Una micropinza blanda hidráulica para estudios biológicos | Amanecer del este del este de Beijing Co., Ltd.

Scientific Reports volumen 12, Número de artículo: 21403 (2022) Citar este artículo

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Hemos desarrollado una pinza blanda hidráulica a microescala y hemos demostrado la manipulación de un insecto sin dañarlo. Esta pinza está construida con polidimetilsiloxano (PDMS) con la técnica de fundición de material blando para formar tres columnas en forma de dedos, que se colocan en una membrana circular. Los dedos tienen una longitud de 1,5 mm y un diámetro de 300 µm cada uno; la distancia entre los dos dedos es de 600 µm de distancia de centro a centro. Se construye una membrana como una película blanda de 150 µm sobre un espacio hueco cilíndrico. Aplicar presión al espacio interior puede doblar la membrana. Doblar la membrana provoca el movimiento de apertura/cierre de la pinza y, como resultado, los tres dedos pueden agarrar un objeto o soltarlo. Se caracterizó el PDMS y los resultados experimentales se utilizaron posteriormente en el software Abaqus para simular el movimiento de agarre. El rango de deformación de la pinza se investigó mediante simulación y experimentación. El resultado de la simulación concuerda con los experimentos. La fuerza máxima de 543 µN se midió para esta micropinza compatible con microfluidos y podría levantar una bola que pesa 168,4 mg y tiene un diámetro de 0,5 mm. Usando esta micropinza, una hormiga fue manipulada con éxito sin ningún daño. Los resultados mostraron que el dispositivo fabricado tiene un gran potencial como micro/biomanipulador.

La evolución de la robótica en las últimas décadas abrió nuevas tecnologías de agarre en varios campos, como la cirugía, los estudios biológicos y la manipulación de objetos pequeños1,2,3,4,5,6. La cirugía mínimamente invasiva (MIS) depende en gran medida de la tecnología robótica para minimizar el trauma del paciente y mejorar los resultados clínicos7. Ocasionalmente, MIS todavía puede causar complejidades debido a daños traumáticos y una mayor captación clínica de MIS necesita actuadores más flexibles para proporcionar una mayor destreza al cirujano, minimizar el plano y tener un contacto delicado con el tejido de agarre7,8. Además, la manipulación de muestras biológicas en diversos entornos y con diferentes tamaños debe realizarse con éxito mediante el uso de manipuladores robóticos9. La mayoría de las pinzas disponibles comercialmente con sus estructuras rígidas no son adecuadas para manipular muestras y objetos biológicos delicados y frágiles9,10.

Para manipular muestras biológicas blandas y frágiles, se proponen pinzas múltiples basadas en varios mecanismos de actuación, como aleaciones con memoria de forma (SMA)11, piezoeléctricos12, MEMS13 electrostáticos y varios actuadores blandos14. Las cerámicas piezoeléctricas y las películas delgadas se han utilizado ampliamente para desarrollar varios actuadores que son adecuados para su uso en robots y efectores finales15. El control preciso del movimiento de los actuadores piezoeléctricos, una alta densidad de potencia y un tiempo de respuesta rápido son los principales beneficios de los actuadores piezoeléctricos16,17,18. La piezocerámica puede inducir el desarrollo de varios tipos de actuadores, pero aún requiere un complicado mecanismo de transmisión de microdesplazamiento, y el ensamblaje de actuadores miniaturizados es un desafío19. El alto voltaje requerido para la actuación del material piezoeléctrico es otro inconveniente de esta familia de actuadores que puede delimitar sus aplicaciones en los campos de bioestudio y cirugía20.

Los actuadores SMA utilizan cables SMA o películas delgadas como elemento de accionamiento. Este mecanismo simple puede producir una gran fuerza y carrera21. Si bien se pueden desarrollar varios actuadores con cables SMA y películas delgadas, ensamblarlos es más desafiante cuando el tamaño de los dispositivos es más pequeño que una escala milimétrica22. La complejidad de los sistemas de calefacción/refrigeración necesarios junto con la respuesta lenta son inconvenientes adicionales que delimitan los actuadores SMA23,24. El adecuado y costoso sistema de control térmico es fundamental25,26. El requisito de calentamiento para los elementos SMA puede limitar la aplicación de estos actuadores para manipular muestras biológicas sensibles al calor y tejidos vivos debido al daño térmico lateral27,28. Los actuadores MEMS electrostáticos se basan principalmente en el proceso de microfabricación de silicio29. El proceso de fabricación bien establecido convirtió a este grupo de actuadores en un actuador ideal y rentable como estructuras 2D y un buen candidato para la miniaturización29,30. Los desafíos en el embalaje y aislamiento adecuados de los actuadores MEMS son los principales inconvenientes de esta familia de actuadores31. Todos los actuadores antes mencionados están desarrollados en base a materiales duros. Esta característica del material es un inconveniente para el manejo de muestras frágiles, y su resolución aumentará la complejidad de las mismas32,33. Ninguno de estos actuadores está satisfecho con manipular objetos biológicos sin dañarlos. Para extender el manejo de una muestra frágil, se debe desarrollar un nuevo nivel de pinza basado en una combinación adecuada de material y actuador.

