ダリル・A・ボイドとマイケル・A・ダニエレは国家研究評議会の博士研究員です。この作業は、ONR/NRL作業ユニット4286と9899によってサポートされました。見解は著者のものであり、米海軍や国防総省の意見や政策を表すものではありません。

このプロトコルは、光開始チオール-yneクリックケミストリーを用いた中空繊維の製造について説明する。マイクロチャネルには、チャネルの下部と上部にシェーピング機能としてシェブロン溝または「ストライプ」があります(図1)。3つの流体が導入され、同心円流で向けられる。内側から外側の流体ストリームまで、これらはコア、クラッディング、およびシース流体と呼ばれます。クラッディング流れのみが重合され、中空繊維を形成する。選択される材料は次のとおりです。
<ol type="a"><li>コア流体: PEG (M.W. = 400), 〜100mPa.秒 (20 ºC)</li>
	<li>クラッディング液:チオールインポリマー(PETMP +ODY)、イニシエータ(DMPA)</li>
	<li>シース流体:PEG(M.W.= 400)、〜100mPa.秒 (20 ºC)</li>
</ol>マイクロチャネル装置は、CNCフライス加工とPDMS鋳造で製造されたアルミニウムおよびプラスチック部品から組み立てられた。マイクロチャネルを通る流れは、3つのシリンジポンプによって制御された。
1. マイクロチャネルの設計とシミュレーション
マイクロ流路内の流体速度と対流/拡散の両方を計算する場合、各流入流体に適切な粘度を割り当てることが重要です。
<ol><li>計算流体力学ソフトウェア(COMSOL)にインポートする目的のマイクロチャネルのコンピュータモデルを作成します。 図 1 の例は、Autodesk Inventor CAD ソフトウェアで生成されています。以下のステップは、マイクロチャネル内の流体流れの計算に COMSOL マルチフィジックスを使用する方法を示しています。</li>
	<li>設計されたマイクロチャネルをCOMSOLにインポートした後、反復流体流量をNavier-Stokesソルバーに導入することができます。<ol>
<li>プログラム設定を初期化し、3D層流れ+対流/拡散方程式を選択します。マイクロチャネルで生成される低レイノルズ数は、デバイス内の完全な層流を可能にします。</li>
		<li>数値計算を行う有限要素メッシュを設計します。プロパティが急速に変化する領域では、メッシュをより細かく(小さな分割を持つ)必要があります。シェーピングフィーチャーでメッシュをリファインし、サイド長<1 μmに終了することをお勧めします。これは、コアシース流体インターフェースの「鮮明な」視覚化を提供します。</li>
		<li>流体流量の入力材料特性、 すなわち 粘度、拡散定数、および濃度。このとき、出口フローの境界条件も設定します。オープンな流出口をシミュレートするために、粘性応力ゼロを提案します。</li>
		<li>一連の入力流量を反復的に循環させることにより流体流速スタディを計算します。例えば、コア液=7.5μl/分、シース液=30μl/分。</li>
		<li>マイクロチャネルフローの対流/拡散特性を解析するために、初期値として速度フィールド解析をインポートします。対流/拡散問題の解決策は、コアシース流体界面を示し、最終的な流体流れと繊維の形状を予測するのに役立ちます。</li>
	</ol>
</li>
</ol>計算結果から、必要な数とタイプのシェーピングフィーチャーが、望ましいファイバー形状を達成すると予測できます。流体流量入力は、ファイバを生成するために必要な流量にも相関します。これらの予測により、マイクロチャネル装置はポリマー繊維の押出に用いて製造することができる。
2. シースフロー装置部品の製造
直接マイクロミリング、ホットエンボス加工、および/またはポリマー鋳造の組み合わせは、シースフローデバイスのコンポーネントを作成するために使用することができます。リソースに応じて、それに応じて戦略を選択します。例は、コンピュータ数値コード(CNC)を使用する直接加工プロセスです。 図 2: 1 に示す 5 つの層 (上から下) があります。インレットチャック(アルミニウム)、2.留め金板(アルミニウム)、3.マイクロチャネル上層(環状オレフィン共重合体、COCまたはPDMS)、4.マイクロチャネル底層(COCまたはポリエーテルエーテルケトン、PEEK)、5.留め具(アルミニウム)。(直接ミリングのサンプルファイルは、サポート情報の *.stl 形式で入手できます)
<ol><li>COMSOLシミュレーションと互換性のある設計を使用して、コンピュータ支援製図(CAD)を介してシステムの3Dモデルを開発します。デバイスの各レイヤーに対して別の CAD ファイルを作成します。</li>
	<li>直接マイクロミリングを介してレイヤーを製造する場合は、CADモデルをコンピュータ支援加工アプリケーションにインポートして数値コード(NC)を生成し、数値制御(CNC)ミルで解釈してデバイスを生成します。</li>
	<li>30.5 cm × 30.5 cm の厚さ以上の 30.5 cm の犠牲層材料の 5 枚を取得します。</li>
	<li>30.5cm、厚さ30.5cm、厚さ3.2mm ×のCOC、PEEK、アルミニウム、ポリ(メチルメタクリレート)をそれぞれ1枚ずつ手に入れます。</li>
	<li>30.5cm×30.5cm、厚さ9.5mmのアルミニウム1枚を手に入れます。</li>
	<li>ステップ2.4-2.5の各シートを、両面接着剤でステップ2.3の犠牲ストックのシートに貼り付ける。最大で 2.5 cm の外側の非テーピング境界が存在することを確認します。テープは、ミル加工中に作業材料を所定の位置に保持し、ミルサイクルの終わりに切り取られた部品がストック材料から切り離されたらそれを保護するのに役立ちます。</li>
	<li>COC + 犠牲在庫を CNC ミルのテーブルに留め、数値コード (NC) で引用されたツールをロードし、工具とストック (作業) 材料を x、y、z で調整します。</li>
	<li>NC コードをロードし、COC レイヤをミルします。</li>
	<li>材料のシートをミルから取り出し、加工部品を基板から慎重に取り外します。このプロセスの間、ミルクーラントは部品と在庫を飽和させます。パーツを静かに取り外す前に十分に洗い上げます。中性洗剤で洗い、続いて70%イソプロピルアルコールで洗います。中性洗剤は油性残渣を除去し、アルコールは残留接着剤を除去します。バリがマイクロアーキテクチャに閉じ込められている場合、超音波処理はそれらを取り除くために必要な場合があります。</li>
	<li>シース フロー デバイスの作成に使用する他の各レイヤーについて、手順 2.7 と 2.9 を繰り返します。</li>
	<li>PMMA 層を除き、この時点まで準備された各層がデバイスで直接使用されます。PMMAは10部シルガード184ベースを1部硬化剤と組み合わせ、攪拌して十分に混合することによりPDMS層を調製するために使用されます。この情報は、COC層の1つをガスケット状のPDMS材料に置き換えたい場合に提供されます。</li>
	<li>先に準備したPMMAモールドキャビティにシルガード184を注ぎ込み、気泡が除去されるようにします。必要に応じて、気泡を真空中で除去することができます。PDMSは室温で48時間、100°Cで45分、125°Cで20分、150°Cで10分で硬化することができる。</li>
</ol>3. シースフロー装置アセンブリ
<ol><li>一方の締め金板を底に配置してシースフロー装置を底面から上に組み立て、次にCOC層に続いて他のCOC層を、残りの留め板(図2)に配置する。シェーピング溝がチャネルのエッジに沿って互いに整列していること、および COC レイヤー内の流体シェーピング ジオメトリが完全に重なっていることを確認します。解剖顕微鏡は、アライメントを支援するために使用することができます。</li>
	<li>デバイスの中央にボルトを挿入し、ナットとボルトを手で締めてデバイスを締め付けます。</li>
	<li>中央の左から右に交互に、位置合わせにロックし、漏れを防ぐために、中央からステップ3.2を繰り返します。取り付け穴に達したら入口チャックに加え、交互にネジを取り付け続けます。</li>
	<li>標準的なHPLC継手を使用して、シース流体およびプレポリマー溶液を含むチューブおよびシリンジにシースフローデバイスをインターフェースします。手締めはすべての接続に十分です。</li>
	<li>リングスタンドとクランプを使用して、デバイスを垂直に取り付けます。デバイスが最上位の部分のレベルを使用して垂直であることを確認します。シースフロー装置が垂直でない場合、繊維がマイクロチャネル壁に触れ、詰まりを引き起こす可能性があります。</li>
	<li>マイクロ流路の最後の3〜5cmが照射されるようなシースフロー装置のCOC面からUV源を垂直に〜1cm位置する。UV ソースは、約 200 mW/cm2を提供するように較正する必要があります。</li>
</ol>4. ソリューションの準備
先に示したように、多くの材料は、類似のプロトコルとシースフローシステムを使用してマイクロファイバーを作成するために使用することができますが、ティオール・イン化学はここで使用されています。繊維押出プロセスを開始する直前にプレポリマー溶液を調製し、貯蔵中に経時に生じる可能性のある粘度の増加を避けてください。
<ol><li>シース流体として機能するポリエチレングリコール400(PEG400)のアリコートを調製する。</li>
	<li>1 ml のルアーチップシリンジに PEG 400 を充填して非重合性コア液として使用し、30 ml のルアーチップシリンジを PEG 400 で充填してシース液として使用します。</li>
	<li>0.01モルペンタエリスリトールテトラキス3-メルカプトプロピオン酸(PETMP)および0.01モル1,7-オクタディジン(ODY)を含むプレポリマー溶液を調製します。2つの成分が実験全体を通して十分に混合されていることを確認し、周囲光(例えば ホイルでシリンジをラップする)を含むUV光の源に対するすべてのプレポリマー試薬の暴露を最小限に抑えます。</li>
	<li>PETMP/ODY溶液を4 x 10-4 モル2,2-ジフェトキシ-2-フェニルアセトフェノン(DMPA)光刺激体で補います。溶液が十分に混合され、容器をアルミニウムホイルで覆うことによってUV光にさらされないようにし続けます。</li>
	<li>5mlのアルミホイル包装、ルアーチップシリンジをプレポリマー溶液でロードします。</li>
</ol>5. マイクロファイバーの生産(ビデオの焦点)
<ol><li>マイクロ流体チャネルの出口が回収槽内の溶液に接触していることを確認する(図3)。複雑な構造の場合、回収浴内の溶液は、コアおよびシース流体に粘性に一致する必要がありますが、単純な中空繊維の場合は、水で十分です。</li>
	<li>コア、クラッディング、シース流体シリンジポンプを1、30、120 μl/minに注入します。それぞれのシリンジ径がシリンジポンプに正しく入っていることを確認します。</li>
	<li>シリンジを対応するシリンジポンプに取り付け、UV保護タイゴンチューブを備えたシースフローデバイスに接続します。</li>
	<li>シース流体を起動してシースフローデバイスをプライミングし、システムから空気を除去します。マイクロチャネルを視覚的に検査し、次のステップに進む前にマイクロチャネルに気泡が残らないようにします。ストライプに特に注意を払ってください。解剖顕微鏡はマイクロチャネル検査の助けに使用されるかもしれない。気泡が存在する場合は、デバイスから気泡をフラッシュするために流れながら、回転またはタップしてデバイスを攪拌します。</li>
	<li>クラッディング液を開始し、流れを安定させます。次のステップに進む前に、マイクロチャネルに気泡が残らないようにしてください。シェーピング溝に特に注意を払ってください。気泡が存在する場合は、デバイスから気泡をフラッシュするために、流れの下でデバイスを攪拌します。</li>
	<li>最後に、コア流体を開始します。再度、システムに気泡が存在していないことを確認します。</li>
	<li>紫外線源をオンにし、シース液で排出される中空マイクロファイバー(図4A)の連続生産のために回収浴を観察します。変更されたへらまたは接種ループを使用して回収浴からファイバーを取り出し、連続繊維を電動スプール上で収集できるようにします(図3)。</li>
</ol>

