Ce travail a été soutenu par le fonds de démarrage de l&#39;École de génie, Université Virginia Commonwealth et certains appareils ont été préparés dans les installations de microfabrication dans le Virginia Wright Microelectronics Center. Nous reconnaissons chercheurs qui ont fait des contributions de l&#39;appareil et les données cliniques (figures 3 et 5 dans le présent document), acquis de l&#39;article publié le 10. W.-HY grâce Yoshiaki Hattori pour le logiciel d&#39;enregistrement de données sur mesure.

Les expériences pour la fabrication de l&#39;appareil, la stratification de la peau, et la caractérisation présentés dans les figures 1, 2, et 4 impliqués deux volontaires, tous effectués dans le laboratoire Bio-Nanoengineering interfacé à Virginia Commonwealth University (VCU), Richmond, Virginie, Etats-Unis. Cette étude a été approuvée par l&#39;Institutional Review Board VCU (numéro de protocole: HM20001454) et a suivi les lignes directrices de recherche de la recherche chez l&#39;humain VCU. Les données de l&#39;appareil et cliniques présentés dans les figures 3 et 5 ont été acquises de l&#39;article publié le 10 où les expériences sur les patients ont été menées dans le cadre du protocole (nombre: STU69718) approuvé par le Conseil institutionnel d&#39;examen, de la Northwestern University, Chicago, IL, Etats-Unis. Fabrication 1. Device REMARQUE: La figure 2 présente des illustrations schématiques pour l&#39;ensemble du processus de fabrication. <ol><li> Préparer un substrat de support<ol><li> Couper un trois en silicium (Si) dans la plaquette à nu la taille souhaitée de l&#39;électronique en utilisant une lame de diamant. REMARQUE: Environ la moitié tranche de silicium donne une taille idéale pour le dispositif de la plaie. </li><li> Dégraisser tranche de silicium avec de l&#39;acétone et l&#39;alcool isopropylique (IPA). Rincer la plaquette avec (DI) de l&#39;eau déminéralisée puis sécher avec de l&#39;azote et de déshydrater sur une plaque chauffante à 110 ° C pendant 3 min. </li><li> Préparation 11 g de mélange de polydiméthylsiloxane (PDMS) avec 10: 1 rapport en volume de base et l&#39;agent de durcissement et dégazer le mélange dans une chambre à vide pendant une heure. REMARQUE: PDMS est utilisée pour la récupération d&#39;un motif sec et l&#39;impression de transfert après la microfabrication, ce qui est préférable à l&#39;approche fondée sur de l&#39;étude précédente 7 chimique humide (acétone). </li><li> Dépôt à la tournette 5 g de PDMS solution mixte sur la tranche à 3000 tpm pendant 1 min et durcir complètement sur une plaque chauffante à 150 ° C pendant 30 min. </li></ol></li><li> Matériaux de dépôt et de l&#39;électronique de motif <ol><li> Traiter le PDMS-coated tranche avec les rayons ultraviolets (UV) / ozone à l&#39;aide d&#39;une lampe UV (8,9 mW / cm2) pendant 3 minutes pour rendre la surface hydrophile. REMARQUE: La surface hydrophile offre revêtement uniforme des couches supplémentaires sur les PDMS. </li><li> Polyimide Spincoat (PI; 2 ml) sur les PDMS revêtues plaquette, par pipetage, à 4000 tours par minute pendant 1 min pour former une couche de 1,2 pm d&#39;épaisseur, pré-cuisson sur une plaque chauffante à 150 ° C pendant 5 min, et post- cuire au four à 250 ° C pendant 2 heures. </li><li> Dépôt de chrome (Cr) pour former une couche 20 nm d&#39;épaisseur, puis déposer le cuivre (Cu) pour former une couche de 3 um d&#39;épaisseur en utilisant un faisceau d&#39;électrons (e-beam) évaporation (pression de base: ~ 1 × 10 -7 Torr , pression de dépôt: ~ 1 x 10 -6 Torr, vitesse de dépôt: 1 - 5 Å / s). Surveiller l&#39;épaisseur du film par l&#39;interface de contrôleur de dépôt intégré dans l&#39;évaporateur. NOTE: L&#39;épaisse couche de Cu fournit suffisamment de niveaux de conductivité électrique sur les résistances à micro de l&#39;appareil et mince couche de Crest utilisé pour favoriser l&#39;adhérence entre PI et Cu. </li><li> Spincoat une résine photosensible (2 ml) avec trois étapes à 900 tours par minute pendant 10 secondes, 1100 tours par minute pendant 60 secondes et 4000 tours par minute pendant 20 s et ensuite durcir sur une plaque chauffante à 75 ° C pendant 30 min. REMARQUE: Les étapes successives décrites ci-dessus ont été utilisés pour déposer un (&gt; 10 um) résine photosensible épaisse. </li><li> Alignez Cu modèles électroniques (capteurs; Fractal