 zeigt schematische Darstellungen für die gesamte Herstellungsprozess. <ol><li> Bereiten Sie ein Trägersubstrat<ol><li> Geschnitten einem nackten 3 in Silicium (Si) -Wafer in die gewünschte Größe der Elektronik unter Verwendung eines Diamantklinge. HINWEIS: Über die Hälfte Si-Wafer ergibt eine ideale Größe für den Wund Gerät. </li><li> Entfetten Si-Wafer mit Aceton und Isopropylalkohol (IPA). Mit deionisiertem (DI) Wasser spülen den Wafer und dann mit Stickstoff trocken und dehydriert auf einer Heizplatte bei 110 ° C für 3 min. </li><li> Vorbereitung 11 g Polydimethylsiloxan (PDMS) in Mischung mit 10: 1 Volumenverhältnis von Base und Härter und entgast die Mischung in einer Vakuumkammer für eine Stunde. HINWEIS: PDMS ist für einen trockenen Muster Retrieval verwendet und Transferdruck nach der Mikrofabrikation, die besser als die nasschemische (Aceton) -basierten Ansatz aus der früheren Studie 7. </li><li> Schleuderbeschichtungs 5 ​​g Misch PDMS-Lösung auf den Wafer bei 3000 UpM 1 min und komplett auf einer Heizplatte härten bei 150ºC für 30 min. </li></ol></li><li> Kaution Materialien und Muster Elektronik <ol><li> Behandeln Sie die PDMS-coated Wafer mit ultraviolettem (UV) / Ozon unter Verwendung einer UV-Lampe (8,9 mW / cm 2) für 3 Minuten, um die Oberfläche hydrophil zu machen. HINWEIS: Die hydrophile Oberfläche bietet eine gleichmäßige Beschichtung von zusätzlichen Schichten auf den PDMS. </li><li> Schleuderbeschichtung Polyimid (PI; 2 ml) zu den PDMS beschichteten Wafer durch Pipettieren, bei 4000 UpM für 1 Minute, um eine 1,2 um dicke Schicht, Vorbackvorgang auf einer Heizplatte bei 150 ° C für 5 min zu bilden und post- Backen bei 250 ° C für 2 Std. </li><li> Ablagerung Chrom (Cr), um eine 20 nm dicke Schicht zu bilden und abzulagern, dann Kupfer (Cu), um eine 3 um dicke Schicht unter Verwendung Elektronenstrahl (E-Strahl) Verdampfen bilden (Basisdruck: ~ 1 × 10 -7 Torr , Ablagerungsdruck: ~ 1 × 10 -6 Torr Abscheidungsrate: 1 - 5 A / S). Überwachen Sie die Filmdicke durch die Ablagerung Controller-Schnittstelle im Verdampfer eingebettet. HINWEIS: Die dicke Schicht aus Cu liefert genug Niveaus der elektrischen Leitfähigkeit auf der Mikrowiderstände der Vorrichtung und dünnen Cr-Schichtwird verwendet, um die Haftung zwischen PI und Cu zu fördern. </li><li> Schleuderbeschichtung ein Photoresist (2 ml) mit drei Stufen bei 900 rpm für 10 sec, 1.100 rpm für 60 sec, und 4000 rpm für 20 Sekunden und dann heilen auf einer Heizplatte bei 75 ° C für 30 min. HINWEIS: Die vorstehend beschriebenen aufeinanderfolgenden Schritte wurden verwendet, um eine dicke (&gt; 10 um) Photolack abzuscheiden. </li><li> Ausrichten Cu elektronischen Muster (Sensoren; Fraktal &quot;Peano&quot; Entwurf mit 35 &amp; mgr; m in der Breite und Zwischenverbindungen; Serpentinen offenmaschigen Design mit 50 &amp; mgr; m in der Breite) in der Mitte des Si-Wafers unter Verwendung eines UV-Ausrichters (Energie: 10 mW / sec) mit Belichtungszeit 25 s. HINWEIS: Die fraktale Strukturen werden verwendet, um überlegene mechanische Dehnbarkeit bereitzustellen, im Vergleich zu lediglich 14 mäandernden Funktionen. </li><li> Entwickeln des Photolacks in einer verdünnten Basisentwickler (1: 2-Verhältnis von Entwickler und DI-Wasser) für eine Minute, Spülen mit DI-Wasser, und mit Stickstoff trocken. Untersuchen Sie die Muster (Cu Fraktale und Verbindungen) mit Hilfe eines MikroRahmen, um die Funktion Größe zu bestätigen und finden Mängel von Partikeln. HINWEIS: Wenn es irgendwelche unerwünschten Defekten, dann entfernen Photoresist durch Spülen mit Aceton / IPA / DI-Wasser. Nach dem Trocknen mit Stickstoff, wiederholen Sie die Schritte 1.2.4 bis 