<ol>
	<li>Khademhosseini, A., Langer, R., Borenstein, J., Vacanti, J. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Microscale+technologies+for+tissue+engineering+and+biology.">Microscale technologies for tissue engineering and biology.</a> Proc. Natl. Acad. Sci. U.S.A. 103, 2480-2487 (2006).</li><li>Blond, D., McCarthy, D. N., Blau, W. J., Coleman, J. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Toughening+of+artificial+silk+by+incorporation+of+carbon+nanotubes.">Toughening of artificial silk by incorporation of carbon nanotubes.</a> Biomacromolecules. 8, 3973-3976 (2007).</li><li>Aykut, Y., Saquing, C. D., Pourdeyhimi, B., Parsons, G. N., Khan, S. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Templating+quantum+dot+to+phase-transformed+electrospun+TiO(2)+nanofibers+for+enhanced+photo-excited+electron+injection.">Templating quantum dot to phase-transformed electrospun TiO(2) nanofibers for enhanced photo-excited electron injection.</a> ACS Appl. Mater. Interfaces. 4 (2), 3837-3845 (2012).</li><li>Puigmarti-Luis, J., Schaffhauser, D., Burg, B. R., Dittrich, P. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+Microfluidic+Approach+for+the+Formation+of+Conductive+Nanowires+and+Hollow+Hybrid+Structures.">A Microfluidic Approach for the Formation of Conductive Nanowires and Hollow Hybrid Structures.</a> Adv. Mater. 22, 2255-22 (2010).</li><li>Edie, D. D., Fox, N. K., Barnett, B. C., Fain, C. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Melt-spun+noncircular+carbon-fibers.">Melt-spun noncircular carbon-fibers.</a> Carbon. 24, 477-482 (1986).</li><li>Park, S. J., Seo, M. K., Shim, H. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Effect+of+fiber+shapes+on+physical+characteristics+of+non-circular+carbon+fibers-reinforced+composites.">Effect of fiber shapes on physical characteristics of non-circular carbon fibers-reinforced composites.</a> Mater. Sci. Eng. A Struct. 352, 34-39 (2003).</li><li>Haile, W. A., Phillips, B. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Deep+grooved+polyester+fiber+for+wet+lay+applications.">Deep grooved polyester fiber for wet lay applications.</a> Tappi. 78, 139-142 (1995).</li><li>Yamada, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Radiative+properties+of+fibers+with+non-circular+cross+sectional+shapes.">Radiative properties of fibers with non-circular cross sectional shapes.</a> J. Quant. Spectrosc. Ra. 73, 261-272 (2002).</li><li>Kopp, V. I., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Chiral+fiber+gratings.">Chiral fiber gratings.</a> Science. 305, 74-75 (2004).</li><li>Thangawng, A. L., Howell, P. B., Richards, J. J., Erickson, J. S., Ligler, F. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+simple+sheath-flow+microfluidic+device+for+micro/nanomanufacturing:+fabrication+of+hydrodynamically+shaped+polymer+fibers.">A simple sheath-flow microfluidic device for micro/nanomanufacturing: fabrication of hydrodynamically shaped polymer fibers.</a> Lab Chip. 9, 3126-3130 (2009).</li><li>Thangawng, A. L., Howell, P. B., Spillmann, C. M., Naciri, J., Ligler, F. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=UV+polymerization+of+hydrodynamically+shaped+fibers.">UV polymerization of hydrodynamically shaped fibers.</a> Lab Chip. 11, 1157-1160 (2011).</li><li>Thangawng, A. L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+hard+microflow+cytometer+using+groove-generated+sheath+flow+for+multiplexed+bead+and+cell+assays.">A hard microflow cytometer using groove-generated sheath flow for multiplexed bead and cell assays.</a> Anal. Bioanal. Chem. 398, 1871-1881 (2010).</li><li>Mott, D. R., Howell Jr, ., B, P., Obenschain, K. S., Oran, E. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+Numerical+Toolbox:+An+approach+for+modeling+and+optimizing+microfluidic+components.">The Numerical Toolbox: An approach for modeling and optimizing microfluidic components.</a> Mech. Res. Commun. 36, 104-109 (2009).</li><li>Mott, D. R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Toolbox+for+the+design+of+optimized+microfluidic+components.">Toolbox for the design of optimized microfluidic components.</a> Lab Chip. 6, 540-549 (2006).</li><li>Howell Jr, ., B, P., Ligler, F. S., Shields, A. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Sheath+fow+device+and+method.">Sheath fow device and method.</a> United States patent US20110193259. , (2011).</li><li>Howell, P. B., Ligler, F. S., Shields, A. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Creating+sheathed+flow+for+applications+e.g.+particle+counting,+by+introducing+sheath+and+core+streams+at+proximal+end+of+channel+that+creates+multiple+sheathed+flows,+and+polymerizing+multiple+sheathed+flows+to+form+multiple+fibers.">Creating sheathed flow for applications e.g. particle counting, by introducing sheath and core streams at proximal end of channel that creates multiple sheathed flows, and polymerizing multiple sheathed flows to form multiple fibers.</a> United States patent US2011193259-A1. , (2009).</li><li>Mott, D., Howell Jr, ., B, P., Ligler, F. S., Fertig, S., Bobrowski, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Sheath+flow+device+and+method.">Sheath flow device and method.</a> United States patent US20090208372. , (2009).</li><li>Daniele, M. A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Rapid+and+continuous+hydrodynamically+controlled+fabrication+of+biohybrid+microfibers.">Rapid and continuous hydrodynamically controlled fabrication of biohybrid microfibers.</a> Adv. Funct. Mater. 23, 698-704 (2012).</li><li>Howell, P. B., Mott, D., Golden, J. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Numerical+toolbox+for+design+of+fluidic+components+and+systems.">Numerical toolbox for design of fluidic components and systems.</a> United States patent US20080221844. , (2008).</li><li>Shields, A. R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Hydrodynamically+directed+multiscale+assembly+of+shaped+polymer+fibers.">Hydrodynamically directed multiscale assembly of shaped polymer fibers.</a> Soft Matter. 8, 6656-6660 (2012).</li><li>Boyd, D. A., Shields, A. R., Naciri, J., Ligler, F. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Hydrodynamic+shaping,+polymerization,+and+subsequent+modification+of+thiol+click+fibers.">Hydrodynamic shaping, polymerization, and subsequent modification of thiol click fibers.</a> ACS Appl. Mater. Inter. 5, 114-119 (2012).</li><li>Daniele, M. A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Rapid+and+Continuous+Hydrodynamically+Controlled+Fabrication+of+Biohybrid+Microfibers.">Rapid and Continuous Hydrodynamically Controlled Fabrication of Biohybrid Microfibers.</a> Adv. Funct. Mater. 23, 698-704 (2013).</li><li>Boyd, D. A., Shields, A. R., Howell, P. B., Ligler, F. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Design+and+fabrication+of+uniquely+shaped+thiol-ene+microfibers+using+a+two-stage+hydrodynamic+focusing+design.">Design and fabrication of uniquely shaped thiol-ene microfibers using a two-stage hydrodynamic focusing design.</a> Lab Chip. 13, 3105-3110 (2013).</li></ol>

