방법 논문

Bidirectional electrical and Optoelectronic interfaces in healthy and ischemic ex vivo Rat Hearts(건강한 쥐와 허혈성 생체 외 쥐 심장의 양방향 전기 및 광전자 인터페이스)

DOI:

10.3791/68305

⸱

2025년 7월 18일

 ,  ,  ,  ,  , 
1Pritzker School of Molecular Engineering, The University of Chicago, 2The James Franck Institute, The University of Chicago, 3Department of Chemistry, The University of Chicago, 4The Institute for Biophysical Dynamics, The University of Chicago

* These authors contributed equally

이 논문에서

요약

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

이 프로토콜은 광학 및 전기 양방향 생체 인터페이스를 위한 고급 재료 제조 및 생체 외 쥐 심장 방법을 간략하게 설명하여 생체 전자 연구를 위한 정확한 심장 자극, 기록 및 경색 모델링을 가능하게 합니다.

초록

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전기생리학적 연구는 재료와 심장 생체 계면 간의 상호 작용을 탐구하는 데 중추적인 역할을 합니다. 최근의 발전으로 심장 모델과의 양방향 인터페이스를 위한 다양한 새로운 도체 및 반도체 재료가 도입되어 높은 시공간 및 높은 신호 대 잡음비(SNR) 기록과 함께 저강도 페이싱을 용이하게 합니다. 체외 설치류 심장 모델은 새로운 재료 및 장치의 기능을 검증하기 위한 효과적인 플랫폼 역할을 하며, 윤리적 및 관리적 문제를 최소화하면서 체외 연구 결과를 중개 통찰력에 연결합니다. 이 프로토콜에서는 Langendorff 장치를 사용하여 성체 쥐 심장의 분리 및 생체 외 관류를 자세히 설명하고, 나노 다공성 실리콘, 나노 다공성 탄소 및 유연한 그물망 모양의 미세 전극 어레이를 포함한 고성능 반도체 및 전도체로 정밀한 양방향 자극 및 기록을 설정합니다. 또한 허혈-재관류(I/R) 손상으로 유발된 심근경색 모델을 제시하고, 다중 채널 기록 및 매핑, 경색 염색을 통해 평가하여 심장 질환 관련 연구 및 잠재적인 치료 탐색을 가능하게 합니다. 이 방법론은 재료-생체 계면 연구 및 차세대 심장 생체 전자 공학 개발에 대한 귀중한 통찰력을 제공합니다.

서론

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심장 생체 전자 공학 분야는 심장과 정확하고 효율적인 양방향 통신을 가능하게 하는 재료 및 장치를 개발해야 할 필요성에 따라 빠르게 발전하고 있습니다 1,2,3,4. 전기생리학적 연구는 이러한 노력에서 중추적인 역할을 하며, 조절 및 감지를 통해 재료가 심장 생체 인터페이스와 어떻게 상호 작용하는지에 대한 중요한 통찰력을 제공합니다. 배양된 HL-1 세포주 및 설치류의 1차 심근세포와 같은 체외 모델은 초기 평가를 위한 통제된 환경을 제공하지만5,6,7,8 이러한 단순성은 종종 살아있는 심장의 복잡하고 역동적인 상태를 복제하지 못합니다. 이러한 모델은 조정된 전기 전도 및 기계적 힘 생성에 중요한 심장의 3D 구조가 부족하며, 산소와 영양 전달에 중요한 리듬 수축-이완 주기나 관류 역학을 모방할 수 없습니다9. 반대로, 생체 내 모델은 생리학적으로 가장 관련성이 높은 통찰력을 제공하지만, 광범위한 교육의 필요성, 정교한 수술 설정, 엄격한 규제 프레임워크 준수 등 중요한 윤리적, 행정적, 기술적 문제를 수반합니다10.

이러한 간극을 메우기 위해, 랑겐도르프(Langendorff)가 관류된 성체 쥐 심장과 같은 체외 심장 모델은 과학적 연구에 대한 설득력 있는 대안을 제시한다11,12. 이러한 모델은 생체 내 시스템의 생리학적 관련성과 체외 설정의 제어 가능성 및 접근성을 결합합니다. 심장을 분리하고 기능적인 상태로 유지함으로써 Langendorff 장치를 통해 연구원들은 정밀하게 제어된 조건에서 심장 전기 생리학에 대한 충실도 높은 연구를 수행할 수 있습니다. 신경 입력 및 순환 호르몬과 같은 전신 변수가 없기 때문에 심장 생리학의 주요 측면을 보존하면서 결과 해석을 단순화합니다. 또한, 체외 모델은 많은 윤리적 우려를 완화하고 자원 부담을 줄여 중개 연구를 위한 다재다능하고 실용적인 플랫폼이 됩니다13.

번역 가능성 외에도 이 프로토콜은 재료 성능 평가의 벤치마크를 설정합니다. 무선 광자극을 위한 광전자 플랫폼과 유선 자극 및 녹음을 위한 전자 시스템과 같은 대표적인 재료 전략을 통합함으로써 비교 연구를 위한 재현 가능한 프레임워크를 구축합니다. 이러한 표준화는 혁신을 촉진할 뿐만 아니라 연구 그룹 전반에 걸쳐 연구 결과의 재현성과 신뢰성을 향상시킵니다. 과거에는 PEDOT(PSS14, MXene15, 이리듐 산화물16, 백금17, 몰리브덴18), 실리콘 19,20,21, 양자점 22,23,24 및 유기 반도체 25와 같은 많은 고성능 광전극 및 전극이 생체 전기 연구에 큰 가능성을 보여주었습니다. 여기에서 이 프로토콜은 나노다공성 실리콘26, 나노다공성 탄소27 및 유연한 메쉬와 같은 금 다전극 어레이(MEA)28,29를 포함한 대표적인 최첨단 재료를 제시하며, 프로토콜에 통합되어 양방향 심장 계면에서 그 기능을 입증합니다. 이러한 물질은 저강도 초역치 자극, 높은 시공간 해상도 및 높은 SNR 기록을 가능하게 하여 심장 생체 전자 공학을 발전시킬 수 있는 잠재력을 보여줍니다. 또한, I/R 손상에 의해 유도된 심근경색 모델의 포함은 질병 관련 연구 및 치료 탐색을 위한 강력한 프레임워크를 제공합니다.

이 연구는 무연 광자극 및 전기 자극을 위한 고급 재료를 제작하고 적용하고 생체 외 쥐 심장을 사용한 감지를 위한 자세한 방법을 제시합니다(그림 1A). 나노 다공성 실리콘 멤브레인은 5μm 장치 층이있는 실리콘 온 인슐레이터 (SOI) 웨이퍼에서 포토 리소그래피 패터닝, 반응성 이온 에칭 (RIE) 및 완충 된 불화 수소산 (HF) 방출을 통해 제조 된 후 염색 에칭 및 소프트 폴리 디메틸 실록산 (PDMS) 멤브레인으로 이동했다26. 전기 자극 및 기록을 위해 나노 다공성 탄소는 염 배양 셀룰로오스 기판의 레이저 절제에 의해 개발되었으며, 수상 전달 및 열 적층으로 기존의 금 전극에 비해 향상된 전하 저장 및 주입 기능을 제공합니다27. 또한 포토리소그래피, 전자빔 금속화, 에칭, 캡슐화 및 방출 프로세스를 사용하여 폴리이미드 코팅된 Si 웨이퍼에 유연한 MEA를 제작하여 공간적으로 분해된 심외막 기록 및 매핑을 가능하게 했습니다28,29.

이 프로토콜은 제작을 넘어 성체 쥐 심장 분리, 관류, 모니터링 및 광학 및 전기 장치와의 인터페이스를 위한 단계별 프로토콜을 제공합니다. 이 장치는 고립된 심장에서 테스트되었으며, 전기 생리학적 평가를 위한 페이싱 및 기록에서 대표적인 결과를 보여주었습니다. 이 프로토콜은 또한 생리학적 기록, 염색 및 형태학적 평가로 검증된 I/R을 통해 심근경색 모델을 생성하는 방법을 소개합니다. 이 포괄적인 방법론은 심장 생체 계면에서 재료 및 장치를 평가하기 위한 재현 가능한 프레임워크를 구축합니다. 그림 1B-D는 이 생체 외 심장 모델에서 평가를 위한 재료 제작 워크플로우를 간략하게 보여줍니다. 그림 2A-C는 제작된 장치의 그림에서 예상되는 결과를 보여줍니다.