1.2.6. </li><li> Ätzen der Cu-Schicht auf dem Si-Wafer in einem naßchemischen Ätzmittel für ~ 6 Minuten eingetaucht (10 ml; Gemisch aus Ammoniumpersulfat und Wasser im Verhältnis 1: 4; Ätzrate von 8 nm / s in 40 ° C), Spülen mit DI-Wasser, und mit Stickstoff trocken. Untersuchen Sie die Muster mit Hilfe eines Mikroskops für überätzt Mustern. HINWEIS: Wenn die Muster überätzt, kann es unerwünschte scharfe Kanten der Merkmale, die bei der Gerätebehandlung und Waschprozess in mechanische Bruch führen könnte verursachen. Die Testergebnisse zeigten, dass vor mehr als ~ 20% Überätzung der Originalmuster verursacht die oben genannten Fragen. </li><li> Ätzen der Cr-Schicht mit reaktiven Ionenätzen (RIE; Druck: 300 mTorr, Leistung: 200 W, CF 4 -Gas: 5 sccm, O 2 -Gas 10 sccm) für 5 min. Untersuchen Sie die Muster. HINWEIS: Ätzen der Cr-Schicht ist das RIE-Verfahren vorzuziehen, chemisches Ätzen ungünstige Reaktion mit dem Cu-Schicht bewirkt benetzen. </li><li> Entfernen der Photoresist blieben auf den Metallschichten durch Eintauchen der Wafer in Aceton (10 ml), IPA (10 ml) und DI-Wasser (20 ml) dargestellt. Dann trocknen Sie es mit Stickstoff. </li><li> Schleuderbeschichtung PI (2 ml) auf der Metall abgeschieden Wafer durch Pipettieren, bei 4000 UpM für 1 Minute, um eine 1,2 um dicke Schicht, Vorbackvorgang auf einer Heizplatte bei 150 ° C für 5 min zu bilden und Nachhärten bei 250 ° C für 2 Std. </li><li> Schleuderbeschichtung ein Photoresist (2 ml) mit drei Stufen bei 900 rpm für 10 sec, 1.100 rpm für 60 sec, und 4000 rpm für 20 Sekunden und dann heilen auf einer Heizplatte bei 75 ° C für 30 min. </li><li> Richten PI-Muster, um die Cu-Elektronik verkapseln (Sensoren, fraktale &#39;Peano&#39; Design mit 35 &amp; mgr; m in der Breite und Interconnects, Serpentin offener Mesh-Design mit 250um in der Breite) mit den vordefinierten Cu Fraktale und Leiterbahnen unter Verwendung eines UV-Ausrichters (Energie: 10 mW / sec) mit Belichtungszeit 25 sec. </li><li> Entwickeln des Photolacks mit einer verdünnten Entwickler (1: 2-Verhältnis von Entwickler und DI-Wasser) für eine Minute, Spülen mit DI-Wasser, und mit Stickstoff trocken. Untersuchen Sie die Muster mit Hilfe eines Mikroskops, um die Funktion Größe zu bestätigen und finden Mängel von Partikeln. HINWEIS: Wenn es irgendwelche unerwünschten Defekten, dann entfernen Photoresist durch Spülen mit Aceton / IPA / DI-Wasser. Nach dem Trocknen mit Stickstoff, wiederholen Sie die Schritte vom 1.2.10 bis 1.2.13. </li><li> Ätzen der PI-Schicht mit RIE (Druck: 170 mTorr, Leistung: 150 W, O 2 -Gas 20 sccm) für 25 min. Untersuchen Sie die Muster. </li><li> Entfernen der Photoresist blieb durch Eintauchen der Wafer in Aceton (10 ml), IPA (10 ml) und DI-Wasser (20 ml) dargestellt. Dann trocknen Sie es mit Stickstoff. </li></ol></li><li> Bereiten Sie eine Elastomer-Membran <ol><li> Vorbereitung einer 10 g Einkapseln Silikonmischung (1:1 Volumenverhältnis von Basis und Härter) und fügen Sie eine schwarze Tinte 15 mit 1-1 Volumen-Verhältnis, was zu Kontrollmessungen der Temperaturänderung auf der Haut mit einer Infrarotkamera zu erleichtern. HINWEIS: Das verwendete Silikon (clear einkapselnden Kautschuk) bietet einzigartigen Eigenschaften von niedriger Viskosität, optische Klarheit und eine elektrische Isolierung / Schutz für das Gerät 16. </li><li> Schleuderbeschichtung 8 g der Mischung in einer Petrischale bei 150 UpM für 1 Minute, um eine 500 um dicke Elastomermembran und Heilung bei RT O bilden / N. HINWEIS: Das Material muss auf einer ebenen Fläche für die einheitliche Dicke gebracht werden. </li><li> Schneiden Sie die Membran in die gewünschte Größe von 70 mm x 30 mm unter Verwendung einer