参照に記載されている特許は、海軍省<a href="http://www.nrl.navy.mil/doing-business/tech-transfer/">(http://www.nrl.navy.mil/doing-business/tech-transfer/)</a>のライセンスで入手できます。

シースフローアプローチを用いたポリマー繊維の作製は、他の繊維製造技術と比較して複数の利点を有する。これらの利点の1つは、種々の試薬の組み合わせを用いて繊維を製造する能力である。具体的なチオールとインの組み合わせがここに提示されたが、いくつかの他のチオールクリック(チオールエネスを含む)化学の組み合わせは同様にうまく機能する。多種多様な他の組合せは、重合する芯材料とシース溶液が混和可能である限り繊維を製造するために採用することができる。ナノファイバー、粒子、細胞などの含有物は、プレポリマー溶液の粘度に対するこれらの添加剤の寄与を考慮に入れられている限り可能である。
チオールクリック化学は、チオール基を有する複合体がUV光光重合によりアルケン(二重結合)またはアルキン(トリプルボンド)官能基を有する複合体に共有結合することができるクリック化学ファミリーのサブセットである。アルケンを含む反応はチオール-エネ反応と呼び、アルキンを含む反応はチオール-イン反応と呼ぶ。1つのpi結合(アルケンまたはアルキンから)は、UV光照射時に1つのチオール基に付着する。このプロセスは、反応のクリックファミリー内にうまく収まり、マイクロ流体チャネルで効果的に使用され、多数のチオールクリック開始成分から様々な形状(例えば 、円形、リボン状、ダブルアンカー)の繊維を生成しています。
他のほとんどの類似プロセスと比較してここで概説する方法に対する具体的な利点は、製造された繊維の形状とサイズの両方を制御する能力である(図4A-H)。ストライプ、シェブロン、ニシンボーンを持つチャンネルを設計することにより、生成された繊維は異なる断面形状になります。一般に、ストライプは、円形の形状を生成したり、以前に形状の流れを完全に囲み、重合する前にチャネル壁から離れて移動する追加のシースストリームの導入に便利です。シェブロンは、水平方向の対称性を維持し、形の流れの中心の垂直方向の寸法を減少させます。ニシンボーンは、形の流れの片側の垂直寸法を減少させ、非対称性を生み出します。これらの整形ツールは、無数の組み合わせで混合することができます。同等の特徴の数(すなわち 、7シェブロン対10のシェブロン)は、異なる断面プロファイルを持つ繊維を製造するためにも使用することができます。
繊維形状を制御する能力に加えて、提示された繊維製造方法論は、単一のシースフローアセンブリを使用しても、製造された繊維のサイズを制御する能力を有する(例えば図1)。シース:コア流量比を調整することは、断面の異なる領域を持つ繊維を作製する1つの手段です。また、追加のシージングステージを有するようにチャネル設計を調整することによって、繊維のサイズを制御することも可能である。シェーピングが 1 つ以上のステージで発生する場合でも、単純な最終段階を使用して、形状を変更せずにコアのサイズを小さくすることができます。
このマイクロ流体チャネル設計を用いて、さまざまな形状や大きさの繊維を製造するために多数の試薬の組み合わせを使用できる容易さは、組織工学から光学通信、スマートテキスタイルまで、幅広い用途で有用であることが証明されます。