프로토콜

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모든 동물 절차는 시카고 대학의 기관 동물 관리 및 사용 위원회(프로토콜 번호 72378)의 승인을 받았습니다.

1. 나노다공성 실리콘 멤브레인 제작 (그림 1B, 그림 2A, 그림 3)

  1. AutoCAD 소프트웨어에서 포토마스크 패턴을 설계합니다(그림 3). 장치 크기가 생물학적 표적의 길이 척도와 일치하는지 확인합니다. 쥐 심장의 경우 2 - 10 mm 크기의 장치를 사용하십시오. 설계에서 20 - 100 μm 직경의 작은 구멍 어레이를 추가하여 완충된 HF에서 Si 소자 층의 방출을 용이하게 합니다. 200 - 1000 μm 직경의 세 개의 큰 구멍을 만들어 키랄 문자 L을 형성하여 멤브레인의 올바른 면을 식별하는 데 도움이 됩니다.
  2. 초음파 수조에서 아세톤과 이소프로필 알코올(IPA)로 SOI 웨이퍼를 각각 3분 동안 세척합니다. 핫 플레이트에서 200°C에서 20분 동안 탈수 베이킹을 수행합니다.
  3. 3000 분당 회전수에 두꺼운 포지티브 저항 AZ40XT-11D를 3 분 동안 115 °C에 굽기 45 s 스핀 코팅. 웨이퍼에 포토레지스트를 너무 많이 붓지 않도록 주의하십시오. 스핀 코팅 후 아세톤 면봉을 사용하여 웨이퍼 뒷면의 잔여물을 청소합니다.
    주: AZ40XT-11D는 아주 점성이 있는 긍정적인 감광저항제입니다.
  4. Heidelberg MLA150 direct writer를 사용하여 375nm 및 800mJ/cm2의 선량에서 포토레지스트 패턴을 노출시킵니다. 110°C에서 2분 동안 노출 후 베이킹을 수행합니다.
  5. AZ 300MIF 개발자에서 2분 동안 패턴을 개발합니다. 웨이퍼를 탈이온수(DI)로 60초 동안 헹군 다음N2 공기로 건조시킵니다.
  6. 10mT의 챔버 압력으로 유도 결합 플라즈마 불소 에칭기에서 600W의 유도 결합 플라즈마와 60W의 무선 주파수를 사용하여 SF6/CHF3 (20 sccm:50 sccm) RIE 공정을 사용하여 12분 동안 노출되지 않은 SOI를 에칭하면 약 660nm/min의 에칭 속도가 생성됩니다.
  7. AZ NMP를 사용하여 80°C 초음파 수조에서 10분 동안 포토레지스트를 벗겨내고 초음파 수조에서 아세톤으로 3분 동안 웨이퍼를 세척한 다음 IPA에서 3분 동안 세척하고 압축 질소를 사용하여 건조합니다.
  8. 매립된 산화물 층을 제거하기 위해 실온에서 완충된 HF에 샘플을 담그십시오. 장치는 4 - 8 시간 내에 해제됩니다. 용액 온도(40°C)를 약간 높여 방출을 용이하게 합니다.
  9. 1cm x 1cm 여과지로 방출된 멤브레인을 두 개의 별도 DI 수조에 순차적으로 조심스럽게 옮겨 잔류 HF를 제거합니다.
    참고: 여기에서 실험을 일시 중지할 수 있습니다. 멤브레인을 IPA 수조에 담가 4°C에서 보관합니다.
  10. 여과지를 사용하여 멤브레인을 탈이온(DI) 물이 담긴 페트리 접시에 옮깁니다. 멤브레인은 소수성과 표면 장력으로 인해 물 표면에 떠 있습니다.
    참고: 실리콘 멤브레인은 Marangoni 효과30으로 인해 IPA에서 물로 엄격하게 이동할 수 있습니다.
  11. 별도의 페트리 접시에 농축 HF와 농축 질산의 100:1 부피 비율(예: HF 10mL 및 HNO3 0.1mL)을 포함하는 염색 에칭 용액을 만듭니다. 에칭하기 전에 잘 혼합하십시오.
  12. 여과지가 있는 멤브레인을 스테인 에칭 용액에 옮기고 30초 동안 에칭합니다. 세 개의 주요 구멍에 의해 형성된 문자 L 방향에 유의하여 Si 멤브레인의 측면에주의하십시오. Si 멤브레인은 멤브레인의 한쪽 면만 에칭되는 에칭액에 떠 있어야 합니다.
  13. 여과지가 있는 멤브레인을 두 개의 별도 DI 물 접시로 옮겨 잔류물 HF를 씻어냅니다.
    참고: 여기에서 실험을 일시 중지할 수 있습니다. 멤브레인을 IPA로 옮겨 4°C에서 보관합니다.
  14. 얇은 PDMS로 지지 기판을 만듭니다. 파트 A(베이스 폴리머)와 파트 B(경화제)를 10:1의 중량 비율로 혼합하고 30분 동안 가스를 제거합니다.
  15. 스핀 코트 PMMA(495 A6) 유리 슬라이드의 희생 층은 2,000rpm에서 45초 동안 슬라이드합니다. 180°C에서 60초 동안 굽습니다.
  16. PMMA 코팅 유리에서 4,500rpm에서 45초 동안 PDMS를 스핀 코팅하면 두께가 10 - 20μm가 됩니다. 80 °C 오븐 또는 핫 플레이트에서 2 시간 동안 경화합니다.
    참고: 기계적 손상을 완화하기 위해 PDMS는 나노다공성 실리콘 멤브레인을 수용하기 위한 부드러운 기판으로 사용되어 핀셋으로 직접 취급할 때 발생할 수 있는 손상으로부터 보호했습니다.
  17. 스테인 에칭된 Si 멤브레인을 IPA에서 PDMS로 옮깁니다. 깨끗한 조직을 사용하여 과도한 IPA를 제거하면 IPA가 증발한 후 Si 멤브레인이 PDMS에 단단히 부착됩니다. 세 개의 주요 구멍에 의해 형성된 문자 L 방향을 식별하여 Si 멤브레인의 측면에주의하십시오. 에칭된 다공성 Si는 바깥쪽을 향해야 하고 에칭되지 않은 Si는 PDMS와 인터페이스해야 합니다.
  18. Si 멤브레인이 포함된 면도날을 사용하여 PDMS를 원주형으로 자릅니다. 충분한 공간을 확보하고 Si 멤브레인이 손상되지 않도록 주의하십시오.
  19. Si/PDMS가 해제될 때까지 장치를 아세톤에 담그십시오. PDMS 부종을 유발할 수 있으므로 너무 오래 담그지 마십시오. DI 물로 헹구고 N2로 말리십시오. 400W에서 10분 동안 O2 플라즈마 처리를 수행합니다.

2. 유연한 미세 전극 어레이 제작 (그림 1C, 그림 2B, 그림 4)