scharfen Rasierklinge und vorsichtig nehmen Sie ihn aus der Petrischale. </li></ol></li><li> Abrufen und übertragen Elektronik <ol><li> Schneiden Sie ein wasserlösliches Band (25 mm x 80 mm) und vorsichtig laminieren auf die fabrizierten elektronische Muster und legen Sie sie auf einer Heizplatte bei 130 ° Cfür 3 min. HINWEIS: Temperaturerhöhung expandiert die PDMS-Schicht auf dem Si-Wafer, um die Dissoziation der elektronischen Muster von der Oberfläche zu helfen. </li><li> Nehmen Sie das Band schnell von der PDMS / Si-Wafer, um die elektronischen Muster abzurufen. </li><li> Abscheiden einer 20 nm dicken Cr (Adhäsion), gefolgt von einer 50 nm dicken Siliziumdioxid (SiO 2) auf gefundenen Muster durch Elektronenstrahlverdampfung. </li><li> Behandlung von UV / Ozon unter Verwendung von UV-Lampe (365 nm, 8,9 mW / cm 2) auf dem Zielsilikonmembran für 2 min, um die Oberfläche zu aktivieren. </li><li> Übertragung der Muster, um die Silikonmembran, indem die abgerufenen Muster auf dem Band an den gewünschten Ort und gleichmäßig Zugabe Druck Oberseite der Muster auf das Substrat. Bewerben Wasser, um das Band für 5 Minuten zu lösen. ANMERKUNG: Das beschriebene Verfahren der Materialübertragung durch kovalente Bindung (Si-O-Si) ermöglicht zwischen der abgeschiedenen Siliziumdioxid und UV-aktivierten Silikonsubstrat 17 </sup&gt;. </li><li> Ziehen Sie das Band, Spülen mit DI-Wasser, und trocknen auf einer Heizplatte bei 90 ° C für 1 min. </li></ol></li><li> Kapseln Sie das Gerät unter Verwendung einer Silikonmembran <ol><li> Bereiten Sie eine 10 g Verkapselung Silikon-Gemisch (1: 1 Volumenverhältnis von Basis und Härter). </li><li> Abdeckung der Kabelkontaktfelder mit einem rechteckigen PDMS Stück (22 × 6 × 1 mm 3), die durch van der Waals-Bindung mit dem unteren Silikonmembran, Silikon vermeiden Beschichten der Pads. </li><li> Schleuderbeschichtung der 5 g Silikonmischung bei 4.000 min-1 min, um eine 5 um dicke Schicht auf den übertragenen Elektronik bilden, und dann härten bei Raumtemperatur für O / N. </li></ol></li><li> Schließen Sie eine flexible Flachbandkabel für die Datenerfassung <ol><li> Flüssiges Stahlflusses (0,5 ml) mit einer Pipette auf den Anschlusspads für 3 sec zu reinigende Oberfläche zu machen. </li><li> Verbinden eine dünne, flexible Flachbandkabel an den Kontaktstellen mit Druck bei hoher Temperatur (&gt; 60 ° C). Eine typische Haar straightener bietet einfache Handhabung und Bindung. HINWEIS: Der Mikrofilmkabel ist bevorzugt, die herkömmlichen Hartdrahtlöten jeglicher mechanischer Bruch der transferierten Metallmembranen auf Silikon vermeiden. </li><li> Überprüfen Sie die elektrische Verbindung mit einem Digital-Multimeter. (: ~ 1 cm voneinander entfernt) wird der Widerstandswert zwischen dem Sensorblock mit einem Ende und dem anderen Ende der Filmkabel erwartet weniger als 1 Ohm. </li><li> Verbinden Sie das andere Ende des Flachbandkabels, um eine kundenspezifische Leiterplatte mit in Schritt 1.6.2 beschrieben die gleiche Strategie. </li><li> Überprüfen Sie die elektrische Verbindung mit einem Digital-Multimeter. </li><li> Schließen Sie das Gerät mit der Datenerfassungshardware durch Löten herkömmlichen Leitungen auf der Leiterplatte. </li></ol></li></ol> 2. Klinische Prüfung <ol><li> Reinigen Sie das Gerät mit einer Desinfektionslösung <ol><li> Herzustellen 205 g einer verdünnten Desinfektionslösung (40: 1 Volumenverhältnis von Wasser und Lösung). </li><li> Sprühen Sie dasLösung (10 g) auf dem Gerät und legen Sie ihn für 10 Minuten. HINWEIS: Die verdünnte Desinfektionsreiniger können bei RT gelagert werden. </li><li> Spülen Sie mit Wasser dreimal und trocknen Sie es mit sauberem Gewebe. </li></ol></li><li> Richten