組織足場1、複合材料2、光通信3、および導電性ハイブリッド材料4 は、特殊なポリマー繊維を利用した研究分野である。繊維製造のための従来の方法は、溶融押出、紡績、描画、鋳造およびエレクトロスピニングを含む。これらの方法によって製造されるポリマー繊維のほとんどは、製造中にポリマーと空気の表面張力によって生じる丸い断面を示す。しかしながら、非円形断面を有する繊維は、複合材料5,6の機械的特性を増強し、表面積対体積比を増加させ、湿潤またはウィッキング7を制御し、導波ガイド8 または偏光子9として利用することができる。
1つの流れを利用したマイクロ流体システムによる特殊ポリマー繊維の製造は、別の流れ(コアフロー)を取り囲み、形成する際に、高い再現性の高い繊維を連続生産する際の条件と能力が穏やかであるため、魅力的です。初期の実験では、前重合体およびシース流体10〜12の相対流量に依存するサイズの丸繊維を作製した。マイクロ流体チャネルの上下に溝が入り、鞘を偏向してコアストリーム13,14 に対して所定の形状を生成する可能性が発見され、より複雑な繊維形状10-12,15-17を生成する技術が得た。
NRLの調査官は、次の重要な技術的特徴を実証しています 13-21:
<ol><li>シース流体を導き、コアストリームを形成するためにさまざまなシェーピング機能を使用できます:溝や尾根はストライプ、シェブロン、またはニシンボーンとして構成することができます。</li>
	<li>これらの機能のツールボックスは、目的のフロー結果にマッピングできます。</li>
	<li>マイクロチャネルは、リソグラフィ、成形、粉砕、または印刷技術を使用して作成できます。基質材料は、プレポリマーまたはシース溶液中で溶解または侵食してはならない、と光開始重合のために、外部層は紫外線に対して透明でなければならない。</li>
	<li>単一のシェーピング フィーチャーセットによって作成されるシェイプは、チャネルを通じて流量を変更することによって変更できます。マイクロチャネルにおける流体流量のCOMSOLマルチフィジックスシミュレーションは、得られた流体と繊維形状を予測することができます。</li>
	<li>シースとコア液の粘度と相(親水性)を一致させることは、流体界面全体のせん断歪の変動から生じる座屈型の不安定性を避けるために重要です。粘度が大きいか位相ミスマッチが存在する場合は粘性座屈が起こり得る、おそらく最終的な繊維形状を変形するか、マイクロチャネルを詰まらせる。</li>
	<li>繊維は、鋳造または重合によって形成することができるが、重合は、形状をより制御することができます。</li>
	<li>重合(コア流体の凝固)は、マイクロチャネルを出る前に起こらなければならない。しかし、チャネル内の重合が遅くなると、粘度の上昇を引き起こし、繊維形状に影響を与えたり、チャネルを詰まらせることさえある。重合イベントの時間と位置は、注意深く制御する必要があります。</li>
	<li>これらの反応速度が速いため、光誘導フリーラジカル重合、特にチオール系のクリック化学は、繊維製造に特に適しています。</li>
	<li>製造時に相対的な流量を変更して、不均一な繊維径を作成できます。</li>
	<li>シェーピング機能の複数のグループは、次の理由により、単一のチャネルに統合できます。<ol type="a">
<li>シェーピング関数とサイズ変更機能を分離するには</li>
		<li>多層ファイバーまたは中空ファイバーを作成するには</li>
		<li>単一のマイクロ流体チャネルから複数のファイバーを生成するには</li>
	</ol>
</li>
	<li>非常に低い濃度でポリマーに取り込まれた液晶メソゲンは偏光下で複屈折を示し、ポリマー分子が繊維の軸に沿って整列できることを示唆している。</li>
	<li>細胞は生体適合性ヒドロゲル前重合体に組み込まれ、高い生存率22で製造プロセスを生き残ることができる。</li>
</ol>シースストリームによる流体力学的集光を用いてポリマー繊維を作製する場合、ポリマー材料の選択は実用的な第一歩である。適切なポリマー、対応するイニシエーターの化学、およびシース流体は、次のガイドラインの範囲内で特定する必要があります。
<ol><li>ポリマーおよびシース流体は混和性であり、同様の粘度である。例えば、水性モノマー溶液は、水を生き生きとする外装液として利用することができたが、シース流体としてヘキサンを採用することができなかった。</li>
	<li>重合機構は、成形後、そしてファイバがチャネルを出る直前にコア流体を固めるのに十分な速度の速度を持っている必要があります。</li>
</ol>材料を選択した後、所望の繊維形状とサイズを生成するマイクロチャネルを設計する必要があります。必要なシェーピング機能(ストライプ、ニシンボーン、シェブロン)を決定するために、流体力学ソフトウェアを使用して流体の流れパターンを予測することができます。シェーピング機能は、芯液の周りにシース流体を輸送します。一般に、ストライプはシース流体をチャネルの上下に移動し、ニシンボーンとシェブロンは流体を側面からチャネルの上部および/または下部に向かって移動し、その後、構造物のポイントのすぐ下のチャネルの中心に向かって戻ります。チャネルの上部と下部の繰り返し溝の数は、シース流体が向けられる度合いに影響を与えます。コアとシース流体の流速の比率も効果を媒介する。COMSOLマルチフィジックスソフトウェアを使用したシミュレーションは、断面形状を予測するためのシェーピング機能と流量比の相互作用を評価する際に信頼性が証明されています。これらのシミュレーションはまた、提案されたチャネルのサイズ、粘度、および流量とコアとシースの間の溶物の拡散に有用な洞察を提供する。
複雑な形状が望ましい場合は、ボイドらで説明される「ダブルアンカー」 などである。23、整形とサイズの機能を分離することが有用である。複雑な形状は、1セットの特徴で作成することができ、2番目のシージングストリームの入り口に配置された戦略的に配置された単一溝構造を使用して、その形状を大幅に変更することなく、重合性ストリームの断面領域を減少させることができます。
複雑なマイクロチャネル設計の別の例は、多層繊維を生成することができます。この設計では、シーケンシャルなシェーピングフィーチャーのセットと追加のクラッディング流体が導入されています。これらの同心円流は固体コアクラッディング繊維または中空管に固めることができる。このデバイスの例を以下に示します。
マイクロ流体デバイスの設計が選択されると、マイクロチャネル製造プロセスを開始することができます。使用することができる製造用具は柔らかいリソグラフィ、CNCのミリング、熱いエンボスおよび3D印刷を含んでいる。使用するツールにかかわらず、マイクロ流体チャネルの壁に誤って導入された特徴もシースフローを導き、その装置を使用して作られたすべての繊維の断面形状の非常に再現性の高い偏差をもたらすことを認識することが重要です。マイクロチャネル基板材料は、物理的に堅牢で化学的に不活性で、UV損傷に対する耐性を持つため、慎重に選択する必要があります。例えば、ポリジメチルシロキサン(PDMS)は、簡単にキャストすることができ、ガスケット状のシールを提供し、UV透明である。PDMS は、チャネルの透明な上部には有用ですが、より剛性を必要とするチャネルの側面と底部には役立ちません。
最終的には、流体力学シミュレーションによって予測される流速で適切に選択されたコアおよびシース流体を導入することによって、シェーピング機能は適切な流体プロファイルを生成し、下流のUV硬化ランプは設計されたポリマー繊維を固める。チャネルからの重合繊維の連続的な押出は、流体貯留層の体積によってのみ制限される長さの再生可能な繊維を提供することができる。