  1. AutoCAD에서 유연한 MEA의 구조를 설계합니다(그림 4). 전극 투영 영역은 동일하지만 기판 구조가 다른 두 가지 디자인을 소개합니다(그림 2B, 그림 4).
  2. 초음파 수조에서 아세톤과 IPA로 실리콘 웨이퍼 기판을 각각 3분 동안 청소합니다.
    참고: 이 프로토콜은 장치 분리를 용이하게 하기 위해 폴리이미드(PI)와 Si 웨이퍼 사이의 접착력을 향상시키기 위해 추가 표면 처리가 필요하지 않습니다. 필요한 경우 접착력을 향상시키기 위해 산소 플라즈마 처리를 사용할 수 있습니다.
  3. 웨이퍼에 폴리(피로멜리틱 이무수물-co-4,4'-옥시디아닐린)의 PI 전구체 용액 4mL를 붓습니다. 웨이퍼를 1,500rpm에서 45초 동안 스핀 코팅합니다. NMP 또는 아세톤을 사용하여 웨이퍼 뒷면의 전구체를 제거합니다.
  4. 110°C에서 3분간 사전 구운 다음 180°C에서 3분간 사전 굽습니다. 프로파일 모드로 레지스트 오븐에서 PI 코팅 웨이퍼를 경화합니다. 실온에서 시작하여 4°C/min의 램프 속도로 250°C까지 가열하고 30분 동안 유지합니다. 그런 다음 웨이퍼를 2.5°C/min의 램프 속도로 350°C로 가열하고 350°C에서 60분 동안 유지한 다음 RT로 천천히 냉각합니다. 그 결과 두께가 약 5μm인 PI 필름이 생성됩니다.
  5. PI 코팅 웨이퍼를 AZ nlof 2020으로 2,000rpm에서 45초 동안 스핀 코팅합니다. 웨이퍼를 110°C에서 2분 동안 굽습니다. Heidelberg MLA150 direct writer를 사용하여 375nm 및 200mJ/cm2의 선량에서 포토레지스트 패턴을 노출시킵니다.
  6. 110°C에서 2분 동안 노출 후 베이킹을 수행합니다. AZ 300MIF Developer에서 1분 동안 패턴을 개발합니다. 웨이퍼를 DI 물로 60초 동안 헹군 다음N2 공기로 건조시킵니다.
  7. 전자빔 증발기를 사용하여 10nm의 티타늄과 200nm의 금을 증착합니다. AZ NMP를 사용하여 80 ° C bath에서 3 시간 동안 포토 레지스트를 벗겨 내고 아세톤에서 3 분 동안 초음파 bath에서 웨이퍼를 세척 한 다음 IPA에서 3 분 동안 압축 질소를 사용하여 건조시킵니다.
  8. 스핀 코팅은 두꺼운 포지티브 레지스트 AZ40XT-11D를 3,000rpm에서 45초 동안 코팅합니다. 아세톤을 사용하여 웨이퍼 뒷면의 포토레지스트를 청소합니다. 웨이퍼를 115°C에서 3분 동안 굽습니다.
  9. Heidelberg MLA150 direct writer를 사용하여 375nm 및 800mJ/cm2의 선량에서 포토레지스트 패턴을 노출시킵니다. 110°C에서 2분 동안 노출 후 베이킹을 수행합니다.
  10. AZ 300MIF Developer에서 3분 동안 패턴을 개발합니다. 웨이퍼를 DI 물로 60초 동안 헹군 다음N2 공기로 건조시킵니다.
  11. 10mT의 챔버 압력으로 유도 결합 플라즈마 불화물 에칭처에서 600W의 유도 결합 플라즈마와 60W의 무선 주파수로 SF6/CHF3 (20 sccm:50 sccm) RIE 공정을 사용하여 커버되지 않은 PI를 20분 동안 에칭합니다.
  12. AZ NMP를 사용하여 80 ° C 수조에서 10 분 동안 포토 레지스트를 벗겨 내고 아세톤에서 3 분 동안 온화한 초음파 처리로 웨이퍼를 청소한 다음 IPA에서 3 분 동안 압축 질소를 사용하여 건조시킵니다.
    알림: 장치가 분리되지 않도록 저전력 초음파를 사용하십시오. PI가 분리되는 징후를 보이면 초음파 처리를 피하십시오.
  13. 헥사메틸디실라잔(HMDS) 오븐에서 웨이퍼를 가공하여 HMDS 처리를 적용합니다. 스핀 코트 SU-8 2002, 2,000rpm, 45초. 그 결과 SU8 두께는 약 2.5μm가 됩니다.
  14. 웨이퍼를 95°C에서 20분 동안 굽습니다. Heidelberg MLA150 direct writer를 사용하여 375nm 및 950mJ/cm2의 선량에서 포토레지스트 패턴을 노출시킵니다.
  15. SU-8 Developer에서 1분 동안 패턴을 개발합니다. IPA와 DI 물로 헹구고N2 가스로 건조시킵니다. IPA 헹굼 중 웨이퍼에 흰색 얼룩이 나타나면 흰색 얼룩이 사라질 때까지 웨이퍼를 SU8 현상액에 담그십시오.
  16. 160°C에서 하룻밤 동안 하드 베이킹을 수행합니다. 급성 실험의 경우 더 짧은 베이킹 시간(~30분)을 사용합니다. 150°C 미만 또는 200°C 이상에서 굽지 마십시오. 기판에서 유연한 PI 지원 유연한 MEA를 벗겨냅니다.

3. 나노다공성 탄소 제조 (그림 1D, 그림 2C, 그림 5)

  1. 설계 소프트웨어에서 탄소 필름 패턴을 설계합니다(그림 5).
    참고: 이 방법에는 나노다공성 탄소 기반 자극 전극과 감지 전극의 두 가지 종류의 전극에 대한 제조 프로토콜이 포함되어 있습니다.
  2. 여과지를 붕산나트륨(0.15M, pH 9.4) 수용액에 1시간 동안 함침시킨 다음 60°C에서 하룻밤 동안 건조시킵니다(그림 1D).
    참고: 1등급 Whatman 여과지는 주로 대표적인 섬유 기반 다공성 기판으로 사용되었습니다. 붕산나트륨은 함침 및 건조 공정 후에 셀룰로오스 섬유에 통합됩니다. 소금은 레이저 합성에서 광화학적 탄화를 촉진하는 촉매로 작용합니다27.
  3. 사전 설계된 패턴이 있는 CO2 레이저를 사용하여 레이저 합성을 수행합니다(그림 5A). 최적화된 매개변수로 래스터 모드에서 패터닝 수행: 전력 = 1.8W; 속도 = 1.6cm/s; 인치당 포인트 = 1000.
  4. 50μm 두께의 폴리에틸렌 테레프탈레이트(PET) 필름을 준비하고 초음파에서 아세톤과 이소프로필 알코올(IPA)로 각각 3분씩 필름을 세척합니다.
  5. 전자빔 증발기를 사용하여 5nm의 티타늄과 100nm의 금을 증착합니다. MEA를 PET 필름(12.5μm)에 전달하기 위해 물 상 전달 절차를 적용합니다.
    참고: 수상 전달은 수상 분리와 모세관 전달의 두 가지 연속 프로세스를 사용하여 수행되었습니다.
  6. 물 상 분리 동안 박리를 위해 종이 기판을 DI 물에 서서히 담그십시오.
    참고: 셀룰로오스 팽창에 의해 유도된 변형 에너지는 1초 이내에 지지 기판에서 탄소 멤브레인의 분리를 촉진하여 탄소 멤브레인이 물 표면에 떠오르게 했습니다.
  7. 모세관 전달 중에 물 매체에서 패턴을 전달하기 위해 PET 필름과 같은 지지 기판을 사용하십시오. 기판을 물에 담그고 원하는 탄소 멤브레인의 한쪽 끝과 접촉시켜 접촉선(전사 선단)을 형성합니다. 그런 다음 기판을 손으로 잡고 낮은 속도로 기울어 지거나 수직 방향으로 움직입니다.
    참고: 소수성 지지 기판의 경우 접촉선 형성을 돕기 위해 외력 또는 O2 플라즈마 처리를 적용할 수 있습니다.
  8. 전사 후 약 20μL의 과불화술폰산(PFSA) 고분자 용액(저급 지방족 알코올과 물의 혼합물에서 ~5% 농도)을 탄소 패턴에 도포하고 실온(23°C) 및 압력(1atm) 조건에서 건조시켜 고정합니다.
  9. 나노다공성 탄소계 자극전극을 전도성 은 접착제를 사용하여 Cu wire에 연결하여 고정합니다. Cu 와이어와 전극 사이의 노출된 접합부를 실리콘 접착제로 캡슐화하여 절연성과 안정성을 보장합니다. 실온에서 3시간 동안 경화한 후 자극 전극을 사용할 준비가 된 것입니다. 여기에서 실험을 일시 중지할 수 있습니다.
  10. AutoCAD에서 탄소 및 MEA 패턴을 설계합니다(그림 5B). 2단계에서 설명한 대로 표준 포토리소그래피 절차를 사용하여 25μm PI 필름에 4 x 4 미세 전극 어레이를 제작합니다.
    참고: PI 필름은 PI 전구체를 통해 생성하거나 AZ2020 포토레지스트를 사용하여 Si 웨이퍼에 상업용 PI 필름을 적층하여 생성할 수 있습니다. 포토리소그래피 및 금속 증착을 위한 프로토콜은 2단계와 동일합니다.
  11. 3.1-3.3 단계와 같이 소금 함침 및 레이저 쓰기 후 종이 기판에 모놀리식 탄소 멤브레인(2cm x 2cm)을 만듭니다. 3.6-3.9단계와 같이 표준 수상 전달 방법을 사용하여 탄소 패턴을 사전 설계된 PET 지지 필름으로 전사합니다.
  12. 헥산 함량 10wt% 폴리에틸렌-코비닐아세테이트(EVA) 용액을 탄소 패턴에 적용하고 실온(23°C) 및 압력(1기압) 조건에서 건조될 때까지 기다립니다. 10μm 두께의 PET 템플릿(밑면에 EVA 코팅이 되어 있음)을 MEA 패턴에 정렬된 16개의 구멍으로 설계하고 레이저 절단하여 캡슐화 레이어 역할을 합니다.
  13. PET 지지대에 MEA, PET 캡슐화 층 및 탄소 멤브레인을 정렬합니다. 전사 및 캡슐화를 위해 120°C의 가공 온도에서 상업용 핫 라미네이터를 사용하여 어셈블리를 누릅니다.
  14. 나노다공성 탄소 기반 감지 전극을 실온으로 냉각하고 잔여물을 제거한 후 에탄올과 물로 3회 헹궈낸 후 사용합니다.