Elegir el material blando y el mecanismo adecuados para fabricar una nueva pinza es esencial para manipular muestras biológicas frágiles34. Los materiales blandos pueden ser una alternativa a los polímeros y metales duros, cuyo uso permite que las pinzas imiten las propiedades de los tejidos blandos y los actuadores biológicos, y proporciona a los robots más flexibilidad35,36. Para manipular tejidos blandos, el PDMS con un módulo de Young de alrededor de 10–6 puede ser una mejor opción en comparación con otros materiales poliméricos blandos y geles37,38. El desarrollo de pinzas blandas con PDMS biocompatible, que tiene un módulo de Young similar al de los tejidos blandos, permite a los cirujanos e investigadores manipular con delicadeza tejidos blandos y muestras biológicas39,40,41. Los robots blandos pueden diseñarse para actuar en respuesta a diferentes estímulos, como actuadores impulsados por presión, fotosensibles, térmicamente sensibles, magnéticamente sensibles y eléctricamente sensibles39. Los robots blandos accionados eléctricamente se pueden desarrollar utilizando materiales blandos como la celulosa. Sin embargo, los actuadores de tamaño centimétrico desarrollados no se pueden miniaturizar, son sensibles a la humedad ambiental, tienen un tiempo de respuesta lento y necesitan una encapsulación confiable42,43. Los robots blandos magnéticamente sensibles se pueden formar a partir de un compuesto de polímeros, geles u otros materiales blandos con rellenos magnéticos como partículas magnéticas. Estos robots blandos pueden trabajar en el área encapsulada y lograr una actuación rápida (hasta alrededor de 100 Hz). Aún así, estos actuadores necesitan campos magnéticos que requieren un alto consumo de energía y grandes bobinas. Aún así, las áreas que pueden recibir campos proporcionalmente fuertes son pequeñas y necesitan sistemas de control complicados44,45. Los actuadores blandos accionados térmicamente se desarrollan utilizando geles blandos como actuador blando. Si bien uno de sus principales inconvenientes es su lento tiempo de respuesta, su funcionalidad se puede acotar a entornos líquidos. La falta de resistencia a otros estimulantes y los movimientos no deseados dificultan el manejo de muestras biológicas frágiles. Otro problema principal de los robots blandos accionados térmicamente desarrollados es su escalabilidad de fabricación46,47. Los actuadores blandos fotosensibles se pueden utilizar para desarrollar pinzas blandas. Aún así, el lento tiempo de respuesta es uno de los principales inconvenientes de estos robots blandos. El uso de luz ultravioleta para activarlos es otro factor limitante para usar en el área periférica de la muestra biológica. La falta de estabilidad térmica y la necesidad de una visión directa entre la fuente de luz y el actuador son otros factores limitantes48,49. Las pinzas blandas impulsadas por presión tienen un tiempo de respuesta rápido y pueden producir una cantidad de fuerza admirable, aún enfrentan complejidades de fabricación, especialmente para escalas más pequeñas50. Los actuadores impulsados por presión desarrollados en base a la desviación de la membrana tienen limitaciones de movimiento y necesitan mecanismos adicionales para aumentar el movimiento, mientras que esta estrategia puede aumentar el costo y la complejidad de fabricación51,52. Los actuadores blandos desarrollados a partir de actuadores de globo contienen cámaras deformables y la deformación suele estar regida por una estructura asimétrica o material heterogéneo en la estructura de la cámara53,54. Este diseño es versátil pero agrega más complejidades de fabricación a las pinzas de pequeña escala55. Por ejemplo, el desarrollo de un micro-dedo mediante el uso de moldes de materiales blandos y unión hermética tiene sus complicaciones debido a las dificultades de moldeo y los defectos de unión hermética en los tamaños de características pequeños56. La formación de una micropinza mediante el uso de microdedos discretos desarrollados requiere un paso de montaje extra complicado57. Los conectores de tubos flexibles, así como los robots blandos accionados por presión, eliminan las limitaciones que encuentran otros enfoques de desarrollo de micropinzas blandas55; sin embargo, las dificultades en la miniaturización y montaje de los actuadores a microescala requieren el uso de técnicas costosas52,56. Después de superar las complejidades de fabricación, el uso de un mecanismo de presión diferencial en un actuador suave puede ayudarnos a desarrollar una micropinza de bajo costo con una alta densidad de producción de fuerza58.

Después de determinar la cantidad de fuerza requerida, los medios de trabajo, el tiempo de respuesta, el método requerido para transferir la fuerza a las muestras, los materiales favoritos y el actuador adecuado, se puede desarrollar la micropinza adecuada53. En este documento, hemos utilizado métodos de fundición de materiales blandos e impresión 3D de bajo costo para fabricar columnas monolíticas de tres dedos basadas en PDMS en una membrana deformable para desarrollar una micropinza. Al desarrollar esta micropinza monolítica, superamos las complejidades de fabricación de las micropinzas impulsadas por presión. Si bien hemos utilizado un método de fabricación de bajo costo, también hemos evitado complicados pasos de ensamblaje. La simulación del método de elementos finitos se realizó utilizando el software ABAQUS 6.12, que puede ser una herramienta de diseño para optimizar los diseños de micropinzas. La caracterización de la flexión de la micropinza se investigó con éxito utilizando imágenes de microscopio óptico y los resultados experimentales concuerdan con las simulaciones. La caracterización de la producción de fuerza se ejecutó utilizando un sensor de microfuerza piezorresistivo de la serie AE-800 y se midió 543 µN como fuerza máxima. La capacidad de levantamiento de pesas se midió agarrando pelotas con varios pesos y diámetros y se midió 168,4 mg como la capacidad máxima de levantamiento de pesas del agarrador. Para aprobar la capacidad del dispositivo desarrollado para manipular muestras biológicas frágiles, se agarró, sostuvo y soltó con éxito una hormiga viva sin ningún daño. La micropinza monolítica desarrollada en este documento ha utilizado los beneficios de los actuadores impulsados por presión y PDMS mientras tiene pasos de fabricación simples y de bajo costo.