Sie eine Reihe von Anlagen für Gerätetests <ol><li> Bereiten Sie und schließen Sie einen Lock-in-Verstärker mit einer Stromquelle, einem Multiplexer und die kundenspezifische Software auf einem Laptop-Computer zur Datenerfassung installiert. </li><li> Platzieren Sie eine Infrarot-Kamera auf einem Stativ und konzentrieren sich auf ein Zielobjekt für die Thermographie als Referenz. </li><li> Richten Sie Systemparameter eines Lock-in-Verstärker, um die Wärmeleitfähigkeit zu messen (Frequenz: 1 und 3 Hz; Zeitkonstante: 3 und 1 sec; Empfindlichkeit: 1 mV; dynamische Reserve: hohe Rücklage) und Temperatur (Frequenz: 997 Hz, die Zeit Konstante: 300 ms; Empfindlichkeit: 2 mV; dynamische Reserve: Low Noise) mit der angelegten Konstantstrom (2 mA). </li><li> Schließen Sie zwei Wickelvorrichtungen, durch Mikro und Transferdruck vorbereitet und auf Wunde angebracht ist undkontralateralen Seiten, zu dem Multiplexer direkt vor der Aufzeichnung von Daten aus einem Patienten. </li></ol></li><li> Rekordtemperatur und Wärmeleitfähigkeit HINWEIS: Die Datenerfassungssoftware ist nach Maß, die den Lock-in-Verstärker für Echtzeit-Datenüberwachung und sparen Fernbedienung kann. Bei der Temperaturmessung, wird jeder Datenpunkt alle 300 ms für 20 sec gemessen. Die Menge der Daten für die ersten 10 Sekunden und nächsten 10 sec verwendet, um die Durchschnittstemperatur und Standardabweichung zu berechnen sind. Die aufgezeichneten Daten werden dann als komma-separierte Datei, die verwendet wird, um eine Grafik für den Vergleich mit Daten aus Infrarot-Thermografie Grundstückes gespeichert. Bei der Messung der Wärmeleitfähigkeit sind die 3Ω Signale direkt von der Hardware-Bildschirm (Verstärker), die dann verwendet werden, um die Wärmeleitfähigkeit analytisch berechnet wird gelesen. <ol><li> Reiben Sie die Geräteanwendung Stellen auf der Haut mit antiseptischer Alkoholtupfer 10. </li><li> 2.3.2) Laminat zwei Geräte an den gewünschten Hautstellen durch leichtes Eindrücken der Vorrichtung auf der Haut mit den Fingern, um das weiche Bindung zu erleichtern: eine auf der chirurgischen Wundstelle und die andere auf der Gegen Lage als Referenz. </li><li> Messen der elektrischen Spannung (3Ω), um die Wärmeleitfähigkeit bezogen, der Vorrichtung durch Beginn der Datenerfassung. </li><li> Auswertung der erhaltenen Daten, die einen konformen Kontakt der Vorrichtung an der Haut zu verifizieren; abnormalen Wert (&lt;0,1 W / mK) zeigt schlechten Kontakt des Gerätes. </li><li> Messen Sie den elektrischen Widerstand, um die Temperaturverteilung und die Aufzeichnungsdaten durch die kundenspezifische Software zu bestimmen. </li><li> Nehmen optischen und IR-Bilder von zwei Vorrichtungen auf der Haut. </li><li> Vergleichen Temperaturwerte von den IR-Bilder mit den von der Wunde Vorrichtung (2.3.5) aufgezeichneten Daten. Fügen Sie beide Werte auf Spalten in einer kundenspezifischen Tabellenkalkulation zu trennen. </li></ol></li><li> Analysieren Sie die aufgezeichneten Daten <ol><li> Exportieren Sie die aufgezeichneten Daten auf derangepasste Vorlage auf die Temperatur und thermische Leitfähigkeit berechnet automatisch von einer Anordnung von Sensoren in der Vorrichtung. </li><li> Zeichnen Sie die Daten (Temperatur und Wärmeleitung nach der Stelle des Sensors auf einer anderen Zeitskala) für den Vergleich im Verlauf von einem Monat (vier Sätze von Daten am Tag 1, 3, 15 und 30). </li><li> Analyse der Daten durch Vergleichen einer Serie von Temperatur und Wärmeleitfähigkeit Daten nach der Zeit; Werte mit plötzlicher Höhen oder Tropfen sagen, der Wechsel der Wundheilungsphase und / oder unerwartete Anomalie auf Wundstellen. </li></ol></li></ol>