4. 쥐 심장 분리, 관류 및 모니터링(그림 6)

  1. 심장을 추출하기 전에 쥐를 준비합니다(그림 6A). 이 프로토콜은 Charles River에서 얻은 3-4개월 된 수컷 CD/SD 쥐를 사용했습니다.
  2. 표 1에 따라 화학 물질을 용해하여 N-2-hydroxyethylpiperazine-N'-2-ethanesulfonic acid (HEPES) Tyrode's Solution을 준비합니다. 2M NaOH로 pH를 7.2-7.4로 조정합니다. 0.5-1시간 동안 산소 가스를 버블링하여 사전 산소화하고 실험이 끝날 때까지 산소화를 계속합니다.
  3. 행크스의 균형 잡힌 소금 용액(HBSS, 칼슘 없음, 마그네슘 없음) 튜브 3개를 얼음 위에 놓습니다. 깨끗한 수술 도구(날카로운 가위, 구부러진 가위, 지혈기 2개, 날카로운 핀셋, 작은 핀셋 2쌍)를 준비합니다.
    참고: 수술은 생존을 위한 것이 아니므로 불임이 필요하지 않습니다.
  4. 동물 시설에서 체중이 400-500g 인 성인 CD / SD 수컷 쥐를 가져 오십시오. 0.5mL의 헤파린(1000IU/kg)을 복강내로 하복부에 투여합니다. 보호를 위해 두꺼운 장갑을 사용하여 쥐를 잡으십시오.
  5. 복부가 드러나도록 쥐의 등 위쪽을 잡습니다. 쥐를 단단히 잡되 동물을 다치게하지 않도록 과도한 힘을 가하지 마십시오. 헤파린 용액을 빠르고 정확하게 주입합니다. 20-30분 동안 기다립니다. 그 동안 Langendorff 장치를 준비합니다.
    참고: 적절한 수술 절차 준비 단계를 보장하기 위해 쥐를 미리 마취시킬 수 있습니다.
  6. HEPES Tyrode의 용액을 다시 채우기 전에 정맥 요법 (IV) 백을 물로 씻고 완전히 건조시켜 적절한 최종 구성을 보장하십시오. 사전 산소화된 HEPES Tyrode의 솔루션으로 가방을 채웁니다.
  7. 37°C에서 Langendorff 장치의 온도 조절기와 물 순환을 켭니다(그림 6A). 캐뉼라, 봉합사를 준비하고 조직 절단을 위해 냉팩에 페트리 접시를 놓습니다. 절편하기 전에 얼음처럼 차가운 HBSS로 캐뉼라를 프라이밍합니다.
  8. 쥐 개흉술 시행을 준비합니다(그림 6B). 벨 항아리 구성에서 이소플루란으로 동물을 마취합니다. 거즈 패드로 채워진 50mL 튜브에 8-10mL의 이소플루란을 넣습니다. 용기에 열린 튜브(이소플루란 포함)로 동물을 동봉합니다.
  9. 발가락 핀치 반사를 테스트하여 마취의 진행 상황을 관찰합니다. 동물은 마취되고 2-3분 이내에 의식을 잃습니다. 쥐의 상태를 주의 깊게 모니터링하고 의식을 잃은 직후 수술 보드로 옮깁니다. 장시간의 마취는 쥐의 죽음을 초래할 수 있습니다.
  10. 동물을 수술판으로 옮깁니다. 등을 대고 거즈 패드로 채워진 50mL 튜브에 5mL의 이소플루란을 쥐의 입에 놓습니다. 한쪽 발을 꼬집어 전신 마취를 확인합니다. 응답이 표시되지 않은 경우에만 계속합니다.
  11. 바늘로 위쪽과 아래쪽 팔을 수술 보드에 고정합니다. 절개 (~ 5cm)하여 가슴 바로 아래에있는 쥐의 흉곽을 엽니 다. 횡격막을 조심스럽게 잘라 심장과 폐를 노출시킵니다.
  12. 양쪽의 갈비뼈를 잘라 흉곽을 완전히 열어 완전히 접근할 수 있도록 합니다. 지혈기를 사용하여 흉골에 흉곽을 고정합니다. 지혈기를 사용하여 심장 아래에서 대정맥을 잡습니다. 구부러진 뭉툭한 가위로 지혈 아래를 가능한 한 흉곽 바닥에 가깝게 잘라 심장을 제거합니다.
  13. 심장을 얼음처럼 차가운 HBSS로 옮깁니다. 수축하는 심장에 대한 산소 공급이 장기간 중단되는 것을 방지하기 위해 단계의 지속 시간을 최소화합니다.
  14. Langendorff 관류 및 모니터링을 수행할 준비를 합니다. 캐뉼라와 페트리 접시를 얼음처럼 차가운 HBSS로 완전히 채웁니다. 시스템에 기포가 없는지 확인하십시오.
  15. 절편을 위해 HBSS가 미리 채워진 페트리 접시에 심장을 옮깁니다. 핀셋과 가위를 사용하여 폐 및 기타 결합 조직을 제거합니다(그림 6C).
    참고: 심장에 대한 잠재적인 손상을 방지하기 위해 절편 절차에는 둔기 절개가 권장됩니다. 인접한 조직을 절편하려면 두 개의 가위를 사용하여 조직을 조심스럽게 찢습니다.
  16. 심장을 누르고 대동맥이 빠져나갈 때 혈액의 경로를 추적하여 대동맥을 찾습니다. 첫 번째 상행 동맥 아래를 절단하고 발치 중에 대동맥궁이 보존되면 대동맥을 캐뉼링합니다(그림 6D). 이중 매듭으로 대동맥을 캐뉼라에 고정합니다.
    알림: 밸브가 닫힌 상태로 유지되도록 캐뉼러를 너무 깊게 삽입하지 마십시오. 관상 동맥을 막을 수 있으므로 봉합사를 너무 낮게 배치하지 마십시오.
  17. Langendorff 장치를 사전 산소화된 작업 용액으로 프라임합니다. 버퍼 흐름을 열고 캐뉼러를 장치에 부착합니다(그림 6E). 기포가 유입되지 않는지 확인하십시오. 심장은 이 단계에서 수축하기 시작합니다.
    참고: 처음에는 일부 버퍼가 심실에서 튀어 나올 수 있지만 과도한 누출은 예상되지 않습니다. 버퍼 누출을 방지하기 위해 필요에 따라 봉합사를 조정하십시오. 이 단계에서는 수술과 준비가 적절하게 수행되면 심장 세동이 관찰되지 않습니다.
  18. 심방을 잘라냅니다. 풍선을 좌심실에 삽입하기 전에 풍선을 수축시킨 다음 연결된 주사기를 사용하여 풍선에 물을 채웁니다.
  19. BP-100 프로브를 관류 라인과 물이 채워진 풍선에 연결하여 각각 관류 및 좌심실 압력(LVP)을 모니터링합니다(그림 6F).
    알림: BP-100 프로브는 사용하기 전에 보정이 필요합니다. 정확한 압력 감지를 위해 풍선의 기포를 배출해야 합니다.
  20. HEPES Tyrode의 버퍼 압력과 LVP의 기준선을 모니터링합니다. 버퍼 압력이 80-100mmHg의 최적 범위 내에서 유지되는지 확인하십시오. 풍선에 주입되는 물의 양을 수정하여 기준선 LVP를 약 20mmHg로 조정합니다(그림 6F).
  21. ECG 전극을 연결합니다. 캐뉼러를 접지하고 선호도에 따라 전극을 측면, 상단 또는 정점에 배치합니다(그림 6F).
  22. IA-400D 증폭기를 사용하여 모든 신호(관류, 좌심실 압력 및 ECG)를 증폭하고 Clampex 소프트웨어가 있는 디지타이저를 사용하여 컴퓨터와 인터페이스합니다(그림 6F).