La idea de lograr un dispositivo similar a una micromano en 3D en esta investigación es formar una pinza a microescala que pueda cerrarse y abrirse ajustando la presión en una cavidad. La parte principal de la micropinza 3D hidráulica diseñada se crea a partir de una combinación de una membrana basada en PDMS de 150 µm colocada en la parte superior de un vacío cilíndrico y tres columnas, que se colocan en la parte superior de la membrana como dedos. El vacío, la membrana y los tres dedos forman la pinza monolítica. El diseño de la micropinza que es compatible con la microfluídica se muestra en la Fig. 1a.

La micropinza diseñada con los dedos colocados sobre la membrana y el mecanismo de apertura/cierre. ( a ) micropinza desarrollada en base a fundición PDMS y combinada con microfluidos. En esta imagen se puede ver el canal conectado al vacío central. (b) Apertura de los dedos. (c) Cerrar los dedos.

Como se muestra en la figura 1, los dedos se colocan sobre una membrana deformable. Al deformar la forma de la membrana en cóncava o convexa, las tres puntas de los dedos en la parte superior pueden provocar que se abra o se cierre. Así, la presión interna de la cavidad debe ser mayor que la presión exterior para crear membranas convexas y menor para membranas cóncavas. La deformación de la membrana se puede calcular, ya sea analítica o numéricamente, en función de la cantidad de presión. El mecanismo de deformación basado en esta diferencia de presión es independiente de las geometrías de las membranas. Un desplazamiento máximo aproximado en el centro de una membrana circular con el radio de a = LX/2 está dado por la ecuación. (1)59.

Esta ecuación puede dar una muy buena idea de la deflexión de la membrana y mostrar los efectos de la presión estática (P), las dimensiones y la geometría (a) y la rigidez del material (Dflex). Al cambiar el grosor de la membrana, el diámetro de la membrana o la rigidez del material, es posible tener dispositivos con diferentes características funcionales. En la ecuación. (2), se puede calcular la deflexión en (r)59.

Se utilizó el software de elementos finitos ABAQUS 6.12 para construir un modelo 3D para simular el accionamiento hidráulico de una micropinza. Se utiliza una energía libre hiperelástica de Gent ligeramente comprimible, que tiene un modelo constitutivo empírico de dos parámetros, para los términos isotrópicos volumétricos e isocóricos hiperelásticos de la parte isotrópica del modelo constitutivo. La ventaja del modelo es capturar la rigidez por deformación en grandes deformaciones, que se observan experimentalmente en materiales blandos. Separamos las partes volumétricas y desviadoras de la ecuación constitutiva para la implementación de elementos finitos para evitar problemas numéricos como el bloqueo de elementos. \({W}_{V}(J)\) denota una puramente volumétrica y \({W}_{D}(\overline{{I}_{1}})\) representa su contribución desviadora representada por el modelo hiperelástico de Gent ligeramente comprimible dado por,

\(\mu\) es el módulo de corte, \({J}_{m}\) es la constante del material y \(K\) es el módulo de volumen. Se ajustan los datos experimentales uniaxiales y las propiedades del material son \(\mu =0.4\; \text{MPa}\), \({J}_{m}=5.5\) y \({\text{K} } = 2000\).

Los resultados de deformación de las simulaciones se muestran en la Fig. 2. El desplazamiento de la superficie inferior del modelo estaba restringido ya que el modelo estaba adherido horizontalmente a una placa de PDMS. Las presiones hidráulicas aplicadas se establecieron como carga de presión que actúa en la dirección normal en el canal hidráulico. Se establecieron contactos generales de superficie a superficie para los tres dedos del modelo en la Fig. 2a (recuadro).

Modelo 3D y resultado de simulación para una micropinza de forma cuadrada y flexión de dedos versus volumen inyectado. (a) La desviación de los dedos frente al volumen inyectado se puede ver aquí para espesores de membrana de 50 µm, 100 µm, 150 µm y 200 µm. (Recuadro) Simulación de deformación de los dedos en régimen de cierre. (b) La desviación de los dedos para varios volúmenes inyectados se puede ver en esta figura para diámetros de membrana de 1,6 mm, 1,8 mm, 2 mm, 2,2 mm y 2,4 mm. (c) La desviación de los dedos para varios volúmenes inyectados se puede ver en esta figura para la longitud de los dedos de 1 mm, 1,5 mm, 2 mm y 2,5 mm. (d) La desviación de los dedos para varios volúmenes inyectados se puede ver en esta figura para diámetros de los dedos de 100 µm, 150 µm, 200 µm y 300 µm.

Si bien los parámetros del material se obtuvieron del experimento uniaxial, para verificar los efectos de cambiar varios parámetros en el comportamiento de deflexión de las micropinzas, las simulaciones de micropinzas de forma cuadrada se realizaron utilizando varios parámetros. El grosor de las membranas, el diámetro de las membranas, el diámetro de los dedos y la longitud de los dedos fueron los parámetros que se utilizaron para estudiar los dispositivos. Las simulaciones se realizaron para flechas menores a 15° en régimen de apertura.

En la Fig. 2a, se puede ver la desviación de los dedos frente a la variación del volumen inyectado para varios espesores de membrana. A medida que la membrana se vuelve más gruesa, requiere más fuerza para deformarse. Además, una membrana más gruesa da como resultado una micropinza más lenta que necesita un mayor volumen inyectado para doblarse en el mismo ángulo en comparación con una micropinza con una membrana más delgada.