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="685">
	<colgroup>
		<col />
		<col />
		<col />
		<col />
	</colgroup>
	<tbody>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:197px;">Pentaerythritol tetrakis 3-mercaptopropionate</td>
			<td style="width:99px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:139px;">381462</td>
			<td style="width:251px;">See references</td>
		</tr>
		<tr height="22">
			<td height="22" style="height:22px;width:197px;">1.7-Octadiyne</td>
			<td style="width:99px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:139px;">161292</td>
			<td style="width:251px;">See references</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:197px;">2,2-Dimethoxy-2-phenylacetophenone</td>
			<td style="width:99px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:139px;">196118</td>
			<td style="width:251px;">See references</td>
		</tr>
		<tr height="64">
			<td height="64" style="height:64px;width:197px;">Polyethylene glycol 400</td>
			<td style="width:99px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:139px;">202398</td>
			<td style="width:251px;">Polyethylene glycol 200 or 600, dextrose, or glycerol may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:197px;">Sylgard 184&#160;</td>
			<td style="width:99px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:139px;">761036</td>
			<td style="width:251px;">QSIL 216, OptiTec 7020, or GS RTV 615 may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;"></td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="22">
			<td colspan="2" height="22" style="height:22px;">Table of Specific Equipment</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="22">
			<td height="22" style="height:22px;width:197px;">Equipment</td>
			<td style="width:99px;">Company</td>
			<td style="width:139px;">Catalogue number</td>
			<td style="width:251px;">Comments</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:197px;">MiniMill</td>
			<td style="width:99px;">Haas</td>
			<td style="width:139px;">MINIMILL</td>
			<td style="width:251px;">Any NC code interpreting 2.5 axis (or higher) mill may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="85">
			<td height="85" style="height:85px;width:197px;">Syringe pumps (3)</td>
			<td style="width:99px;">Harvard Apparatus</td>
			<td style="width:139px;">702212</td>
			<td style="width:251px;">Syringe pumps that can be programmed to deliver the desired volume flow rates may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:197px;">Tygon tubing (3 m)</td>
			<td style="width:99px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:139px;">14-169-13A</td>
			<td style="width:251px;">NA</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:197px;">PEEK tubing</td>
			<td style="width:99px;">Upchurch Scientific</td>
			<td style="width:139px;">1435</td>
			<td style="width:251px;">NA</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:197px;">HPLC fittings</td>
			<td style="width:99px;">Upchurch Scientific</td>
			<td style="width:139px;">1457</td>
			<td style="width:251px;">NA</td>
		</tr>
		<tr height="67">
			<td height="67" style="height:67px;width:197px;">BlueWave 200 UV lamp with stand and light guides</td>
			<td style="width:99px;">Dymax</td>
			<td style="width:139px;">38905; 38477; 39700</td>
			<td style="width:251px;">Any guided UV source that delivers 300-450 nm, &#62;200 mW/cm2 may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="64">
			<td height="64" style="height:64px;width:197px;">500 ml beaker</td>
			<td style="width:99px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:139px;">FB-100-600</td>
			<td style="width:251px;">Any vessel of approximately the same size and shape may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="85">
			<td height="85" style="height:85px;width:197px;">Ring stand</td>
			<td style="width:99px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:139px;">S47807</td>
			<td style="width:251px;">Any ring stand capable of mounting a clamped sheath flow apparatus above the level of the syringe pumps may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="64">
			<td height="64" style="height:64px;width:197px;">Ring stand clamp holder (2)</td>
			<td style="width:99px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:139px;">S02625</td>
			<td style="width:251px;">Any ring stand clamp holder capable of holding the clamps may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="85">
			<td height="85" style="height:85px;width:197px;">Ring stand clamps (2)</td>
			<td style="width:99px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:139px;">02-216-352</td>
			<td style="width:251px;">Any ring stand clamp capable of holding the clamped sheath flow apparatus and light guides may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="64">
			<td height="64" style="height:64px;width:197px;">1, 5, and 60 ml Syringes</td>
			<td style="width:99px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:139px;">14-823-16H; 14-823-16D; 14-820-11</td>
			<td style="width:251px;">Any syringe with known inner diameter and sufficient volume may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:197px;">Poly(methylmethacrylate) (3.2 mm)</td>
			<td style="width:99px;">McMaster-Carr</td>
			<td style="width:139px;">8560K239</td>
			<td style="width:251px;">Polycarbonate and cyclic olefin copolymer may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:197px;">Polyether ether ketone (3.2 mm)</td>
			<td style="width:99px;">McMaster-Carr</td>
			<td style="width:139px;">8504K25</td>
			<td style="width:251px;">Solvent resistant machinable materials may be substituted</td>
		</tr>
		<tr height="43">
			<td height="43" style="height:43px;width:197px;">Aluminum (3.2, 9.5 mm)</td>
			<td style="width:99px;">McMaster-Carr</td>
			<td style="width:139px;">1651T41; 9246K23</td>
			<td style="width:251px;">Substitute other materials as needed</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

microfluidic fabrication of polymeric and biohybrid fibers with predesigned size and shape