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The authors declare that they have no competing financial interests.

This article highlights the methods and protocols to fabricate a conformal, skin-like electronics system that enables conformal lamination near the wound tissues, which offers quantitative measurement of skin temperature and thermal conductivity mapping on the skin. 
The key features include the utilization of novel techniques of materials transfer printing and hard-soft materials integration to design and develop the flexible/stretchable, soft electronic device. The use of biocompatible, elec...

In der klinischen Studie und der biomedizinischen Forschung, hat die Überwachung der Wundheilung auf ein invasives Verfahren, das auf der histologische Auswertung von Gewebe morphologischen Veränderung in Wunden 1,2 basierend fokussiert ist. Kürzlich, schnelle Fortschritte in der elektronischen Technologien ermöglichen die Entwicklung von hochgenauen Abbildung und Analyse-Tools, die eine Sichtprüfung kann die Wundheilung via Digital-Imaging-3,4 oder der konfokalen Scanmikroskopie und Spektroskopie 4,5. Jedoch brauchen Abbildungs ​​Ansätze erfordern hohe Kosten, komplizierte optische Werkzeuge und Operationen und vor allem müssen die Patienten während des Tests immobilisiert werden. Daher besteht ein Bedarf für neue Geräte und Systeme die quantitative, non-invasive, einfach zu bedienende, kostengünstige und multifunktionale genauere Wundversorgung anzubieten. Hier wird eine hautartige elektronisches System, das eine präzise Echtzeitzuordnung von Temperatur und Wärme condu bietet stellen wirctivity und liefert eine genaue Höhe der Heizung an Wundstellen über konforme Laminierung des Geräts nicht-invasiv. Diese Vorrichtung stellt eine Klasse von Technologien, haut montiert epidermalen elektronische Systeme, die ausgelegt sind, um mechanische und den Materialeigenschaften entsprechen (Gesamtdicke, Biegesteifigkeit wirksam Moduli und Massendichte) der Oberhaut 6-9. Das Gerät ist in einem biokompatiblen, hautfreundlichen, wasserdicht gestaltet, und wiederverwendbare Form, gewaschen und für klinische Anwendungen am Patienten 10 desinfiziert werden kann. Die konforme elektronische Gerät in der Nähe der Wundgewebe montiert fängt die Entzündungsphase (einer der Wundheilung), durch erhöhte Durchblutung und enzymatische Reaktionen auf die Wunde 11,12 verursacht, durch die quantitative Erfassung der Temperatur 8 und Wärmeleitfähigkeit 13, um Trink korreliert . Experimentelle und theoretische Studien zu bestimmen, eine optimale Mechanik-Design, um Unterkunftaß natürlichen Bewegungen und angewandte Stämme ohne mechanische Bruch und erfassen die zugrunde liegende Physik der Dehnung Mechanik der hautähnlichen Elektronik, die konform auf der Hautoberfläche, die Übernahme von High-Fidelity-Signale bietet Laminate. Die in diesem Artikel beschriebenen Protokolle stellen die Verfahren der Mikrofabrikation für hautartige elektronische Systeme, Testvorbereitung einschließlich Gerätereinigung Geräteanordnung in einer klinischen Umgebung und klinischen Anwendungen zur quantitativen Überwachung der Temperatur und der thermischen Leitfähigkeit auf Hautwunden.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0">
	<tbody>
		<tr>
			<td>3&#34; Silicon wafer</td>
			<td>University Wafer, USA</td>
			<td>N/A</td>
			<td>Use as carrier to fabricate the device</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Acetone</td>
			<td>Fisher Scientific, USA</td>
			<td>A18-1</td>
			<td>Use to clean a wafer and to remove photoresist</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Isopropanol (IPA)</td>
			<td>Fisher Scientific, USA</td>
			<td>A459-1</td>
			<td>Use to clean a wafer</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>AZ4620 photoresist</td>
			<td>AZ Electrionic Materials, USA</td>
			<td>N/A</td>
			<td>Use to make patterns on metals and polymers</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>AZ400K developer</td>
			<td>AZ Electrionic Materials, USA</td>
			<td>N/A</td>
			<td>Use to develop AZ4620 photoresist</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Chromium etchant</td>
			<td>Transene, USA</td>
			<td>1020AC</td>
			<td>Use to etch Cr layer of device</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Copper etchant</td>
			<td>Transene, USA</td>
			<td>ASP-100</td>
			<td>Use to etch Cu layer of device</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Sylgard 184 Silicone Elastomer Kit (PDMS)</td>
			<td>Dow Corning, USA</td>
			<td>39100000</td>
			<td>Use as a substrate for &#39;dry&#39; retrieval</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>PI2545 polyimide</td>
			<td>HD MicroSystem, USA</td>
			<td>N/A</td>
			<td>Use to encapsulate metal layer</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Solaris</td>
			<td>Smooth-On, USA</td>
			<td>N/A</td>
			<td>Use as substrate and to encapsulate device</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Petridish</td>
			<td>Carolina, USA</td>
			<td>741255</td>
			<td>Use as mold to make substrate</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Water-Soluble Wave Solder Tape 5414</td>
			<td>3M, USA</td>
			<td>AM000000217</td>
			<td>Use to retrive device from PDMS layer</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>High Activity Liquid Stainless Steel Flux</td>
			<td>Worthington, USA</td>
			<td>331929</td>
			<td>Use to remove oxidation layer on Cu</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Flexible, micro-film cable</td>
			<td>Elform, USA</td>
			<td>N/A (customized)</td>
			<td>Use to make the electrical connection between the electronic device and the data acquisition system</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>pH Neutral Cleaner</td>
			<td>Australian Gold, USA</td>
			<td>N/A</td>
			<td>Use as disinfectant solution to clean device in clinical testing</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Solder</td>
			<td>Kester, USA</td>
			<td>24-6337-9703</td>
			<td>Use as material to solder hard wires</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ultraviolet lamp</td>
			<td>Cole-Parmer, USA</td>
			<td>97600-00</td>
			<td>Use to activate PDMS layer as hydrophilic surface</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Multiplexer</td>
			<td>FixYourBoard, USA</td>
			<td>U802</td>
			<td>Use to acquire measurements from six sensing components&#160;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>DC/AC current source</td>
			<td>Keithley, USA</td>
			<td>6221</td>
			<td>Use to supply current</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>SMD Digital Hot Air Rework Station</td>
			<td>Aoyue, China</td>
			<td>968A+</td>
			<td>Use to solder hard wires, to electrically connect between the device and external instruments</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Infrared camera</td>
			<td>FLIR, USA</td>
			<td>435-0001-01-00</td>
			<td>Use to take infrared images in experiment</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Digital multimeter</td>
			<td>Fluke, USA</td>
			<td>117</td>
			<td>Use to check electrical connection</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Lock-in amplifier</td>
			<td>Stanford Research System, USA</td>
			<td>SR830</td>
			<td>Use to perform four-point-probe-measurement</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Electron beam evaporator</td>
			<td>9 scale Vacuum Products, USA</td>
			<td>N/A (customized)</td>
			<td>Use to deposit thin films (Cu and SiO2)</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