En la Fig. 2b, se puede ver la desviación de los dedos frente a la variación del volumen inyectado para varios diámetros de la membrana. No hay una diferencia obvia entre el comportamiento de las micropinzas con varios diámetros de membrana. Aún así, el diámetro de la membrana puede afectar el tamaño total del dispositivo de micropinza. cuanto menor sea el diámetro de la membrana, menor será el tamaño total de la micropinza. En la Fig. 2c, se puede ver la desviación de los dedos frente a la variación del volumen inyectado para varias longitudes de los dedos. La longitud de los dedos no afecta el ángulo de flexión en régimen de apertura. Aún así, los resultados de las simulaciones muestran que los dedos más cortos pueden causar un ángulo de flexión más alto. En la Fig. 2d, se puede ver la desviación de los dedos frente a la variación del volumen inyectado para varios diámetros de los dedos. El grosor de los dedos no puede afectar al ángulo de deflexión en régimen de apertura. Aún así, limita el ángel de cierre cuando los dedos son más gruesos.

Para elegir los parámetros adecuados para las micropinzas requeridas, junto con la aplicación, se debe considerar la viabilidad de fabricación basada en el método de fabricación. Por ejemplo, para elegir el diámetro de cada dedo, el parámetro principal es la posibilidad de preparar los moldes necesarios para el método de moldeo de material blando. Cuando la distancia de centro a centro de los dedos se fija en 600 µm para proporcionar un área adecuada para agarrar un objeto con el tamaño requerido, el diámetro de los dedos se establece en 300 µm, que es el diámetro más pequeño que puede ser repetidamente fabricado en base a moldeado de material blando con la impresora 3D disponible. La longitud de los dedos es de 1,5 mm para un dispositivo compatible con microfluidos. Esta longitud se eligió en función del tamaño requerido del dispositivo, el movimiento de los dedos y la capacidad de control, y la fuerza producida. Cuanto más largo era el dedo, formaba el dispositivo más grande y provocaba una menor transferencia de fuerza a la muestra. El diámetro de la membrana afecta el tamaño del dispositivo. El diámetro de la membrana es de 2 mm para la micropinza diseñada. El dispositivo con un diámetro de membrana más pequeño tiene un tamaño de dispositivo completo más pequeño. El espesor de la membrana es otro parámetro en el diseño de las micropinzas. Mientras que una membrana más delgada da como resultado una micropinza más rápida que puede doblarse con un volumen de agua inyectado más pequeño o una presión hidráulica más pequeña, una membrana más gruesa hará que un dispositivo más lento necesite una presión hidráulica más grande o un volumen más grande de agua inyectada para lograr lo mismo. cantidad de flexión de los dedos. Debido a esto, se eligió 150 µm como el espesor de las membranas para desarrollar las micropinzas requeridas. Esta cantidad se eligió en lugar de 50 µm y 100 µm de espesor de membrana para evitar un movimiento rápido de los dedos en comparación con el volumen de agua inyectado y se eligió en lugar de 200 µm de espesor de membrana para evitar un mayor volumen requerido de agua inyectada para accionar el dispositivo que disminuye el tiempo de respuesta de las pinzas.

La micropinza se fabrica con polidimetilsiloxano (PDMS) mediante moldeo de material blando de bajo costo60,61,62. Los moldes necesarios para este proceso se fabricaron utilizando una impresora 3D de estereolitografía. Para finalizar la fabricación de moldes impresos en 3D, se expusieron a fotocurado, curado térmico durante 72 h a 65 °C en el horno y gas silano como tratamiento de superficie, respectivamente. La silanización puede hacer que la superficie sea más hidrófoba mediante la inclusión de gas silano63,64. Las partes del molde impreso en 3D se ilustran en la Fig. 3. En la Fig. 3a,b se muestran los elementos del molde para el dispositivo. La primera parte del molde (que se muestra en la Fig. 3a) fue responsable de formar el vacío central como una cavidad y la membrana donde se colocan los dedos, mientras que la segunda parte del molde (que se muestra en la Fig. 3b) fue diseñada con tres agujeros para formar los tres dedos. Las dos partes del molde se pueden unir para formar un volumen cerrado encapsulado como un molde completo. En la Fig. 3c se muestra el molde completo para la fabricación de micropinzas. Para PDMS, el polímero y el iniciador se mezclaron con la proporción (15:1) para lograr un material muy suave y deformable. El curado de PDMS se ejecutó en 1 semana a 25 °C. La combinación de la superficie hidrófoba de los moldes y un material blando muy flexible hizo posible retirar el PDMS curado de los moldes.

El modelo esquemático para moldes impresos en 3D y pasos de fabricación de micropinzas (a,b) La tapa del molde y el molde para micropinzas. (c) La parte principal de cierre y la tapa del molde para dar forma a todo el molde para la micropinza. El color rojo muestra las superficies internas de los moldes. Estas superficies estarán en contacto con el PDMS líquido y darán forma a las micropinzas. ( d, e ) El molde impreso en 3D se llenó con PDMS líquido y se eliminó las burbujas, y la tapa del molde se cubrió con el mismo PDMS. (f) Cerrar el molde y la tapa del molde. El PDMS líquido y sin burbujas se encapsuló en las piezas impresas en 3D. Como puede verse, en este paso las partes que se muestran en (d) y (e) que se llenaron y cubrieron con PDMS se cierran juntas para formar el área encapsulada. ( g ) PDMS se curó a 25 ° C en 1 semana. El PDMS curado se eliminó de los moldes impresos en 3D y se formó la parte funcional de la micropinza.