Design &#39;Peano »avec 35 um de largeur et interconnexions; conception de maillage serpentine ouvert avec 50 um de largeur) au centre de la tranche de silicium en utilisant un dispositif d&#39;alignement de UV (puissance: 10 mW / sec) avec le temps d&#39;exposition de 25 s. REMARQUE: Les structures fractales sont utilisés pour fournir une extensibilité mécanique supérieure, par rapport aux caractéristiques seulement 14 méandres. </li><li> Développer la résine photosensible dans un révélateur à base diluée (rapport 1: 2 du développeur et de l&#39;eau DI) pendant une minute, rincer à l&#39;eau DI, et sec avec de l&#39;azote. Inspectez les motifs (fractales Cu et interconnexions) en utilisant un microportée pour confirmer la taille de la fonction et de trouver tous les défauts de particules. NOTE: Si il ya des défauts indésirables, puis retirez résine photosensible par rinçage à l&#39;eau de l&#39;acétone / IPA / DI. Après séchage avec de l&#39;azote, répétez les étapes 1.2.4 à 1.2.6. </li><li> Graver la couche de Cu sur la tranche de Si par immersion dans un agent d&#39;attaque chimique par voie humide pendant environ 6 minutes (10 ml; mélange de persulfate d&#39;ammonium et de l&#39;eau dans un rapport de 1: 4; taux d&#39;attaque chimique de 8 nm / sec à 40 ° C), rinçage avec de l&#39;eau DI, et sec avec de l&#39;azote. Inspectez les motifs à l&#39;aide d&#39;un microscope pour tous les modèles sur-gravées. NOTE: Si les motifs sont gravés sur-, il peut causer des arêtes vives indésirables des caractéristiques, ce qui pourrait conduire à la rupture mécanique lors de la manipulation de l&#39;appareil et procédé de lavage. Les résultats d&#39;essais antérieurs ont montré que plus de ~ 20% sur-gravure des motifs originaux causé les questions susmentionnées. </li><li> Graver la couche de Cr avec gravure ionique réactive (RIE; pression: 300 mTorr, puissance: 200 W, CF 4 gaz: 5 sccm, gaz O 2: 10 SCCM) pendant 5 min. Inspectez les motifs. Remarque: Pour la gravure de la couche de Cr, le procédé RIE est préférable de mouiller gravure chimique qui provoque une réaction défavorable avec la couche de Cu. </li><li> Retirer le photorésist est resté sur les couches métalliques par immersion de la plaquette dans de l&#39;acétone (10 ml), de l&#39;IPA (10 ml) et d&#39;eau désionisée (20 ml), respectivement. Ensuite, séchez-le avec de l&#39;azote. </li><li> PI Spincoat (2 ml) sur la plaquette de métal déposé, par pipetage, à 4000 rpm pendant 1 min pour former une couche de 1,2 um d&#39;épaisseur, pré-cuire sur une plaque chauffante à 150 ° C pendant 5 min, et post-cuire au four à 250 ° C pendant 2 heures. </li><li> Spincoat une résine photosensible (2 ml) avec trois étapes à 900 tours par minute pendant 10 secondes, 1100 tours par minute pendant 60 secondes et 4000 tours par minute pendant 20 s et ensuite durcir sur une plaque chauffante à 75 ° C pendant 30 min. </li><li> Alignez les modes de PI pour encapsuler l&#39;électronique Cu (capteurs; Fractal Design &#39;Peano »avec 35 um de largeur et interconnexions; conception de maillage serpentine ouvert avec 250um de largeur) avec les fractales et les interconnexions cuivre pré-définis en utilisant un dispositif d&#39;alignement de UV (puissance: 10 mW / sec) avec le temps d&#39;exposition de 25 sec. </li><li> Développer la résine photosensible avec un révélateur dilué (1: 2 rapport de développeur et de l&#39;eau DI) pendant une minute, rincer à l&#39;eau DI, et sec avec de l&#39;azote. Inspectez les motifs à l&#39;aide d&#39;un microscope pour confirmer la taille de la fonction et de trouver tous les défauts de particules. NOTE: Si il ya des défauts indésirables, puis retirez résine photosensible par rinçage à l&#39;eau de l&#39;acétone / IPA / DI. Après séchage avec de l&#39;azote, répétez les étapes à partir de 1.2.10 à 1.2.13. </li><li> Graver la couche PI avec RIE (pression: 170 mTorr, puissance: 150 W, O 2 gaz: 20 SCCM) pendant 25 min. Inspectez les motifs. </li><li> Retirer le photorésist est resté en immergeant la plaquette dans de l&#39;acétone (10 ml), de l&#39;IPA (10 ml) et d&#39;eau désionisée (20 ml), respectivement. Ensuite, séchez-le avec de l&#39;azote. </li></ol></li><li> Préparer une membrane élastomère <ol><li> Préparer une encapsulation de 10 g de mélange de silicone (1:Une proportion en volume de base et durcisseur) et ajouter