低レイノルズ数でマイクロ流体チャネルを通過する「シース」流体は、別の「コア」ストリームの周りに向けられ、形状とコアストリームの直径を指示するために使用することができます。マイクロ流体チャネルの上部と下部の溝は、シース流体を導き、コア流体を形作るように設計されました。鞘とコア液の粘性と親水性を合わせることによって、界面効果が最小限に抑えられ、複雑な流体形状を形成することができる。シースおよびコア流体の相対的な流量を制御すると、コア流体の断面積が決定されます。繊維は300 nmから~1mmまでのサイズで製造されており、ファイバー断面は、ダブルアンカー繊維の場合と同様に、円形、平坦、正方形、または複雑であることができます。成形領域から下流のコア流体の重合は、繊維を固化させる。光開始のクリックケミストは、紫外線を照射することにより、コア流体の迅速な重合に適しています。液晶、ポリ(メチルメタクリレート)、チオールエネ、チオールイン樹脂、ポリエチレングリコール、ヒドロゲル誘導体など、多種多様な形状の繊維が製造されています。成形プロセス中の最小せん断と軽度の重合条件により、細胞および他の生物学的成分のカプセル化に適した製造プロセスも行われます。

形状溝と3つの溶液入力を使用したシンプルな2段階設計を使用して、中空繊維を作成しました(図1)。COMSOLシミュレーションを使用して、適切な流量比を決定し、所望の断面サイズを求めた(図1、ESIビデオ)。粉砕と成形の組み合わせにより、シースフローアセンブリの構成部品を製造し、繊維を製造する(図2)。完全な組み立てには、シースフロー装置、光ファイバー結合UVレーザー、3つのシリンジポンプ、回収バス(ビーカー)、および繊維コレクションスプール(図3)が含まれていた。
クラッディング材料の重合はUV光源により開始され、中空繊維はマイクロ流路から集水浴中に押し出された。この繊維は、形成され、UV光がオフになるまで連続的に回収した。繊維の生産は数分続き、1メートルの長さで単一の繊維を生成した。この条件下で作られた繊維は直径約200μmであった。光・電子顕微鏡を用いて繊維の構造を可視化した。繊維は中空コアを持つ楕円形を有していた。毛管作用を用いて繊維内部に液体や気泡を導入し、繊維の長さにわたって中空構造が連続していることを確認した(図4A)。
<img alt="Figure 1" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/50958/50958fig1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50958/50958fig1.jpg"> 図 1.シースフローデバイス設計とCOMSOLデータ。直線溝を有する2つのセクションの製造装置は、中空繊維を製造するために選択された(X軸45°のまちに回転)。左の COMSOL シミュレーションは、コア:クラッディング:シース流量比(各シミュレーションの下の数値)が中空繊維の最終的なサイズにどのように影響するかを示しています。マイクロチャネル断面は1mm x 0.75 mmで、ストライプ幅は0.38mm、深さは250μmです。ストライプはチャンネルに対して∠45°です。
<img alt="Figure 2" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50958/50958fig2highres.jpg" width="500"> 図 2.シース フロー アセンブリの分解図。上から下へ、(A)入口チャック、(B)留め板、(C)マイクロチャネルカバー、(D)マイクロチャネルベース、(E)留め板。これらのコンポーネントは、アルミニウム、アルミニウム、COC(またはPDMS)、COC(またはPEEK)およびアルミニウムからそれぞれ製造されています。定期的に配置された穴はアセンブリのねじを収容する。
<img alt="Figure 3" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/50958/50958fig3highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50958/50958fig3.jpg"> 図 3.レイアウトと概略図の概要の写真.セットアップには、水浴を含むビーカーの上に垂直に固定されたシースフローアセンブリ、光重合用の光ファイバーレーザー、3つのシリンジポンプ、ポリマー繊維を収集するためのスピンドルが含まれます。インセットは、UV 照明を使用した製造アセンブリを示します。(A)シースおよびコア入口、(B)マイクロ流体チャネル、(C)UV光、(D)採取貯留槽、(E)重合繊維が採取されている。
<img alt="Figure 4" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/50958/50958fig4highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50958/50958fig4.jpg"> 図 4.流体力学的な焦点を用いて作られた繊維の光学および走査電子顕微鏡写真。繊維は、流体力学的な焦点を用いて次の形状で製造されている:(A)中空チューブ, (B) 長方形のリボン, (C) 薄い弾性リボン, (D) 三角形, (E) 腎臓豆, (F) 真珠のひも, (G) カーボンナノファイバーを埋め込んだ丸繊維, (H)ダブルアンカー形状.繊維は、アクリル酸塩、メタクリレート、チオールエネスを含む様々な材料で作られています。
 <a href="/files/ftp_upload/50958/ESI_Video.mp4" target="_blank">ESIビデオ。</a> COMSOLマルチフィジックスで生成されたスライスプロットは、コア、クラッディング、シース流体を備えたマイクロチャネルの半分がデバイスに入り、2段階のフローを変える斜めのストライプ溝を横断する。シミュレーションされるコア、クラッディング、シースの流量はそれぞれ1、28、256 μl/minです。ビデオは、実時間で〜6秒を表し、例示の目的のために6倍減速しました。

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

溝状のマイクロ流体チャネルを通過する2つの隣接流体は、前重合体コアの周りに鞘を形成するように導くことができる。その後、形状と断面の両方を決定します。チオールクリック化学のような光開始重合は、コア液を所定の大きさおよび形状を有するマイクロファイバーに迅速に固化させるのに適している。

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

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

microfluidic-fabrication-polymeric-biohybrid-fibers-with-predesigned

Research

JoVE Journal

Bioengineering

8.3K ビュー.  US Naval Research Laboratory. 溝状のマイクロ流体チャネルを通過する2つの隣接流体は、前重合体コアの周りに鞘を形成するように導くことができる。その後、形状と断面の両方を決定します。チオールクリック化学のような光開始重合は、コア液を所定の大きさおよび形状を有するマイクロファイバーに迅速に固化させるのに適している。

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Microfluidic Chip Fabrication and Method to Detect Influenza

Fast and effective diagnostics play an important role in controlling infectious disease by enabling effective patient management and treatment. Here, we present an integrated microfluidic thermoplastic chip with the ability to amplify influenza A virus in patient nasopharyngeal (NP) swabs and aspirates. Upon loading the patient sample, the microfluidic device sequentially carries out on-chip cell lysis, RNA purification and concentration steps within the solid phase extraction (SPE), reverse transcription (RT) and polymerase chain reaction (PCR) in RT-PCR chambers, respectively. End-point detection is performed using an off-chip Bioanalyzer (Agilent Technologies, Santa Clara, CA). For peripherals, we used a single syringe pump to drive reagent and samples, while two thin film heaters were used as the heat sources for the RT and PCR chambers. The chip is designed to be single layer and suitable for high throughput manufacturing to reduce the fabrication time and cost. The microfluidic chip provides a platform to analyze a wide variety of virus and bacteria, limited only by changes in reagent design needed to detect new pathogens of interest.