5. IR 프로세스를 이용한 심근경색 생성 (그림 6G, 그림 7)

  1. 가열된 챔버를 예열된 37°C HEPES Tyrode의 완충액으로 채웁니다. 가열된 챔버 내의 완충액에 심장을 담그고 스톱콕을 조정하여 완충액의 흐름을 멈추게 하여 전신 허혈을 유발합니다. 실험의 구체적인 목표에 따라 허혈 기간을 조정합니다.
  2. 허혈 30분 후 심장으로 유입되는 완충 흐름을 복원하기 위해 스톱콕을 돌려 재관류를 시작합니다. 경색 크기를 평가하기 위해 염색 실험을 종료하기 전에 45분 동안 심장을 재관류합니다(그림 6G).
    참고: 허혈 또는 재관류 시간은 실험 목적에 따라 결정됩니다.
  3. 심박수 감소와 불규칙한 ECG 패턴을 관찰하여 성공적인 허혈 유도를 확인합니다(그림 7A). 부정맥 또는 심실세동이 관찰됩니다.
  4. 마개의 측면 포트를 통해 4°C HBSS 10mL를 천천히 투여하여 심장을 정지시킵니다. 관류 컬럼에서 심장을 제거하고 남아 있는 심방 조직을 잘라낸 다음 심장을 조직 절단 매트릭스에 넣습니다.
  5. 매트릭스를 투명 필름으로 덮고 -80°C에서 약 8분 동안 또는 마시멜로와 같은 농도가 될 때까지 심장을 동결합니다. 냉동실에서 조직 절단 매트릭스를 제거하고 면도날을 삽입하여 심장을 2mm 두께로 자릅니다.
  6. 슬라이싱 매트릭스에서 조직 조각을 하나씩 제거하고 생화학 실험에 필요할 때까지 -80°C에서 보관합니다.
  7. 경색 염색을 수행합니다(그림 7B). 심장 절편을 1% w/v 트리페닐테트라졸륨 클로라이드(TTC) 10mL로 37°C에서 30분 동안 배양합니다.
  8. 조직 조각을 10% 완충된 포르말린으로 옮기고 실온에서 밤새 고정시킵니다. 최상의 결과를 얻으려면 포르말린에서 심장을 제거하고 24시간 이내에 조직을 이미지화하십시오. 이 단계에서 빛 노출을 최소화하여 얼룩의 분해를 방지하십시오.
  9. 염색된 슬라이스를 촬영하고 ImageJ와 같은 소프트웨어를 사용하여 경색 크기를 추정합니다.

6. 장치와 심장 조직 간의 양방향 광전기 인터페이스 구축(그림 8, 그림 9)

  1. 자극을 위해 원하는 위치에 실리콘 광전자막을 놓습니다. 실리콘 멤브레인은 모세관 힘으로 심외막에 자체 부착됩니다(그림 8A). 부착이 어려운 경우 습식 티슈 접착제를 사용하여 부착에 도움을 받으십시오.
    참고: 관류 속도를 줄이면 심장 표면의 수분량을 줄여 부착을 용이하게 할 수 있습니다. 일단 심장 표면에 부착되면, 실리콘 멤브레인은 일반적으로 작동 중에 미리 결정된 위치에 부착됩니다.
  2. 데이터 기록을 위해 전극을 RHD 시스템 또는 기타 전기 생리학 플랫폼에 연결합니다. MEA는 한쪽 끝에 0.5mm 피치의 16채널 I/O 패드를 특징으로 하며, ZIF(Zero-Insertion-Force) 커넥터를 통해 어댑터 보드에 연결됩니다. 그런 다음 어댑터 보드는 Omnetics 커넥터를 통해 헤드스테이지에 연결됩니다.
  3. 고립된 쥐 심장의 심실 표면에 유연한 MEA를 놓습니다(그림 8A). 창 모양의 실리콘 멤브레인을 사용하는 경우 MEA를 창 내에 배치합니다(그림 8B).
  4. TTL(Transistor-Transistor Logic) 신호를 사용하여 원하는 주파수(예: 4Hz) 및 듀티 사이클(예: 0.4%, 1ms 펄스 지속 시간)로 635nm 레이저 소스를 프로그래밍합니다. 약 1mm의 스폿 크기로 실리콘 멤브레인에 레이저 스폿의 초점을 맞춥니다. 보호용 레이저 보안경을 착용하십시오. 초점을 맞추기 위해 낮은 강도로 시작합니다.
  5. 녹음 및 자극 프로토콜을 시작합니다. 중단 없는 오버라이드 페이싱이 관찰될 때까지 레이저 강도를 점진적으로 높입니다(그림 8C).
    참고: 이 프로토콜의 표준에서는 레이저가 10초 동안 중단 없는 페이싱을 가능하게 하는 임계값 강도를 정의합니다.
  6. 다양한 펄스 지속 시간으로 레이저 프로파일을 프로그래밍하여 강도 대 지속 시간 프로파일을 구하고 장치 성능을 벤치마킹합니다(그림 8D). 이 설정을 통해 ECG, TTL 및 LVP의 다중 채널 기록이 가능합니다(그림 8E).
  7. 실리콘 멤브레인 또는 광점 위치의 위치를 변경하고 6.3-6.6단계를 반복하여 서로 다른 페이싱 위치가 페이싱 파형 및 심전도에 어떤 영향을 미치는지 연구합니다(그림 9A).
  8. 각 기록 사이트에서 페이싱된 QRS 피크를 식별하여 등시선 또는 활성화 지연 맵을 구성합니다. 가장 빠른 QRS 피크를 식별하고 해당 위치를 0 지연으로 설정하여 활성화 지연 맵을 플로팅합니다(그림 9B-C).
    참고: 부비동 리듬(페이싱 없음)의 활성화 지연 맵이 참조가 될 수 있지만, 그 패턴은 심장 상태와 MEA 배치18,30에 따라 크게 달라질 수 있습니다. 결과는 외부 페이싱과 같은 명확한 자극 소스가 존재할 때 더 의미가 있습니다.

7. 장치와 심장 조직 간의 양방향 전기 인터페이스 구축(그림 10)

  1. 자극 전극(0.5cm x 0.5cm)을 2전극 구성으로 연결하고 작동 전극을 좌심실 벽에 놓고 상대 전극은 우심실 벽에 놓습니다.
  2. 페이싱이 성공할 때까지 전위차도를 통해 구형전류 파형(예: 1mA, 1ms 펄스 지속 시간)을 전달합니다(그림 10A-B). 재료 자극 효능을 평가하기 위해 자극 전류 대 펄스 지속 시간 및 자극 전압 대 펄스 지속 시간 플롯을 얻기 위한 테스트를 수행합니다(그림 10C-D).
  3. 4 x 4 마이크로 전극 어레이(전극 간 2mm 간격)를 사용하여 전기 기록을 수행하고 RHD USB 인터페이스 보드 및 RHD 16채널 입력 기록 헤드스테이지를 사용하여 기록합니다. 0.1-100Hz 대역폭에서 10kS/s로 신호를 기록합니다.
  4. 각 기록 전극의 잡음을 측정합니다(그림 10E). 다음 방정식을 사용하여 SNR을 계산합니다(그림 10F).
    figure-protocol-1또는figure-protocol-2
    여기서 Signal은 신호 진폭이고 stdnoise 는 노이즈 레벨의 표준 편차입니다. 녹음에서 60Hz 노치 필터는 원시 결과를 반영하기 위해 꺼져 있습니다.
  5. 추가 분석을 수행하고 Python을 사용하여 전기 전파의 등시성 맵을 플로팅합니다.
  6. 각 수축에 대한 피크 편향(페이싱된 QRS 복합체)의 타임스탬프를 확인하고 여러 신호에 대한 평균을 계산합니다. 가독성을 높이기 위해 맵 렌더링에 가우스 보간을 사용합니다.

결과

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

광범위한 광전자 및 전자 재료의 자극 전기생리학은 편리하고 제어된 설정을 제공하는 체외 심장 시스템을 사용하여 효율적으로 검증할 수 있습니다(그림 1A). 다공성 실리콘 및 다공성 탄소와 같은 높은 전하 주입 재료는 낮은 광학 강도와 낮은 전압 자극으로 생체 전기 변조를 촉진하여 안전성과 전하 균형 용량성 작동을 보장합니다.