Los pasos de fabricación de la micropinza se muestran en la Fig. 3. Para formar los dispositivos, se vertió el PDMS líquido en la parte principal de los moldes, que contiene tres orificios. Además, la tapa del molde, que era responsable de formar el canal y la cavidad, se cubrió con PDMS líquido (Fig. 3d, e). Luego se colocaron al vacío para eliminar todas las burbujas del líquido. Se cerraron las dos partes de los moldes (Fig. 3f). Finalmente, los moldes con PDMS líquido encapsulado dentro de ellos se colocaron al vacío para eliminar todas las burbujas atrapadas residuales. Después de dejar los moldes durante 1 semana a temperatura ambiente (25 ° C), las dos piezas se abrieron y el PDMS curado se retiró lentamente (Fig. 3g). Debido a que el PDMS curado era muy blando con un módulo joven de 1 MPa, fue posible retirarlo de los moldes sin dañarlo. La imagen SEM de los tres dedos de la micropinza se muestra en la Fig. 4.

Imagen SEM de tres dedos, y montaje y finalización de la micropinza. (a) Imagen SEM de los dedos. El diámetro de cada dedo es de 300 μm y la distancia de centro a centro entre cada dos dedos es de 600 μm. El Triángulo de la imagen muestra las distancias de centro a centro entre los dedos. La longitud de cada dedo es de 1,5 mm. (b) Elementos de la micropinza. ( c ) Micropinza finalizada.

El paso final de la fabricación fue ensamblar las piezas de la micropinza y finalizar el dispositivo. Para ello, la estructura previamente fabricada se adhirió a una placa de PDMS curado mediante tratamiento con plasma de oxígeno y agua como líquido de unión63,64. Cuando el agua finalmente se evaporó, se formó un fuerte vínculo hermético entre dos piezas de PDMS curado, y toda la cavidad y el dispositivo se formaron con éxito. Las partes y el dispositivo finalizado se muestran en la Fig. 4.

La caracterización de la deflexión de la micropinza se realizó utilizando jeringas de microlitros precisas bajo un microscopio óptico. Para caracterizar los grados de desviación, el dispositivo se colocó bajo un microscopio óptico Nikon. Los gráficos de deflexión-volumen se obtuvieron cambiando el volumen de agua inyectada en la cavidad de la micropinza. Para controlar con precisión el volumen de agua inyectado en la cavidad, se utilizaron microjeringas precisas, fabricadas por Hamilton. Después de inyectar manualmente el volumen requerido de agua en la cavidad utilizando la microjeringa ya través de un tubo adecuado, las desviaciones se midieron en imágenes ópticas que se tomaron utilizando el software del microscopio Nikon. La vista lateral de los dedos doblados y el ángulo medido se muestran en la Fig. 5.

La vista lateral de los dedos y la vista lateral de los dedos doblados y el ángulo de doblado. (a) La vista lateral de los dedos de la micropinza. (b) La vista lateral del dedo de flexión y el ángulo de flexión medido (α).

Como es obvio en la Fig. 5b, se formó una microjaula entre los tres dedos después del cierre completo de la micropinza. Esta microjaula puede ser útil para agarrar objetos pequeños y frágiles. Los resultados de las mediciones experimentales de volumen inyectado por flexión para la micropinza se muestran en la Fig. 6.

Caracterización de la flexión de la micropinza. La flexión del dedo se midió bajo un microscopio óptico. El ángulo (α) se midió en función del volumen de agua inyectado en la cavidad. Los ángulos negativos representan los ángulos durante el régimen de cierre.

Los experimentos se realizaron para observar desviaciones de menos de 15°. Después de realizar la caracterización de la deflexión o agarrar una muestra que provocó que la membrana se doblara más de 100 veces, no se observó ruptura en la membrana, histéresis en las curvas de deflexión ni cambios en el rendimiento. Aun así, las desviaciones de más de 25° pueden provocar el rompimiento de la membrana, fugas y deterioro del rendimiento de la micropinza. En la Fig. 7 se aprecia el rapto inmediato de la membrana y cierre de la micropinza para volúmenes mayores, y el comportamiento no lineal de la micropinza.

Comportamiento no lineal de la micropinza y rapto de la membrana. La flexión del dedo se midió bajo un microscopio óptico. El ángulo (α) se midió en función del volumen de agua inyectado en la cavidad. Esta medida se realizó para volúmenes inyectados superiores y se observó el rapto de la membrana para volúmenes superiores a 3,5 (µL) y ángulos superiores a 25°.

Para medir las fuerzas producidas por la micropinza se utilizó un sensor de microfuerza AE-800. Este sensor funciona en base a un mecanismo piezoresistivo. Para una medición eficaz y evitar cualquier extravío no deseado durante la medición de la fuerza, el sensor y la micropinza se colocaron bajo un estereoscopio. Para garantizar la medición adecuada, el espacio entre el dedo y el voladizo del sensor debe ser cero. Además, la superposición espacial entre el dedo y el voladizo se ajustó con precisión a una cantidad específica de 300 µm para todos los experimentos. En la Fig. 8 se pueden ver las imágenes ópticas del dedo y el sensor.

Medida de fuerza mediante sensor AE-800. (a) Una imagen óptica de la micropinza y el sensor de fuerza. Se puede ver la ubicación sugerida de la micropinza y el sensor. (b) La vista lateral de un dedo y el voladizo del sensor.

El resultado de las mediciones del volumen inyectado a la fuerza para la micropinza se muestra en la Fig. 9.