fabrication and characterization of a conformal skin-like electronic system for quantitative, cutaneous wound management

Recent advances in the development of electronic technologies and biomedical devices offer opportunities for non-invasive, quantitative assessment of cutaneous wound healing on the skin. Existing methods, however, still rely on visual inspections through various microscopic tools and devices that normally include high-cost, sophisticated systems and require well trained personnel for operation and data analysis. Here, we describe methods and protocols to fabricate a conformal, skin-like electronics system that enables conformal lamination to the skin surface near the wound tissues, which provides recording of high fidelity electrical signals such as skin temperature and thermal conductivity. The methods of device fabrication provide details of step-by-step preparation of the microelectronic system that is completely enclosed with elastomeric silicone materials to offer electrical isolation. The experimental study presents multifunctional, biocompatible, waterproof, reusable, and flexible/stretchable characteristics of the device for clinical applications. Protocols of clinical testing provide an overview and sequential process of cleaning, testing setup, system operation, and data acquisition with the skin-like electronics, gently mounted on hypersensitive, cutaneous wound and contralateral tissues on patients.

Abbildung 1 gibt einen Überblick über die Eigenschaften der konformen, hautartigen elektronischen Systems für die quantitative, kutaner Wundbehandlung an Patienten ausgelegt. Das multifunktionale elektronische Gerät besteht aus Mikro fraktale Strukturen 3,14 und fadenförmigen Serpentinenspuren 9,17 auf einer dünnen Elastomermembran, die außergewöhnliche mechanische Dehnbarkeit und Biegefähigkeit bietet. Die kompatiblen Gerät, das vollständig von Silikonschichten eingesch...

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Fabrication and Characterization of a Conformal Skin-like Electronic System for Quantitative, Cutaneous Wound Management

This article presents methods to fabricate and characterize a conformal, skin-like electronic system and protocols for the use in clinical applications, particularly on cutaneous wound management.

Herstellung und Charakterisierung eines Conformal-Haut-like Electronic System for Quantitative, kutane Wundmanagement

Recent advances in the development of electronic technologies and biomedical devices offer opportunities for non-invasive, quantitative assessment of ...

fabrication-characterization-conformal-skin-like-electronic-system

Research

JoVE Journal

Bioengineering

8.8K Aufrufe.  Virginia Commonwealth University. This article presents methods to fabricate and characterize a conformal, skin-like electronic system and protocols for the use in clinical applications, particularly on cutaneous wound management. 

Serie: Fabrication and Characterization of a Conformal Skin-like Electronic System for Quantitative, Cutaneous Wound Management

Microinjection Wound Assay and In vivo Localization of Epidermal Wound Response Reporters in Drosophila Embryos.

The Drosophila embryo develops a robust epidermal layer that serves both to protect the internal cells from a harsh external environment as well as to maintain cellular homeostasis. Puncture injury with glass needles provides a direct method to trigger a rapid epidermal wound response that activates wound transcriptional reporters, which can be visualized by a localized reporter signal in living embryos or larvae. Puncture or laser injury also provides signals that promote the recruitment of hemocytes to the wound site. Surprisingly, severe (through and through) puncture injury in late stage embryos only rarely disrupts normal embryonic development, as greater than 90% of such wounded embryos survive to adulthood when embryos are injected in an oil medium that minimizes immediate leakage of hemolymph from puncture sites. The wound procedure does require micromanipulation of the Drosophila embryos, including manual alignment of the embryos on agar plates and transfer of the aligned embryos to microscope slides. The Drosophila epidermal wound response assay provides a quick system to test the genetic requirements of a variety of biological functions that promote wound healing, as well as a way to screen for potential chemical compounds that promote wound healing. The short life cycle and easy culturing routine make Drosophila a powerful model organism. Drosophila clean wound healing appears to coordinate the epidermal regenerative response, with the innate immune response, in ways that are still under investigation, which provides an excellent system to find conserved regulatory mechanisms common to Drosophila and mammalian epidermal wounding.

Microinjection Wound Assay and In vivo Localization of Epidermal Wound Response Reporters in Drosophila Embryos.

The embryonic epidermis of very late stage Drosophila embryos provides an in vivo system for rapid puncture wound response analysis and can be combined with genetic manipulations or chemical microinjection treatments to advance studies in wound healing for translation into mammalian models.

Mikroinjektion Wound Assay und<em&gt; In-vivo-</em&gt; Lokalisierung von Epidermal Wundreaktion Reporter in<em&gt; Drosophila</em&gt; Embryos.

The Drosophila embryo develops a robust epidermal layer that serves both to protect the internal cells from a harsh external environment as well as to ...

Forschung

Biotechnik

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

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

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

Mikrofluidische Herstellung von Polymer- und Biohybridfasern mit vorgefertigter Größe und Form

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

Microfluidic Platform with Multiplexed Electronic Detection for Spatial Tracking of Particles

Microfluidic processing of biological samples typically involves differential manipulations of suspended particles under various force fields in order to spatially fractionate the sample based on a biological property of interest. For the resultant spatial distribution to be used as the assay readout, microfluidic devices are often subjected to microscopic analysis requiring complex instrumentation with higher cost and reduced portability. To address this limitation, we have developed an integrated electronic sensing technology for multiplexed detection of particles at different locations on a microfluidic chip. Our technology, called Microfluidic CODES, combines Resistive Pulse Sensing with Code Division Multiple Access to compress 2D spatial information into a 1D electrical signal. In this paper, we present a practical demonstration of the Microfluidic CODES technology to detect and size cultured cancer cells distributed over multiple microfluidic channels. As validated by the high-speed microscopy, our technology can accurately analyze dense cell populations all electronically without the need for an external instrument. As such, the Microfluidic CODES can potentially enable low-cost integrated lab-on-a-chip devices that are well suited for the point-of-care testing of biological samples.