나노다공성 실리콘은 다공성 활성화 이종접합20, 향상된 전하 저장 용량, 감소된 임피던스 및 향상된 광학 흡수로 인해 p-n 또는 p-i-n 접합(그림 11A)과 같은 기존 실리콘 구조에 비해 훨씬 더 높은 광전류 생성을 나타냅니다. 이러한 주로 용량성 광전류는 생체에 안전한 전하 균형 자극31 (그림 12A-B)을 가능하게 하여, 0.51 mW/mm2의 광도 및 1 ms의 펄스 지속시간으로 240 bpm에서 생체외 쥐 심장의 광페이싱을 달성하거나(그림 8C), 또는 10 ms 펄스 지속시간으로 0.167 mW/mm2 (도 11B) -- 광유전학적 방법과 비슷하거나 더 낮고 레이저 안전 임계값31보다 훨씬 낮은 값, 32. 이러한 강도 이하에서는 광 펄스의 부분적 또는 비포획이 발생할 수 있습니다. 대조적으로, p-i-n 실리콘 멤브레인 또는 금으로 장식된 p-i-n 실리콘 멤브레인과 같은 다른 재료는 페이싱을 유도하기 위해 훨씬 더 높은 광학 강도를 필요로 합니다(그림 11B). 나노다공성 실리콘을 사용한 연속 페이싱은 LVP 상승으로 알 수 있듯이 기계적 수축을 증가시킵니다(그림 8E). 또한, 모놀리식 형태로, 이 장치는 국부적인 광 펄스에서 높은 공간 해상도 광전류 주입을 보여주어 다중 사이트 및 잠재적 무작위 액세스 자극 연구를 가능하게 합니다26.

양방향의 창 모양 실리콘 멤브레인 연구(그림 3D, 그림 8B)에서 다중부위 자극은 뚜렷한 다전극 기록 프로파일과 심전도 패턴을 생성하여 각 자극 지점의 파동 전파 독창성을 검증합니다(그림 9). 이 기능은 복잡한 심장 전도 경로를 매우 정밀하게 분석하는 시스템의 능력과 심근 경색과 같은 비정상적인 심장 상태를 진단하는 기능을 강조합니다.

제작된 MEA는 두께가 약 10μm이며, 거대 다공성 구조 또는 구불구불한 인터커넥트를 통합하여 굽힘 강성을 최소화하고 유연성 또는 신축성을 향상시킵니다(그림 4)33,34). 어레이는 6mm x 6mm 영역을 커버하는 4 x 4 구성으로 배열된 16개의 독립적인 녹음 사이트로 구성됩니다. 이러한 어레이를 통해 심장 표면의 여러 위치에서 직접 심외막 신호를 기록할 수 있습니다. 대표적인 16채널 녹음이 그림 13에 예시되어 있습니다. 기록으로 구성된 등시선 지도는 국소 자극 유무에 관계없이 심장 표면을 가로지르는 전기 전도를 시각화합니다. 국소적 자극은 종종 체외심장의 고유한 동리듬 및 전도 경로를 무시하는 전도 지연을 유발합니다(그림 9B).

나노 구조 탄소 물질은 높은 전하 저장 용량과 낮은 임피던스로 인해 생체 전자 장치 성능을 향상시키는 효과적인 솔루션을 제시합니다(그림 14). 당사의 염분 보조 레이저 전송 방법은 나노다공성 탄소 장치를 유연한 기판 또는 기존 Au 전극에 쉽게 패터닝하고 즉시 전송하여 생체 전자 성능을 향상시킬 수 있습니다. 임피던스 특성화는 탄소 코팅이 ECG 신호와 관련된 100Hz 주파수에서 7244.4 Ω에서 63.1 Ω로 약 2배 정도 Au 전극의 임피던스를 실질적으로 감소시킨다는 것을 추가로 확인했습니다(그림 14A-B). Au 전극의 Helmholtz 커패시턴스는 탄소 코팅 후 0.025 mF/cm2에서 1.98 mF/cm2로 크게 증가했습니다(그림 14C). 이 마이크로 커패시터 코팅 전략을 사용하여 커패시턴스를 높이면 기존 Au 전극에 비해 편광 전압을 효과적으로 낮출 수 있습니다(그림 14D).

이 프로토콜은 전기 변조 또는 심장 시스템 감지에 대한 효과적인 생체 인터페이스를 위한 나노다공성 탄소 기반 플랫폼을 구축합니다(그림 10). 심장 자극을 위한 나노다공성 탄소 전자 장치의 성능을 평가하기 위해 Au 또는 Au-C 전극을 좌심실(LV) 벽에 배치하여 이위상 사각 전류 파형35에서 전하 주입을 수행했습니다(그림 10A). 4Hz 자극(1mA) 시 Au 및 Au-C 전극 모두 효과적인 오버드라이브 페이싱을 달성했습니다(그림 10B). 그러나 수축 강도를 나타내는 현저히 높은 ECG 진폭이 Au-C 그룹에서 관찰되었습니다. 두 전극 모두 펄스 지속 시간에 따른 자극을 위한 임계 전류의 기하급수적인 감소를 보여주었습니다. 효과적인 주파수 변조를 위한 가장 낮은 전압을 나타내는 자극 임계값도 다양한 펄스 폭에 걸쳐 측정되었습니다(그림 10C-D). 강도-지속 시간 곡선은 다음 방정식을 사용하여 모델링되었습니다.

figure-results-1

여기서 I(t)는 펄스 지속시간(t)에서의 자극 전류를 나타내고,I 유변기는 무한히 긴 펄스 지속시간(유변기)에서의 임계 전류이며, τ는 멤브레인 시간 상수(36)입니다. 계산은 chronaxie에서 성공적인 자극에 필요한 최소 전하를 다음과 같이 figure-results-2활용합니다. Q분 값은 Au 및 Au-C 전극에 대해 각각 0.79 및 0.71 μC로 결정되었습니다 (그림 10C). 4mA/cm2의 자극 전류에서 효과적인 자극을 위한 임계 전압은 Au 및 Au-C 전극에 대해 각각 1.32V 및 0.90V에서 관찰되었습니다(그림 10D). 임계 전압의 30.3% 감소는 장기간의 자극31 동안 산화 스트레스가 잠재적으로 감소할 수 있음을 시사하며, 따라서 조직 손상을 최소화하면서 보다 안전한 생체 전자 공학 응용 분야를 촉진합니다. 또한 향상된 심외막 ECG 신호 감지를 위해 탄소 이식된 16채널 Au 전극이 개발되었습니다(그림 10E-F). 나노 구조의 탄소 전달은 기존 Au 전극에 비해 신호 대 잡음비를 8.0배 현저히 개선하여 고충실도 생체 전자 공학을 위한 나노 다공성 탄소 기반 코팅의 효과를 입증했습니다.

I/R 경색 모델의 성공적인 유도는 실험 중 현장 또는 생리학적 신호 모니터링 또는 TTC 염색을 통해 실험 후 검증되었습니다. 절단과 염색 후, 경색된 심장은 심근 손상을 나타내며 경색 크기에 해당하는 흰색 영역을 나타냅니다(그림 7B). 반면, 건강한 심장은 염색 후 흰색 영역이 부족합니다. 실시간 모니터링 중에 성공적인 허혈 모델은 LVP 및 ECG 판독값에서 분명한 심박수 감소를 표시합니다. 또한, 허혈성 심장의 MEA 매핑은 외심 전역의 전기 전도 속도가 감소하여 지연 시간이 증가함을 보여줍니다37 (그림 7A).