An integrated microfluidic thermoplastic chip has been developed for use as a molecular diagnostic. The chip performs nucleic acid extraction, reverse transcriptase, and PCR. Methods for fabricating and running the chip are described.

マイクロ流体チップの作製とインフルエンザを検出する方法

Fast  and effective diagnostics play an important role in controlling infectious  disease by enabling effective patient management and treatment. Here, we ...

生物工学

Microfluidic Picoliter Bioreactor for Microbial Single-cell Analysis: Fabrication, System Setup, and Operation

In this protocol the fabrication, experimental setup and basic operation of the recently introduced microfluidic picoliter bioreactor (PLBR) is described in detail. The PLBR can be utilized for the analysis of single bacteria and microcolonies to investigate biotechnological and microbiological related questions concerning, e.g.&#160;cell growth, morphology, stress response, and metabolite or protein production on single-cell level. The device features continuous media flow enabling constant environmental conditions for perturbation studies, but in addition allows fast medium changes as well as oscillating conditions to mimic any desired environmental situation. To fabricate the single use devices, a silicon wafer containing sub micrometer sized SU-8 structures served as the replication mold for rapid polydimethylsiloxane casting. Chips were cut, assembled, connected, and set up onto a high resolution and fully automated microscope suited for time-lapse imaging, a powerful tool for spatio-temporal cell analysis. Here, the biotechnological platform organism Corynebacterium glutamicum&#160;was seeded into the PLBR and cell growth and intracellular fluorescence were followed over several hours unraveling time dependent population heterogeneity on single-cell level, not possible with conventional analysis methods such as flow cytometry. Besides insights into device fabrication, furthermore, the preparation of the preculture, loading, trapping of bacteria, and the PLBR cultivation of single cells and colonies is demonstrated. These devices will add a new dimension in microbiological research to analyze time dependent phenomena of single bacteria under tight environmental control. Due to the simple and relatively short fabrication process the technology can be easily adapted at any microfluidics lab and simply tailored towards specific needs.

In this protocol the fabrication, setup and basic operation of a microfluidic picoliter bioreactor (PLBR) for single-cell analysis of prokaryotic microorganisms is introduced. Industrially relevant microorganisms were analyzed as proof of principle allowing insights into growth rate, morphology, and phenotypic heterogeneity over certain time periods, hardly possible with conventional methods.

In this protocol the fabrication, experimental setup and basic operation of the recently introduced microfluidic picoliter bioreactor (PLBR) is described ...

Polymeric Microneedle Array Fabrication by Photolithography

This manuscript describes the fabrication of polymeric microneedle (MN) arrays by photolithography. It involves a simple mold-free process by using a photomask consisting of embedded micro-lenses. Embedded micro-lenses were found to influence MN geometry (sharpness). Robust MN arrays with tip diameters ranging between 41.5 &#181;m &#177; 8.4 &#181;m and 71.6 &#181;m &#177; 13.7 &#181;m, with two different lengths (1,336 &#181;m &#177; 193 &#181;m and 957 &#181;m &#177; 171 &#181;m) were fabricated. These MN arrays may provide potential applications in delivery of low molecular and macromolecular therapeutic agents through skin.

Here, we present a protocol describing a mold-free fabrication process of the polymeric microneedles by photolithography.

フォトリソグラフィ法により高分子マイクロニードルアレイの作製

This manuscript describes the fabrication of polymeric microneedle (MN) arrays by photolithography. It involves a simple mold-free process by using a ...

Fabrication of a Bioactive, PCL-based "Self-fitting" Shape Memory Polymer Scaffold

Tissue engineering has been explored as an alternative strategy for the treatment of critical-sized cranio-maxillofacial (CMF) bone defects. Essential to the success of this approach is a scaffold that is able to conformally fit within an irregular defect while also having the requisite biodegradability, pore interconnectivity and bioactivity. By nature of their shape recovery and fixity properties, shape memory polymer (SMP) scaffolds could achieve defect &#8220;self-fitting.&#8221; In this way, following exposure to warm saline (~60 &#186;C), the SMP scaffold would become malleable, permitting it to be hand-pressed into an irregular defect. Subsequent cooling (~37 &#186;C) would return the scaffold to its relatively rigid state within the defect. To meet these requirements, this protocol describes the preparation of SMP scaffolds prepared via the photochemical cure of biodegradable polycaprolactone diacrylate (PCL-DA) using a solvent-casting particulate-leaching (SCPL) method. A fused salt template is utilized to achieve pore interconnectivity. To realize bioactivity, a polydopamine coating is applied to the surface of the scaffold pore walls. Characterization of self-fitting and shape memory behaviors, pore interconnectivity and in vitro bioactivity are also described.

Fabrication of a Bioactive, PCL-based &quot;Self-fitting&quot; Shape Memory Polymer Scaffold

Scaffolds capable of fitting within cranio-maxillofacial (CMF) bone defects while exhibiting osteoconductivity and bioactivity are of interest. This protocol describes the preparation of a shape memory scaffold based on polycaprolactone diacrylate (PCL-DA) using a solvent-casting particulate-leaching (SCPL) method employing a fused salt template and application of a bioactive polydopamine coating.

生理活性、PCLベースの「セルフフィット」形状記憶ポリマー足場の作製

Tissue engineering has been explored as an alternative strategy for the treatment of critical-sized cranio-maxillofacial (CMF) bone defects. Essential to ...

A Microfluidic Platform for Precision Small-volume Sample Processing and Its Use to Size Separate Biological Particles with an Acoustic Microdevice

A major advantage of microfluidic devices is the ability to manipulate small sample volumes, thus reducing reagent waste and preserving precious sample. However, to achieve robust sample manipulation it is necessary to address device integration with the macroscale environment. To realize repeatable, sensitive particle separation with microfluidic devices, this protocol presents a complete automated and integrated microfluidic platform that enables precise processing of 0.15&#8211;1.5 ml samples using microfluidic devices. Important aspects of this system include modular device layout and robust fixtures resulting in reliable and flexible world to chip connections, and fully-automated fluid handling which accomplishes closed-loop sample collection, system cleaning and priming steps to ensure repeatable operation. Different microfluidic devices can be used interchangeably with this architecture. Here we incorporate an acoustofluidic device, detail its characterization, performance optimization, and demonstrate its use for size-separation of biological samples. By using real-time feedback during separation experiments, sample collection is optimized to conserve and concentrate sample. Although requiring the integration of multiple pieces of equipment, advantages of this architecture include the ability to process unknown samples with no additional system optimization, ease of device replacement, and precise, robust sample processing.

This protocol describes a system architecture for performing automated small volume (0.15&#8211;1.5 ml) particle separations using a microfluidic device, and discusses methods to optimize acoustofluidic device performance and operation.

マイクロ流体精密小容量サンプル処理のためのプラットフォームとアコースティックマイクロデバイスで区切り生物学的粒子サイズのためのその使用

A major advantage of microfluidic devices is the ability to manipulate small sample volumes, thus reducing reagent waste and preserving precious sample. ...