Medida de fuerza. La fuerza producida por un dedo de la micropinza se mide bajo un microscopio óptico utilizando un sensor de fuerza piezorresistivo AE-800. Los cambios de fuerza producidos se muestran frente a los cambios en el volumen de agua inyectado en la cavidad. Las fuerzas negativas representan las fuerzas producidas durante el régimen de cierre.

La fuerza hidráulica producida al inyectar agua en la cámara se transfirió a la membrana y luego de la membrana a los dedos. Esta fuerza se puede transferir al objeto para agarrarlo. La fuerza transferida al objeto está limitada debido a la compresibilidad y flexibilidad del PDMS blando. Los dedos se pueden doblar, y esto delimita la fuerza transferida al objeto. Además, la membrana es una fina capa de 150 µm de PDMS blando que se puede doblar y delimitar la fuerza transferida. Para aumentar la capacidad de carga de las micropinzas desarrolladas, el desarrollador puede cambiar algunos parámetros en los dedos, la membrana y el material. El material blando con un módulo de Young más alto y menos compresibilidad puede reducir la compresión y la flexión no deseada de los dedos y aumentar la carga producida por la pinza. Al mismo tiempo, un módulo de Yong más alto puede dificultar la fabricación de dispositivos con el mismo moldeado de material blando encapsulado. Un dedo más corto y grueso puede aumentar la carga, mientras que uno más largo y delgado la disminuye. Una membrana más gruesa puede reducir la flexión local de la membrana en los puntos de conexión de los dedos y la membrana, lo que puede aumentar la carga producida por las pinzas.

Las comparaciones de la simulación y las mediciones experimentales se muestran en la Fig. 10. Este gráfico muestra que los resultados de la simulación y los experimentales concuerdan muy bien, lo que significa que el modelo 3D se desarrolló adecuadamente y se puede usar más tarde en el proceso de diseño del nuevo dispositivos. La simulación y la medición experimental tienen la misma tendencia y muestran casi la misma pendiente que se muestra en la Fig. 10. La pendiente en algunas piezas es exactamente similar, pero en el régimen de apertura, la simulación muestra una pendiente general de 15.71 y las mediciones muestran una pendiente total de 11,43. De manera similar en el régimen de cierre, la simulación muestra una pendiente global de 8,57 y el experimento muestra 7,14 para el mismo parámetro. Si bien los valores punto a punto pueden ser diferentes, la misma tendencia y pendientes cercanas muestran la concordancia entre el comportamiento del dispositivo en la simulación y el experimento. Las diferencias entre la simulación y las mediciones pueden deberse a fugas, la incertidumbre del método de fundición del material blando y la falta de uniformidad del material. Además, el modelo puede necesitar alguna mejora. Un mayor desarrollo de esta simulación puede proporcionar una poderosa herramienta para el diseño y la optimización de los parámetros de las micropinzas requeridas en el futuro.

Comparación de la simulación y la medida experimental. La comparación entre simulación y medición para la micropinza. La simulación y la medición experimental muestran la misma tendencia y casi la misma pendiente que se muestra en la figura.

El agarre y la manipulación de especímenes biológicos frágiles puede ser un desafío debido al daño potencial que puede ocurrir durante este proceso al espécimen. Este daño puede ser el resultado de choques químicos, choques térmicos, exceso de presión, descarga eléctrica, etc.65,66. La micropinza desarrollada está fabricada con un material blando biocompatible y el estimulante para el accionamiento de esta micropinza es la presión hidráulica. En ausencia de cualquier otro parámetro peligroso para los tejidos o una muestra viva, una fuerza adicional puede ser la única razón para dañar células, tejidos y todo tipo de muestras vivas. En el caso del agarre de una hormiga, el éxtasis del cuerpo y el daño en el cuello y las articulaciones pueden estar entre los daños que pueden ocurrir durante el proceso de agarre y por una fuerza extra67.

Para probar la hipótesis de que la micropinza desarrollada puede manipular con precisión una muestra biológica frágil, se realizó la manipulación de una hormiga bajo un microscopio. La longitud de la hormiga era de casi 3 mm y el ancho promedio de su cuerpo rondaba los 400 µm. Microgripper pudo agarrar, sostener y soltar una hormiga viva sin dañarla físicamente. Entonces, al ajustar la presión y la ubicación de los dedos, la manipulación del frágil espécimen se realizó con éxito. La manipulación de una hormiga se muestra en la Fig. 11. Para este propósito, se indujeron 543 µN de fuerza a la hormiga, que fue la fuerza máxima medida que produjo el dispositivo al comienzo del cierre completo de los dedos. Además, al succionar más agua de la cavidad no se observaron daños al insecto.

Manipulación de un insecto vivo. (a) Comience a agarrar a la hormiga. Se utiliza una aguja para sujetar el insecto en la parte superior de la pinza. (b) Manejo exitoso de una hormiga viva usando un dispositivo de forma cuadrada. (c) Apertura de la pinza para soltar la hormiga. (d) Ant dejó la pinza sin ningún daño.