figure-results-3
그림 1: 프로토콜 및 제작 워크플로우의 개략도. (A) 생체 외 쥐의 심장 설정 및 장치 인터페이스의 개략도. (B) 다공성 실리콘 멤브레인의 제조 공정 (1 단계). 다공성 Si 멤브레인의 제조는 SOI 웨이퍼로 시작되며, 여기서 포토레지스트 층은 포토리소그래피를 통해 패터닝되어 육각형 특징을 정의합니다. RIE는 노출된 실리콘을 선택적으로 제거한 다음 버퍼링된 HF에서 리프트 오프 공정을 수행하여 Si 멤브레인을 분리합니다. 멤브레인은 HF 기반 용액에서 스테인 에칭을 거쳐 나노 다공성 Si 구조를 생성합니다. 생성된 다공성 Si 멤브레인은 조심스럽게 분리되어 기계적 지지를 위해 PDMS 기판으로 옮겨집니다. 마지막으로, 플라즈마 처리는 향상된 광류를 위해 표면 특성을 수정합니다. (C) 유연한 거대다공성 다전극 어레이의 제작 공정(2단계). 유연한 MEA의 제조는 유연한 기판 층 역할을 하는 실리콘 웨이퍼에 PI 코팅으로 시작됩니다. 전극 면적을 정의하기 위해 AZ 2020 포토레지스트를 사용하여 광패터닝을 수행합니다. 금속 증착(Au/Ti)은 전자빔 증착을 통해 수행되어 전도성 트레이스를 생성한 다음 AZ 40XT-11D를 사용하여 선택한 영역을 RIE로부터 보호하여 거대다공성 기판을 형성하는 또 다른 포토패터닝 단계를 수행합니다. SU-8 포토패터닝 및 하드 베이크 단계는 최종 리프트 오프 공정이 Si 웨이퍼에서 유연한 MEA를 분리하기 전에 캡슐화를 추가합니다. (D) 탄소 멤브레인 패터닝 및 전달의 작업 흐름(3단계), 염 함침을 통한 섬유 가공, 레이저 합성을 통한 미세 가공, 종이 기판에서 다른 지지체로의 물 보조 패턴 전달을 포함합니다. 그림 1D 는27에서 수정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 2: As-fabricated 장치의 광학 및 SEM 이미지. (A) 나노다공성 Si의 단면 SEM(위) 및 광학 현미경 이미지(아래) (B) 중공(위) 및 구불구불(아래) 디자인의 거대다공성 다전극 어레이의 광학 이미지. (C) 탄화 기판의 단면 광학 현미경 이미지(위) 및 사진(아래). 그림 2A 는26에서 수정되었습니다. 그림 2C 는27에서 수정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 3: Si 멤브레인 장치의 CAD 설계. 이 그림은 (A) 소형, (B) 중형, (C) 대형 및 (D) 열린 창 모양의 실리콘 멤브레인 장치에 대한 매개 변수를 자세히 설명합니다. 단위: mm. 이 수치는26에서 수정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 4: 거대다공성 MEA의 CAD 설계. (A) 중공 MEA에 대한 설계 도면 및 주석. (B) 구불구불한 모양의 MEA에 대한 설계 도면 및 주석. 단위: mm. 그림 4A 는26에서 수정되었습니다. 도 4B 는도 28에서 수정되었다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 5: 심장 인터페이스를 위한 탄소 기반 전극 어레이의 개략도 및 설계. (A) 자극 전극 계면을 위한 설계(단계 3). 일반적인 자극 중에 자극 전극은 2전극 구성으로 연결되었습니다. 작동 전극(구불구불한 나노다공성 탄소 패턴)은 좌심실 벽에 배치하고, 상대 전극은 우심실 벽에 배치하여 접지에 연결했습니다. 구형전류 파형은 전위차 조절기를 통해 전달되었습니다. (B) 탄소 전극 마스킹 및 전달을 위한 16채널 MEA(3단계). 레이어 1은 PI 기판에서 16채널 MEA의 Au 패턴을 나타냅니다. 레이어 2는 PET 캡슐화 필름을 나타냅니다. 이 수치는27에서 수정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 6: 생체 외 설정 및 실험 과정에 대한 개략도 및 사진 묘사. (A) 원뿔형 플라스크 용기, 수술 기구, 관류 시스템 및 온도 제어 시스템을 포함하여 생체 외 설정에 사용되는 장치 및 도구(4단계). (B) 쥐 심장 추출 과정: 이소플루란으로 동물을 마취합니다. 쥐의 팔을 고정하십시오. 쥐의 갈비뼈를 엽니 다. 쥐의 심장을 수확하세요. (C) 실험 설정을 위해 추출된 심장에서 주변 지방 조직을 제거합니다. (D) 추출된 심장을 생체 외 관류 시스템에 부착합니다. (E) 생리학적 상태를 시뮬레이션하기 위해 심장이 시스템에 연결되어 있음을 보여주는 관류 설정. (F) 심장 ECG 기록 설정. (G) 허혈-재관류(I/R) 과정은 설정(5단계)을 통해 시연됩니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 7: 건강한 분리심장과 I/R 심장의 비교. (A) LVP, ECG 및 ECG 전파 지연은 가짜 건강한 심장 및 허혈/재관류(I/R) 심장에서 기록되었습니다. (B) 트리페닐테트라졸륨 클로라이드(TTC)로 염색된 건강한 심장 및 I/R 심장 절편의 대표 사진. 흰색 영역은 경색된 영역의 크기를 나타냅니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 8: 다공성 실리콘 멤브레인과 유연한 MEA를 사용한 생체 외 쥐 심장의 양방향 광전자 페이싱 및 전기적 기록.(A) 실리콘 멤브레인의 부착과 심장의 실리콘 멤브레인 옆에 구불구불한 모양의 MEA를 배치하는 것을 보여주는 사진. (B) Si 창 내에 장착된 열린 창 모양의 실리콘 멤브레인과 중공 모양의 MEA가 부착된 것을 보여주는 사진. (C) 240bpm 및 1ms 펄스 지속 시간에서 세 가지 다른 강도에서 비포획, 부분 포획 및 전체 포획을 보여주는 생체 외 쥐 심장의 광학 페이싱. (D) 장치의 페이싱 임계값을 평가하기 위한 강도 대 지속 시간의 플롯. (E) 0.24mW/mm 미만의 광학 페이싱 프로파일,2개의 강도 및 10ms 펄스 지속 시간. 그림 8B-D는26에서 수정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 9: 양방향 인터페이스에서의 멀티사이트 페이싱 및 매핑. (A) 페이싱 및 레코딩 장소의 위치. (B) 등시선 맵은 열린 창 구조의 모놀리식 Si 장치에서 8개의 서로 다른 위치에 대한 광자극 후 전기 신호 활성화 지연을 보여줍니다. (C) 상이한 페이싱 위치에서의 예시적인 제어 및 페이싱된 16채널 ECG 트레이스. 다양한 위치를 자극함으로써, 공간 활성화는 서로 다른 기록 부위의 조직에서 감지된 QRS 진화의 시간적 지연을 유도했습니다. 이는 활성화 지연 맵으로 묘사될 수 있으며, 이를 통해 심장 표면의 전도 경로를 검사할 수 있습니다. 이 수치는26에서 수정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

figure-results-12
그림 10. 심장 자극 및 기록을 위한 나노다공성 탄소 기반 생체 전자 공학. (A) 심장 자극을 위한 다공성 탄소막 이식 Au(Au-C) 전극의 광학 이미지. 삽입 이미지는 Au 전극에 있는 구불구불한 구조의 마이크로 커패시터의 확대 보기를 보여줍니다. (B) 4Hz의 주파수에서 이위상, 구형전류 파형 자극에 대한 고립된 쥐 심장의 ECG 응답. 4.0mA/cm2의 동일한 전류 밀도에서 심장은 Au 또는 Au-C 전극의 자극 하에서 다른 ECG 반응을 보였습니다. (C) Au 및 Au-C 자극 전극의 지속 시간-강도 곡선 및 곡선 피팅은 4Hz의 자극 주파수에서 존재합니다.(D) Au 및 Au-C 전극에 대한 서로 다른 지속 시간에서 효과적인 자극을 위해 전극에 적용되는 임계 전압. (E) Au 전극 및 Au-C 전극 장치로 기록된 ECG 신호의 기준선 곡선. (F) 신호 대 잡음비(S/N) 비율은 기록된 ECG 곡선에서 계산됩니다. 삽입 그림은 ECG 기록에 사용되는 Au 및 Au-C 전극 어레이의 광학 이미지를 보여줍니다(전극 크기: 1mm, 7.5단계). 이 수치는27에서 수정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

figure-results-13
그림 11: 다양한 Si 장치에 대한 광전류 비교 및 페이싱 임계값 평가. (A) 4개의 Si 기반 소자에 걸친 광전류 크기 비교. 파란색 트레이스는 N = 8개의 독립 소자의 평균 광전류를 나타내고, 오버레이된 회색 트레이스는 개별 소자 측정값을 나타냅니다. 함께 제공되는 막대 그래프는 피크 광전류 값(파란색)과 통합 전하 주입(주황색)을 보여줍니다. 막대 그래프는 평균 ± s.d.로 표현됩니다. 스케일 바, 10 ms. (B) 생체 외 심장 페이싱은 세 가지 다른 장치를 사용하여 수행되었습니다. 페이싱은 240b.p.m. 속도와 10ms 펄스 폭으로 수행되었습니다. 이 수치는26에서 수정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