une encre noire avec 15 1 à une rapport volumique, qui est de faciliter les mesures de contrôle de variation de température sur la peau à l&#39;aide d&#39;une caméra infrarouge. NOTE: Le silicone utilisé (caoutchouc d&#39;encapsulation clair) offre des caractéristiques uniques de faible viscosité, la clarté optique, et l&#39;isolement électrique / protection à l&#39;appareil 16. </li><li> Spincoat 8 g du mélange dans une boîte de Pétri à 150 tpm pendant 1 min pour former une membrane élastomère d&#39;épaisseur 500 um et durcissement à température ambiante pendant O / N. NOTE: Le matériel doit être placé sur une surface plane pour une épaisseur uniforme. </li><li> Couper la membrane dans la taille souhaitée de 70 mm x 30 mm en utilisant une lame de rasoir et doucement le détacher de la boîte de Pétri. </li></ol></li><li> Récupérer et transférer l&#39;électronique <ol><li> Coupez une bande soluble dans l&#39;eau (25 mm x 80 mm) et laminer doucement sur les modèles électroniques fabriqués et placez-les sur une plaque chauffante à 130 ° Cpendant 3 min. NOTE: L&#39;élévation de température augmente la couche PDMS sur la tranche de Si afin d&#39;aider dissociation des configurations électroniques de la surface. </li><li> Détachez la bande rapidement du PDMS / tranche de silicium pour récupérer les modèles électroniques. </li><li> Déposer une épaisseur de 20 nm de Cr (par adhérence), suivie d&#39;une 50 nm d&#39;épaisseur de dioxyde de silicium (SiO 2) sur la structure récupérés par évaporation par faisceau d&#39;électrons. </li><li> Traiter UV / ozone à l&#39;aide de la lampe UV (365 nm, 8,9 mW / cm 2) sur la membrane de silicone ciblée pendant 2 minutes pour activer la surface. </li><li> Transférer les motifs de la membrane de silicone en plaçant les motifs extraits sur la bande à l&#39;endroit désiré et en ajoutant de façon uniforme la pression de côté supérieur des motifs vers le substrat. Appliquer de l&#39;eau pour dissoudre la bande pendant 5 min. Remarque: Le procédé décrit de transfert de matières est facilitée par liaison covalente (Si-O-Si) entre le dioxyde de silicium déposé et le substrat de silicone activé UV-17 </sjusqu&#39;à&gt;. </li><li> Décollez la bande, rincer à l&#39;eau déminéralisée, et sec sur une plaque chauffante à 90 ° C pendant 1 min. </li></ol></li><li> Encapsuler le dispositif en utilisant une membrane de silicone <ol><li> Préparer un encapsulant 10 g de mélange de silicone (rapport 1: 1 en volume de base et durcisseur). </li><li> Couvrir les plots de contact du câble avec une pièce de PDMS rectangulaire (22 x 6 x 1 mm 3) par liaison van der Waals avec la membrane de silicone en bas, pour éviter silicone revêtant les électrodes. </li><li> Spincoat le mélange de 5 g de silicone à 4000 rpm pendant 1 min pour former une couche épaisse sur les composants électroniques transférés 5 um et ensuite durcissent à température ambiante pendant O / N. </li></ol></li><li> Branchez un câble plat flexible pour l&#39;acquisition de données <ol><li> Appliquer le flux d&#39;acier liquide (0,5 ml), à la pipette, sur les plots de connexion pendant 3 s pour rendre la surface propre. </li><li> Lier un mince câble ruban souple sur les points de contact avec la pression à haute température (&gt; 60 ° C). Un straightene cheveux typiqueR offre une manipulation facile et le collage. REMARQUE: Le câble micro-film est préférable à la soudure dure-fil classique pour éviter toute fracture mécanique des membranes métalliques transférés sur un silicone. </li><li> Vérifiez la connexion électrique à l&#39;aide d&#39;un multimètre numérique. La valeur de résistance est prévu moins de 1 Ohm entre la pastille de capteur à une extrémité et l&#39;autre extrémité du câble de film (distance: ~ 1 cm de distance). </li><li> Lier l&#39;autre extrémité du câble ruban à une carte de circuit imprimé personnalisé avec la même stratégie décrite dans l&#39;étape 1.6.2. </li><li> Vérifiez la connexion électrique à l&#39;aide d&#39;un multimètre numérique. </li><li> Branchez le périphérique avec le matériel d&#39;acquisition de données en soudant des fils classiques sur le PCB. </li></ol></li></ol> 2. Essai clinique <ol><li> Nettoyez l&#39;appareil à l&#39;aide d&#39;une solution désinfectante <ol><li> Préparer 205 g d&#39;une solution de désinfectant dilué (40: 1 de rapport de volume d&#39;eau et de solution). </li><li> Vaporisez