We demonstrate a microfluidic platform with an integrated surface electrode network that combines resistive pulse sensing (RPS) with code division multiple access (CDMA), to multiplex detection and sizing of particles in multiple microfluidic channels.

Mikrofluidik-Plattform mit Multiplexed elektronische Sensoren für Raumverfolgung von Partikeln

Microfluidic processing of biological samples typically involves differential manipulations of suspended particles under various force fields in order to ...

A Simple and Scalable Fabrication Method for Organic Electronic Devices on Textiles

Today, wearable electronics devices combine a large variety of functional, stretchable, and flexible technologies. However, in many cases, these devices cannot be worn under everyday conditions. Therefore, textiles are commonly considered the best substrate to accommodate electronic devices in wearable use. In this paper, we describe how to selectively pattern organic electroactive materials on textiles from a solution in an easy and scalable manner. This versatile deposition technique enables the fabrication of wearable organic electronic devices on clothes.

In this paper, we present a protocol to selectively deposit organic materials on textiles, which allows for the direct integration of organic electronic devices with wearables. The fabricated devices can be fully integrated in textiles, respecting their mechanical appearance and enabling sensing capabilities.

Eine einfache und skalierbare Herstellungsverfahren für organische elektronische Vorrichtungen auf Textilien

Today, wearable electronics devices combine a large variety of functional, stretchable, and flexible technologies. However, in many cases, these devices ...

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

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

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

Herstellung und Validierung von einer Orgel-on-Chip-System mit integrierten Elektroden, direkt Transendothelial elektrischen Widerstand zu quantifizieren

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

Fabrication and Characterization of Griffithsin-modified Fiber Scaffolds for Prevention of Sexually Transmitted Infections

Electrospun fibers (EFs) have been widely used in a variety of therapeutic applications; however, they have only recently been applied as a technology to prevent and treat sexually transmitted infections (STIs). Moreover, many EF technologies focus on encapsulating the active agent, relative to utilizing the surface to impart biofunctionality. Here we describe a method to fabricate and surface-modify poly(lactic-co-glycolic) acid (PLGA) electrospun fibers, with the potent antiviral lectin Griffithsin (GRFT). PLGA is an FDA-approved polymer that has been widely used in drug delivery due to its outstanding chemical and biocompatible properties. GRFT is a natural, potent, and safe lectin that possesses broad activity against numerous viruses including human immunodeficiency virus type 1 (HIV-1). When combined, GRFT-modified fibers have demonstrated potent inactivation of HIV-1 in vitro. This manuscript describes the methods to fabricate and characterize GRFT-modified EFs. First, PLGA is electrospun to create a fiber scaffold. Fibers are subsequently surface-modified with GRFT using 1-Ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)carbodiimide (EDC) and N-hydroxysuccinimide (NHS)chemistry. Scanning electron microscopy (SEM) was used to assess the size and morphology of surface-modified formulations. Additionally, a gp120 or hemagglutinin (HA)-based ELISA may be used to quantify the amount of GRFT conjugated to, as well as GRFT desorption from the fiber surface. This protocol can be more widely applied to fabricate fibers that are surface-modified with a variety of different proteins.

This manuscript describes the procedure to fabricate and characterize Griffithsin-modified poly(lactic-co-glycolic acid) electrospun fibers that demonstrate potent adhesive and antiviral activity against human immunodeficiency virus type 1 infection in vitro. Methods used to synthesize, surface-modify, and characterize the resulting morphology, conjugation, and desorption of Griffithsin from surface-modified fibers are described.

Herstellung und Charakterisierung von Griffithsin-modifizierte Faser Gerüste für die Prävention von sexuell übertragbare Infektionen

Electrospun fibers (EFs) have been widely used in a variety of therapeutic applications; however, they have only recently been applied as a technology to ...

Large-area Scanning Probe Nanolithography Facilitated by Automated Alignment and Its Application to Substrate Fabrication for Cell Culture Studies

Scanning probe microscopy has enabled the creation of a variety of methods for the constructive (&#39;additive&#39;) top-down fabrication of nanometer-scale features. Historically, a major drawback of scanning probe lithography has been the intrinsically low throughput of single probe systems. This has been tackled by the use of arrays of multiple probes to enable increased nanolithography throughput. In order to implement such parallelized nanolithography, the accurate alignment of probe arrays with the substrate surface is vital, so that all probes make contact with the surface simultaneously when lithographic patterning begins. This protocol describes the utilization of polymer pen lithography to produce nanometer-scale features over centimeter-sized areas, facilitated by the use of an algorithm for the rapid, accurate, and automated alignment of probe arrays. Here, nanolithography of thiols on gold substrates demonstrates the generation of features with high uniformity. These patterns are then functionalized with fibronectin for use in the context of surface-directed cell morphology studies.

Here we present a protocol for wide-area scanning probe nanolithography enabled by the iterative alignment of probe arrays, as well as the utilization of lithographic patterns for cell-surface interaction studies.