Si bien la capacidad de la micropinza desarrollada para sujetar y manipular un objeto pequeño depende de varios factores, como el tamaño, la forma general, la morfología de la superficie y el peso del objeto, es útil calcular los valores de apertura de la pinza. En el caso de que el objeto tenga forma esférica si se sujeta el objeto con el medio de los dedos, el diámetro de la esfera puede ser de hasta 1,43 mm. Si las mismas esferas son lo suficientemente ligeras como para agarrarlas con la punta de los dedos, su diámetro puede ser de hasta 2,86 mm. Debido a que los dedos se pueden cerrar por completo, teóricamente no hay un tamaño mínimo que estas pinzas puedan agarrar y manejar. Esta capacidad de la pinza se puede medir experimentalmente levantando balas de diferentes diámetros y pesos. Para este propósito, se fabricaron varias bolas de alambre de soldadura calentando una punta del alambre de soldadura con una longitud y peso específicos. Los pesos preparados con diferentes diámetros de punta de bola se pueden ver en la Fig. 12. El beneficio de esta técnica es la posibilidad de ajustar el peso total cambiando la longitud de los alambres, mientras que el tamaño de la bola (punta del alambre) es constante

Pelotas con varios tamaños y pesos regulables, y capacidad de halterofilia. El tamaño de las bolas se ajusta derritiendo la punta del alambre de soldadura. (a) 0,5 mm, (b) 1 mm, (c) 1,5 mm, (d) 2 mm, (e) 2,5 mm. (f) Aquí se puede ver el peso máximo que una micropinza desarrollada puede levantar para una pelota con varios diámetros. La micropinza no puede agarrar y levantar una bola de 2 mm de diámetro o más.

Examinamos la capacidad de la micropinza para manipular varios tamaños y pesos, sujetando y levantando bolas de varios diámetros, y los resultados se pueden ver en la Fig. 12f. El peso máximo que puede levantar la micropinza es de 168 mg para 0,5 mm de diámetro.

La innovadora micropinza se desarrolló utilizando la técnica de moldeo de materiales blandos y con el uso de moldes impresos en 3D. Esta micropinza monolítica hecha de PDMS, con su fuerza y movimiento producidos controlables con precisión, convirtió a este manipulador innovador en una opción práctica para el manejo de muestras biológicas.

Como se mencionó en la parte de fabricación, la micropinza propuesta se puede fabricar en un moldeado de PDMS de un solo paso. La innovadora técnica de moldeo encapsulado se utilizó para fabricar la micropinza que se presenta en este documento. El mecanismo de actuación es la flexión de una membrana flexible debido a las diferencias de presión en dos superficies de la membrana. Como se puede concluir de la Ec. (1) la diferencia de presión más alta, o una membrana más delgada causará más deformación. Esto también es aprobado por simulaciones. Al mismo tiempo, una membrana más gruesa o un material más rígido pueden limitar la deformación de la membrana cuando se expone a la misma diferencia de presión o con la misma cantidad de volumen de agua inyectada. Los dedos de la micropinza se colocaron sobre esta membrana flexible.

La precisión en la flexión de los dedos se revela a partir de la caracterización. Esto se debe a que la flexión de los dedos es proporcional al volumen inyectado con precisión en el dispositivo que fue controlado por microjeringas precisas. La amplia gama de flexión precisa de los dedos, junto con la limitación de la fuerza transferida al objeto debido al uso de material blando, confirma la capacidad de la micropinza para manipular una amplia gama de objetos frágiles. El ángulo de flexión de cada dedo osciló entre 8° de cierre y 13° de apertura del dispositivo. La precisión de la desviación de los dedos depende en gran medida de la precisión de las jeringas de microlitros y de la precisión en el control de las jeringas. Cada paso del volumen inyectado en la cavidad de una micropinza fue de 0,1 µL en este estudio. Y el paso mínimo del ángulo de flexión medido fue de 0,5° para el dispositivo.

La medición de la fuerza reveló que la fuerza máxima producida por la micropinza es inferior a 1 mN, lo que significa que es adecuada para la manipulación de muestras biológicas68. La fuerza máxima absoluta producida por un solo dedo en un dispositivo es de alrededor de 181 µN, lo que significa que tres dedos pueden imponer alrededor de 543 µN en una muestra. La relación fuerza-volumen, que puede describirse como la fuerza absoluta dividida por el volumen de la pinza y el actuador, para la micropinza es de 1,13 mN/mm3. Como referencia, otras pinzas blandas tienen una fuerza máxima absoluta producida de 50 mN, 3 mN y 2,2 mN, y cuando se tiene en cuenta el tamaño de las pinzas, la relación fuerza-volumen es de 0,78, 3,3 y 0,047 mN/mm3 respectivamente69,70, 71. Tanto la fuerza producida como la relación fuerza-volumen son mayores o comparables con otros manipuladores blandos de la literatura57. Además, la capacidad de este dispositivo desarrollado para levantar varios pesos se midió levantando esferas con varios pesos y diámetros. 168,4 mg para esferas de 0,5 mm fue la capacidad máxima de levantamiento de pesas del dispositivo.

La simulación de la micropinza reveló que el modelo 3D en la simulación de elementos finitos se puede utilizar con éxito para predecir la actuación de los dedos. Los resultados de esta simulación se pueden utilizar como herramienta de diseño para optimizar los parámetros requeridos del dispositivo. Los desacuerdos entre la simulación y las mediciones experimentales pueden deberse principalmente a la variación a microescala del PDMS utilizado en la membrana, las variaciones del material blando durante la fabricación o las resoluciones del método de fabricación. La absorción de la presión hidráulica por diferentes partes, como los tubos blandos que se usaron para transferir la presión de las jeringas al dispositivo o las superficies blandas, excepto la membrana, pueden ser otros problemas que causen diferencias entre las simulaciones y las mediciones experimentales. Si bien los modelos más refinados pueden generar una mejor predicción de la forma de movimiento de las micropinzas, la simulación actual muestra una predicción adecuada de la desviación de los dedos.

Mediante el uso de impresoras 3D con resoluciones más altas, se pueden lograr más niveles de miniaturización72. Además, la integración de los sensores micro/nano en las micropinzas desarrolladas puede allanar el camino para desarrollar micromanipuladores con la capacidad de diagnosticar y detectar durante la realización de los procedimientos requeridos73.