lesolution (10 g) sur l&#39;appareil et le faire tremper pendant 10 min. NOTE: Le nettoyant désinfectant dilué peut être conservé à température ambiante. </li><li> Rincer à l&#39;eau trois fois et sécher avec les tissus propres. </li></ol></li><li> Mettre en place une série d&#39;équipements pour les tests de l&#39;appareil <ol><li> Préparer et connecter un amplificateur lock-in avec une source de courant, un multiplexeur, et le logiciel personnalisé installé sur un ordinateur portable pour l&#39;enregistrement de données. </li><li> Placer une caméra infrarouge sur un trépied et se concentrer sur un objet cible pour la thermographie comme une référence. </li><li> Mettre en place des paramètres du système d&#39;un amplificateur lock-in pour mesurer la conductivité thermique (fréquence: 1 &amp; 3 Hz; constante de temps: 3 et 1 sec; sensibilité: 1 mV; Dynamic Reserve: haute réserve) et la température (fréquence: 997 Hz, le temps constante: 300 ms; sensibilité: 2 mV; Dynamic Reserve: faible bruit) avec le courant constant (2 mA appliquée). </li><li> Branchez deux dispositifs bobinés, préparé par l&#39;impression de microfabrication et de transfert et monté sur la plaie etles sites contralatérales, au multiplexeur juste avant l&#39;enregistrement de données d&#39;un patient. </li></ol></li><li> La température de l&#39;enregistrement et la conductivité thermique REMARQUE: Le logiciel d&#39;acquisition de données est faite sur mesure, qui peut contrôler à distance l&#39;amplificateur lock-in pour la surveillance des données en temps réel et l&#39;épargne. Dans la mesure de température, chaque point de données est mesurée toutes les 300 ms pour 20 sec. L&#39;ensemble des données pour les 10 premières secondes et 10 secondes suivantes sont utilisées pour calculer la valeur de la température moyenne et l&#39;écart type, respectivement. Les données enregistrées sont ensuite enregistrés dans un fichier de valeurs séparées par des virgules, qui est utilisé pour tracer un graphique pour la comparaison avec les données de la thermographie infrarouge. Dans la mesure de la conductivité thermique, les signaux de 3Ω sont directement lues à partir de l&#39;écran de matériel (amplificateur), qui est ensuite utilisé pour calculer la conductivité thermique de manière analytique. <ol><li> Frottez doucement les sites d&#39;application de l&#39;appareil sur la peau avec de l&#39;alcool antiseptique lingettes 10. </li><li> 2.3.2) flottant deux périphériques sur les emplacements souhaités pour la peau en appuyant doucement sur le dispositif sur la peau avec les doigts pour faciliter la liaison douce: l&#39;un sur le site de la plaie chirurgicale et l&#39;autre sur l&#39;emplacement controlatéral comme une référence. </li><li> Mesurer la tension électrique (3Ω), liée à la conductivité thermique, du dispositif en démarrant l&#39;acquisition de données. </li><li> Évaluer les données obtenues afin de vérifier le contact conforme du dispositif à la peau; valeur anormale (&lt;0,1 W / mK) montre mauvais contact de l&#39;appareil. </li><li> Mesurer la résistance électrique pour déterminer la distribution de la température et enregistrer des données via le logiciel personnalisé. </li><li> Prenez des images optiques et infrarouges des deux périphériques sur la peau. </li><li> Comparer les valeurs de température à partir des images infrarouges avec les données enregistrées à partir du dispositif de la plaie (2.3.5). Ajouter les deux valeurs pour séparer les colonnes dans un tableur personnalisé. </li></ol></li><li> Analyser les données enregistrées <ol><li> Exporter les données enregistrées aumodèle pour calculer automatiquement la température et la conductivité thermique à partir d&#39;un réseau de capteurs dans le dispositif personnalisé. </li><li> Tracer les données (température et de conductivité thermique selon l&#39;emplacement du capteur sur une échelle de temps différente) pour la comparaison au cours d&#39;un mois (quatre ensembles de données sur les jours 1, 3, 15 et 30). </li><li> Analyser les données en comparant une série de données de température et de conductivité thermique en fonction du temps; Valeurs avec brusque élévation ou la chute dire le changement de phase de cicatrisation et / ou une anomalie inattendue sur les sites de la plaie. </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...