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

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

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

血管由来のマイクロ流体ネットワークの画像誘導、レーザーベースの試作

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

Fabrication of Three-dimensional Paper-based Microfluidic Devices for Immunoassays

Paper wicks fluids autonomously due to capillary action. By patterning paper with hydrophobic barriers, the transport of fluids can be controlled and directed within a layer of paper. Moreover, stacking multiple layers of patterned paper creates sophisticated three-dimensional microfluidic networks that can support the development of analytical and bioanalytical assays. Paper-based microfluidic devices are inexpensive, portable, easy to use, and require no external equipment to operate. As a result, they hold great promise as a platform for point-of-care diagnostics. In order to properly evaluate the utility and analytical performance of paper-based devices, suitable methods must be developed to ensure their manufacture is reproducible and at a scale that is appropriate for laboratory settings. In this manuscript, a method to fabricate a general device architecture that can be used for paper-based immunoassays is described. We use a form of additive manufacturing (multi-layer lamination) to prepare devices that comprise multiple layers of patterned paper and patterned adhesive. In addition to demonstrating the proper use of these three-dimensional paper-based microfluidic devices with an immunoassay for human chorionic gonadotropin (hCG), errors in the manufacturing process that may result in device failures are discussed. We expect this approach to manufacturing paper-based devices will find broad utility in the development of analytical applications designed specifically for limited-resource settings.

We detail a method to fabricate three-dimensional paper-based microfluidic devices for use in the development of immunoassays. Our approach to device assembly is a type of multilayer, additive manufacturing. We demonstrate a sandwich immunoassay to provide representative results for these types of paper-based devices.

イムノアッセイのための3次元紙ベースのマイクロ流体デバイスの作製

Paper wicks fluids autonomously due to capillary action. By patterning paper with hydrophobic barriers, the transport of fluids can be controlled and ...

Dry Film Photoresist-based Electrochemical Microfluidic Biosensor Platform: Device Fabrication, On-chip Assay Preparation, and System Operation

In recent years, biomarker diagnostics became an indispensable tool for the diagnosis of human disease, especially for the point-of-care diagnostics. An easy-to-use and low-cost sensor platform is highly desired to measure various types of analytes (e.g., biomarkers, hormones, and drugs) quantitatively and specifically. For this reason, dry film photoresist technology - enabling cheap, facile, and high-throughput fabrication - was used to manufacture the microfluidic biosensor presented here. Depending on the bioassay used afterwards, the versatile platform is capable of detecting various types of biomolecules. For the fabrication of the device, platinum electrodes are structured on a flexible polyimide (PI) foil in the only clean-room process step. The PI foil serves as a substrate for the electrodes, which are insulated with an epoxy-based photoresist. The microfluidic channel is subsequently generated by the development and lamination of dry film photoresist (DFR) foils onto the PI wafer. By using a hydrophobic stopping barrier in the channel, the channel is separated into two specific areas: an immobilization section for the enzyme-linked assay and an electrochemical measurement cell for the amperometric signal readout.
The on-chip bioassay immobilization is performed by the adsorption of the biomolecules to the channel surface. The glucose oxidase enzyme is used as a transducer for electrochemical signal generation. In the presence of the substrate, glucose, hydrogen peroxide is produced, which is detected at the platinum working electrode. The stop-flow technique is applied to obtain signal amplification along with rapid detection. Different biomolecules can quantitatively be measured by means of the introduced microfluidic system, giving an indication of different types of diseases, or, in regard to therapeutic drug monitoring, facilitating a personalized therapy.

A microfluidic biosensor platform was designed and fabricated using low-cost dry film photoresist technology for the rapid and sensitive quantification of various analytes. This single-use system allows for the electrochemical readout of on-chip-immobilized enzyme-linked assays by means of the stop-flow technique.

ドライ フィルムのレジストを用いた電気化学マイクロ流体バイオ プラットフォーム: デバイス作製、チップの試金の準備、およびシステム操作

In recent years, biomarker diagnostics became an indispensable tool for the diagnosis of human disease, especially for the point-of-care diagnostics. An ...

Scalable Fabrication of Stretchable, Dual Channel, Microfluidic Organ Chips

A significant number of lead compounds fail in the pharmaceutical pipeline because animal studies often fail to predict clinical responses in human patients. Human Organ-on-a-Chip (Organ Chip) microfluidic cell culture devices, which provide an experimental in vitro platform to assess efficacy, toxicity, and pharmacokinetic (PK) profiles in humans, may be better predictors of therapeutic efficacy and safety in the clinic compared to animal studies. These devices may be used to model the function of virtually any organ type and can be fluidically linked through common endothelium-lined microchannels to perform in vitro studies on human organ-level and whole body-level physiology without having to conduct experiments on people. These Organ Chips consist of two perfused microfluidic channels separated by a permeable elastomeric membrane with organ-specific parenchymal cells on one side and microvascular endothelium on the other, which can be cyclically stretched to provide organ-specific mechanical cues (e.g., breathing motions in lung). This protocol details the fabrication of flexible, dual channel, Organ Chips through casting of parts using 3D printed molds, enabling combination of multiple casting and post-processing steps. Porous poly (dimethyl siloxane) (PDMS) membranes are cast with micrometer sized through-holes using silicon pillar arrays under compression. Fabrication and assembly of Organ Chips involves equipment and steps that can be implemented outside of a traditional cleanroom. This protocol provides researchers with access to Organ Chip technology for in vitro organ- and body-level studies in drug discovery, safety and efficacy testing, as well as mechanistic studies of fundamental biological processes.

Here, we present a protocol that describes the fabrication of stretchable, dual channel, organ chip microfluidic cell culture devices for recapitulating organ-level functionality in vitro.

伸縮性、デュアル チャネル、オルガン マイクロ流体チップのスケーラブルな作製

A significant number of lead compounds fail in the pharmaceutical pipeline because animal studies often fail to predict clinical responses in human ...

A Microfluidic Platform for Stimulating Chondrocytes with Dynamic Compression

Mechanical stimuli are known to modulate biological functions of cells and tissues. Recent studies have suggested that compressive stress alters growth plate cartilage architecture and results in growth modulation of long bones of children. To determine the role of compressive stress in bone growth, we created a microfluidic device actuated by pneumatic pressure, to dynamically (or statically) compress growth plate chondrocytes embedded in alginate hydrogel cylinders. In this article, we describe detailed methods for fabricating and characterizing this device. The advantages of our protocol are: 1) Five different magnitudes of compressive stress can be generated on five technical replicates in a single platform, 2) It is easy to visualize cell morphology via a conventional light microscope, 3) Cells can be rapidly isolated from the device after compression to facilitate downstream assays, and 4) The platform can be applied to study mechanobiology of any cell type that can grow in hydrogels.

This article provides detailed methods for fabricating and characterizing a pneumatically actuating microfluidic device for chondrocyte compression.

動的圧縮で軟性細胞を刺激するマイクロ流体プラットフォーム

Mechanical stimuli are known to modulate biological functions of cells and tissues. Recent studies have suggested that compressive stress alters growth ...