Großflächige Scan Sonde Nanolithografie erleichtert durch automatische Ausrichtung und seine Anwendung auf Substrat Herstellung für Zell-Kultur-Studien

Scanning probe microscopy has enabled the creation of a variety of methods for the constructive (&#39;additive&#39;) top-down fabrication of ...

Fabrication and Characterization of Optical Tissue Phantoms Containing Macrostructure

The rapid development of new optical imaging techniques is dependent on the availability of low-cost, customizable, and easily reproducible standards. By replicating the imaging environment, costly animal experiments to validate a technique may be circumvented. Predicting and optimizing the performance of in vivo and ex vivo imaging techniques requires testing on samples that are optically similar to tissues of interest. Tissue-mimicking optical phantoms provide a standard for evaluation, characterization, or calibration of an optical system. Homogenous polymer optical tissue phantoms are widely used to mimic the optical properties of a specific tissue type within a narrow spectral range. Layered tissues, such as the epidermis and dermis, can be mimicked by simply stacking these homogenous slab phantoms. However, many in vivo imaging techniques are applied to more spatially complex tissue where three dimensional structures, such as blood vessels, airways, or tissue defects, can affect the performance of the imaging system. 
This protocol describes the fabrication of a tissue-mimicking phantom that incorporates three-dimensional structural complexity using material with optical properties of tissue. Look-up tables provide India ink and titanium dioxide recipes for optical absorption and scattering targets. Methods to characterize and tune the material optical properties are described. The phantom fabrication detailed in this article has an internal branching mock airway void; however, the technique can be broadly applied to other tissue or organ structures.

Optical tissue phantoms are essential tools for calibration and characterization of optical imaging systems and validation of theoretical models. This article details a method for phantom fabrication that includes replication of tissue optical properties and three-dimensional tissue structure.

Herstellung und Charakterisierung von optischen Gewebe Phantome, die Makrostruktur enthalten

The rapid development of new optical imaging techniques is dependent on the availability of low-cost, customizable, and easily reproducible standards. By ...

Detection of Endotoxin in Nano-formulations Using Limulus Amoebocyte Lysate (LAL) Assays

When present in pharmaceutical products, a Gram-negative bacterial cell wall component endotoxin (often also called lipopolysaccharide) can cause inflammation, fever, hypo- or hypertension, and, in extreme cases, can lead to tissue and organ damage that may become fatal. The amounts of endotoxin in pharmaceutical products, therefore, are strictly regulated. Among the methods available for endotoxin detection and quantification, the Limulus Amoebocyte Lysate (LAL) assay is commonly used worldwide. While any pharmaceutical product can interfere with the LAL assay, nano-formulations represent a particular challenge due to their complexity. The purpose of this paper is to provide a practical guide to researchers inexperienced in estimating endotoxins in engineered nanomaterials and nanoparticle-formulated drugs. Herein, practical recommendations for performing three LAL formats including turbidity, chromogenic and gel-clot assays are discussed. These assays can be used to determine endotoxin contamination in nanotechnology-based drug products, vaccines, and adjuvants.

Detection of Endotoxin in Nano-formulations Using Limulus Amoebocyte Lysate LAL Assays

Detection of endotoxins in engineered nanomaterials represents one of the grand challenges in the field of nanomedicine. Here, we present a case study that describes the framework composed of three different LAL formats to estimate potential endotoxin contamination in nanoparticles.

Nachweis von Endotoxin im Nano-Rezepturen mit Limulus Amoebocyte Lysate (LAL) Assays

When present in pharmaceutical products, a Gram-negative bacterial cell wall component endotoxin (often also called lipopolysaccharide) can cause ...

Focused Ion Beam Lithography to Etch Nano-architectures into Microelectrodes

With advances in electronics and fabrication technology, intracortical microelectrodes have undergone substantial improvements enabling the production of sophisticated microelectrodes with greater resolution and expanded capabilities. The progress in fabrication technology has supported the development of biomimetic electrodes, which aim to seamlessly integrate into the brain parenchyma, reduce the neuroinflammatory response observed after electrode insertion and improve the quality and longevity of electrophysiological recordings. Here we describe a protocol to employ a biomimetic approach recently classified as nano-architecture. The use of focused ion beam lithography (FIB) was utilized in this protocol to etch specific nano-architecture features into the surface of non-functional and functional single shank intracortical microelectrodes. Etching nano-architectures into the electrode surface indicated possible improvements of biocompatibility and functionality of the implanted device. One of the benefits of using FIB is the ability to etch on manufactured devices, as opposed to during the fabrication of the device, facilitating boundless possibilities to modify numerous medical devices post-manufacturing. The protocol presented herein can be optimized for various material types, nano-architecture features, and types of devices. Augmenting the surface of implanted medical devices can improve the device performance and integration into the tissue.

We have shown that the etching of nano-architecture into intracortical microelectrode devices may reduce the inflammatory response and has the potential to improve electrophysiological recordings. The methods described herein outline an approach to etch nano-architectures into the surface of non-functional and functional single shank silicon intracortical microelectrodes.

Fokussierte Ionenstrahl-Lithographie zu Etch-Nano-Architekturen in Mikroelektroden

With advances in electronics and fabrication technology, intracortical microelectrodes have undergone substantial improvements enabling the production of ...