Dans l&#39;étude clinique et la recherche biomédicale, la surveillance de la cicatrisation des plaies a mis l&#39;accent sur ​​une méthode invasive qui est basé sur l&#39;évaluation histologique du tissu changement morphologique dans les plaies 1,2. Récemment, les progrès rapides dans les technologies électroniques permettent le développement de haute précision imagerie et d&#39;analyse des outils qui peuvent inspecter visuellement le processus de cicatrisation via l&#39;imagerie numérique 3,4 ou la microscopie confocale à balayage et la spectroscopie 4,5. Cependant, ces approches d&#39;imagerie nécessitent coût élevé, des outils et des opérations optiques complexes, et plus important encore, les patients doivent être immobilisé pendant le test. Par conséquent, il existe un besoin pour de nouveaux appareils et systèmes qui sont quantitative, non-invasive, facile à utiliser, peu coûteux, et multifonctionnelle pour offrir une gestion plus précise de la plaie. Ici, nous introduisons un système électronique ressemble à une peau qui fournit précis, la cartographie en temps réel de la température et thermiques Conductivité et délivre un niveau précis de chauffage au niveau des sites de plaies conforme par le dispositif de laminage de façon non invasive. Ce dispositif présente une classe de technologie, des systèmes montés peau épidermiques électroniques qui sont conçus pour correspondre aux propriétés mécaniques et matérielles (épaisseur totale, la rigidité en flexion, modules efficaces, et la densité de masse) de l&#39;épiderme 6-9. Le dispositif est conçu dans un, respectueux de la peau, résistant à l&#39;eau biocompatible et forme réutilisable qui peut être lavé et désinfecté pour des applications cliniques sur des patients 10. Le dispositif électronique conforme monté à proximité des tissus de la plaie capte la phase d&#39;inflammation (l&#39;un des processus de cicatrisation des plaies), causé par l&#39;augmentation du flux sanguin et des réactions enzymatiques à la plaie 11,12, grâce à l&#39;enregistrement quantitatif de température 8 et une conductivité thermique 13, en corrélation avec hydratation . Des études expérimentales et informatiques déterminent une conception mécanique optimale à Accommodmangé mouvements naturels et les souches appliquées sans rupture mécanique et capturer les sous-jacents de la physique étirement mécanique de l&#39;électronique de la peau comme celle stratifiés de façon conforme à la surface de la peau, qui propose l&#39;acquisition de signaux haute fidélité. Les protocoles décrits dans cet article présentent les méthodes de microfabrication pour les systèmes électroniques comme une peau, test de préparation y compris le nettoyage de l&#39;appareil, la configuration de l&#39;équipement dans un cadre clinique, et les applications cliniques pour le suivi quantitatif de la température et de la conductivité thermique sur les plaies cutanées.