El proceso de fabricación se inició con la impresión en 3D de los moldes adecuados utilizando la microimpresora Perfactory fabricada por EnvisionTEC. Después de imprimir los moldes, se realizó el fotocurado de los moldes. Y se dejan en el horno a 65 °C durante 72 h. Después de eso, los moldes se cubrieron con gas silano, porque los moldes sin tratar son más pegajosos para el PDMS. Como se muestra en la Fig. 3, los moldes se combinan a partir de dos piezas diferentes y formarán un espacio cerrado después del ensamblaje. Por lo tanto, para fabricar una estructura basada en PDMS, los moldes primero deben llenarse y cubrirse con PDMS y eliminar las burbujas en el vacío, luego los moldes se cerrarán y, finalmente, se hundirán en PDMS y se colocarán nuevamente en el vacío para Retire las bolitas que puedan quedar durante 30 min. Los moldes y el PDMS se dejaron a temperatura ambiente (25 °C) durante 1 semana y luego las estructuras basadas en PDMS de curado lento se retiraron cuidadosamente de los moldes. Para dar forma a la estructura final, la estructura basada en PDMS se adhirió a la superficie de una lámina del mismo material y, finalmente, se conectó una pieza de un tubo al canal para que el dispositivo funcionara.

Como se mencionó, se utilizó ABAQUS 6.12 para construir un modelo 3D para simular el accionamiento hidráulico de la micropinza. El modelo utilizó 376.938 elementos tetraédricos y constaba de elementos tetraédricos híbridos modificados de 10 nodos (ABAQUS C3D10MH). Los elementos tetraédricos modificados proporcionaron una buena tasa de convergencia y evitaron el bloqueo volumétrico. Los modelos de materiales hiperelásticos eran muy capaces de describir la respuesta no lineal de materiales complejos. Con los datos del experimento ajustados y analizados, el PDMS se modeló como un modelo de Gent incompresible e isotrópico, que estaba satisfecho con la convergencia y la estabilidad de la solución. Se aplicó el modelo Gent con la condición isotrópica y las propiedades del material fueron \(\mu = 0.4\; \text{MPa}\) y \(J_{m} = 5.5\) para el material PDMS estudiado.

Para la caracterización, la apertura y cierre de las micropinzas, y lograr la curva "Desviación-Volumen Inyectado", la micropinza se colocó bajo un microscopio óptico y se conectó a una jeringa de precisión de microlitros. Las jeringas de microlitros utilizadas en este estudio fueron fabricadas por Hamilton. La inyección del volumen adecuado se realizó manualmente con estas microjeringas. Cambiando el volumen inyectado en la cavidad y midiendo la desviación del dedo bajo el microscopio, la caracterización se realizó con éxito y se logró la curva de desviación-volumen inyectado.

El sensor de microfuerza AE-800 es un sensor piezorresistivo en voladizo que se utiliza para medir la fuerza producida por los dedos de la micropinza. Para la correcta colocación del dedo sobre el sensor, todo el proceso se realizó bajo un estereoscopio óptico.

Se eligió una hormiga como muestra biológica en este proyecto, se agarró y manipuló con éxito como se muestra en la Fig. 11. Para este propósito, la hormiga se colocó en una bolsa de hielo y se detuvo debido a la baja temperatura. Esto hizo que fuera más fácil agarrar al insecto. La captura de la muestra biológica se realizó bajo un estereoscopio Nikon. Después de agarrar a la hormiga, se separó de la bolsa de hielo de manera que se calentó y comenzó a moverse nuevamente. Después de 1 minuto de sujetar el insecto en movimiento, se soltó y no se observaron lesiones.

Para comprobar la capacidad de la micropinza desarrollada para agarrar y levantar objetos de varios pesos y tamaños, se prepararon bolas de varios diámetros fundiendo una punta de alambres de soldadura. La longitud del cable unido a la pelota ajustaba el peso total del objeto. Luego las bolas fueron agarradas y levantadas verticalmente para medir el peso máximo que la pinza puede levantar para cada diámetro.

Los conjuntos de datos utilizados y/o analizados durante el estudio actual están disponibles del autor correspondiente a pedido razonable.

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Descargar referencias

Departamento de Ingeniería Eléctrica y Ciencias de la Computación, Texas A&M University, College Station, TX, EE. UU.

Sina Baghbani Kordmahale y Jun Kameoka

Departamento de Ingeniería Mecánica, Texas A&M University, College Station, TX, EE. UU.

Jian Qu y Anastasia Muliana

Escuela de Graduados en Información, Producción e Investigación de Sistemas, Universidad de Waseda, Kitakyushu, Japón

Jun Kameoka

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JK y SBK concibieron la idea de tener una micropinza. SBK diseñó y desarrolló micropinzas, estableció los protocolos de fabricación, realizó caracterizaciones y preparó el primer borrador del manuscrito. JQ desarrolló el modelo de elementos finitos para la simulación y la ingeniería de formas futuras, realizó las simulaciones y escribió el primer borrador de las simulaciones. JK y AM supervisaron la investigación, validaron toda la información y revisaron el manuscrito. Todos los autores coescribieron el manuscrito.

Correspondencia con Jun Kameoka.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Baghbani Kordmahale, S., Qu, J., Muliana, A. et al. Una micropinza blanda hidráulica para estudios biológicos. Informe científico 12, 21403 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-25713-1

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Recibido: 12 Septiembre 2021

Aceptado: 05 diciembre 2022

Publicado: 10 diciembre 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-25713-1

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