<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.

La figure 1 présente un aperçu des caractéristiques de la conformation, système électronique ressemble à une peau, conçus pour la gestion quantitative, des plaies cutanées sur les patients. Le dispositif électronique multifonctionnel est constitué de structures fractales microscopique de 3,14 et de serpentine filamentaire retrace 9,17 sur une membrane élastomère mince qui offre une extensibilité mécanique exceptionnelle et cintrabilité. L&#39;appareil compatible qui ...

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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.

Fabrication et caractérisation d&#39;un système électronique conforme de la peau comme pour la gestion quantitative, cutanée plaies

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 vues.  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. 

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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.

Microinjection plaies dosage et<em&gt; In vivo</em&gt; Localisation des épidermique plaies Reporters réponse dans<em&gt; Drosophila</em&gt; Embryons.

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 ...

Recherche

Bio-ingénierie

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.

Fabrication microfluidique de fibres polymères et biohybrides avec une taille et une forme redessinées

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.

Plate-forme microfluidique avec multiplexée Détection électronique pour le suivi spatial des particules

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.

Une méthode de fabrication simple et évolutive pour les dispositifs électroniques organiques sur les textiles

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.

Fabrication et Validation d’un système d’orgue-on-chip avec électrodes intégrées à quantifier directement transendothéliale résistance électrique

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.

Fabrication et caractérisation des échafaudages de fibre Griffithsin modifiés pour la prévention des Infections sexuellement transmissibles

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.

Grande surface balayage sonde nanolithographie facilitée par alignement automatisé et son Application à la Fabrication de substrat pour les études de Culture de cellules

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.

Fabrication et caractérisation des fantômes de tissu optique contenant la Macrostructure

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.

Détection d’endotoxines dans les Nano-formulations utilisant la Limulus Amébocytes Lysate (LAL)

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.

Lithographie focalisée de faisceau d'ion à Etch Nano-architectures dans des microélectrodes

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