figure-results-14
그림 12: 주입된 전하와 반환된 전하를 적분한 전하 균형의 특성화. (A) 특징적인 광전류 추적에서의 전하 및 방전 과정의 그림. (B) 전하 주입 및 전하 반환과 관련된 총 전하의 계산. 그 결과, 다양한 자극 지속 시간 하에서 전반적으로 양호한 전하 균형을 보여주었습니다. 이 수치는26에서 수정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

figure-results-15
그림 13: 16채널 MEA에서 각 전극에 의해 수집된 대표적인 전기 신호. 16개 채널(Ch)의 전기 신호는 생체 외 박동 심장의 심전도(ECG) 정보를 보여줍니다. 이 수치는28에서 수정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

figure-results-16
그림 14. 나노 다공성 탄소 기반 생체 전자 공학의 전기 화학적 특성. (A) 흥분성 조직과 패턴화된 탄소 계면 사이의 전기화학적 계면. (B) A에 표시된 회로에 따라 맞춤 곡선이 있는 Au 및 Au-C 전극의 임피던스 및 위상 스펙트럼.(C) 표준 Ag/AgCl 전극에 비해 -0.2에서 0.4V까지의 전압 범위를 가진 동일한 형상의 Au 및 C 패턴의 CV 측정. (D) 이위상 갈바노스테틱 자극 주기 동안 Au 및 Au-C 전극의 전압 변화. 이 수치는27에서 수정되었습니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

화합물추천 품종농도 [mM]MW1L 당2L 당
염화나트륨시그마 (S9625)12658.47.3614.7
케이클시그마(P4504)5.474.60.40.8
포도당시그마(G7021)101801.83.6
헤페스시그마(H4034)102382.3834.766
마그네슘2.7시간2영형시그마(M9272)12031 mL2 mL
재고 1 M재고 1 M
CaCl2.2시간2영형시그마 (C3881)21471 mL2 mL
재고 2M재고 2M
나H2PO4시그마 (S0751)0.391201 mL2 mL
재고 0.39 M재고 0.39 M

표 1 : HEPES Tyrode의 솔루션 구성 요소.

토론

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

이 프로토콜은 생체 외 쥐 심장 플랫폼(그림 1A)과 I/R 모델을 도입하여 생체 전자 공학 분야에서 빠르게 성장하는 연구 노력 및 수요에 수반되는 빠르고 편리한 장기 수준의 전기생리학 연구를 제공합니다38. 이 백서에서는 나노다공성 실리콘, 유연한 다전극 어레이 및 나노다공성 탄소(그림 1B-D) 의 세 가지 소자 시스템의 제조 및 검증을 양방향 전기생리학적 조사의 벤치마크로 자세히 설명했습니다. 나노다공성 실리콘은 저강도, 용량성 및 높은 시공간 페이싱을 가능하게 하고, 유연한 다전극 어레이는 심외막 활동의 다중 채널 기록 및 매핑을 가능하게 하며, 나노다공성 탄소는 MEA와 결합할 때 저전압 자극 및 높은 SNR 기록을 가능하게 합니다27.

광학 페이싱은 이전에 표적 조직에서 빛에 민감한 이온 채널을 발현하기 위해 유전자 변형이 필요한 방법인 광유전학을 사용하여 입증되었습니다33. 광유전학은 효과적이기는 하지만 바이러스 벡터 또는 형질전환 접근법의 필요성으로 인해 상당한 복잡성을 야기하며, 특히 임상 적용에 대한 안전성, 윤리적 및 규제 문제를 야기합니다. 대조적으로, 반도체 기반의 비유전적 생물자극은 더 간단하고 번역적으로 실행 가능한 대안을 제공합니다 39,40,40,42. 실리콘 및 기타 유기 반도체와 같은 물질은 유전적 변형 없이 조직의 직접적인 광전자 조절을 가능하게 하며, 생체 안전 및 전하 균형 자극을 위해 용량성 광전류를 활용합니다. 이 접근 방식은 페이싱 강도 측면에서 광유전학과 비슷하거나 심지어 우수한 성능을 달성하며, 조직 손상을 최소화하기 위해 레이저 안전 임계값 이하에서 훨씬 낮게 작동합니다 31,32(그림 8). 반도체 기반 생체 자극의 비유전적 특성은 유전자 변형과 관련된 장벽을 제거하여 임상 환경에서 더 광범위하게 채택되고 조직 공학 및 생체 전자 의학의 다양한 응용 분야에서 사용할 수 있는 길을 열었습니다. 그러나 장치는 생체 적합성을 신중하게 고려해야 하는 조직과 통합되도록 신중하게 설계해야 하며, 효율적인 자극 및 기록을 위한 인터페이스 장소도 고려해야 합니다(그림 8A-B). 또한, 조직 표면에 물질이 존재하면 특정 이미징 에이전트의 여기-방출 창에 투명하도록 장치를 설계할 수 없는 한 실시간 이미징의 가능성을 방해할 수 있습니다.

나노다공성 실리콘은 이전에 보고된 물질과 달리 인공 반사 전극이 필요하지 않기 때문에 반도체 광자극기 중에서 두드러집니다26. 이 독특한 특성은 광점의 크기와 위치에 따라 공간적으로 분해된 음극 및 양극 영역을 형성하는 능력에서 비롯됩니다. 조명이 켜진 표면은 음극 주입 부위 역할을 하는 반면, 주변 영역은 양극 전류 반환을 용이하게 합니다. 이 메커니즘은 픽셀이 없는 모놀리식 멤브레인에서 다중 사이트 자극을 가능하게 하여 정확하고 국소적인 자극을 가능하게 합니다. 특히, 전역 조명(global illumination)보다는 국부적인 광 자극(local light stimulation)이 효율적인 양극성 자극 프로파일을 생성하는 데 중요합니다. 또한 장치 크기는 성능에 큰 영향을 미칩니다. 더 큰 장치는 동일한 자극 조건에서 더 높은 전류를 생성하여 기능적 다양성을 더욱 향상시킵니다.

광학 페이싱의 실패는 주로 장치 무결성 및 생체 인터페이스 결합과 관련된 건강한 생물학적 모델에서도 다양한 요인으로 인해 발생할 수 있습니다. 첫째, 심장 자극 전에 철저한 광전류 특성화가 중요합니다. 예상보다 낮은 광류는 장기간 보관 후 재료 열화43 산화물 부동태화, 염색 에칭 공정 중 오버 에칭, 취급 또는 전송 중 장치 파손 또는 인터페이스 중 잘못된 장치 방향으로 인해 발생할 수 있습니다. 기계적 손상을 완화하기 위해 PDMS는 나노다공성 실리콘 멤브레인을 수용하기 위한 부드러운 기판으로 사용되어 핀셋으로 직접 취급할 때 발생할 수 있는 손상으로부터 보호했습니다. 둘째, 이 설정에서 생체 유체와 관류되는 심외막과의 원활한 인터페이스를 구축하는 것이 필수적입니다. 두꺼운 생체 유체 층은 적절한 부착을 방해하고 페이싱 효율을 손상시킬 수 있습니다. 생체 계면 결합을 향상시키기 위해 생체 접착제 42,43 또는 봉합을 사용하여 연결을 안정화하고 신뢰할 수 있는 자극을 보장할 수 있습니다. 특히, 우리 연구에 사용된 나노다공성 실리콘은 생분해성으로 일시적인 페이싱 응용 프로그램을 지원하지만 생리학적 조건에서는 1-2일 이내에 성능이 저하됩니다. 장기적인 안정성을 위해서는 표면 부동태화(44) 또는 더 내구성 있는 반도체 재료의 사용을 고려해야 합니다.

생체 외 페이싱(ex vivo pacing) 동안, 더 높은 주파수(예: 4Hz)에서 점진적인 LVP 증가(그림 8E)는 향상된 심근 수축성, 칼슘 축적 및 프랭크-스탈링(Frank-Starling) 메커니즘45에 기인할 수 있습니다. 페이싱 속도가 증가하면 세포 내 칼슘 순환 및 심실 충전 역학이 개선되어 예압 및 수축 강도가 증가합니다46. 이로 인해 심근 산소 요구량과 부정맥 위험이 증가할 수 있지만, 이러한 영향은 충분한 사전 산소 공급, 면밀한 ECG 모니터링 및 조절된 페이싱 매개변수로 완화할 수 있습니다. 본 실험에서는 유의미한 부작용이 관찰되지 않았다.

다전극 기록에서 심장의 전극 위치와 페이싱 전극에 대한 상대적 위치를 지정하는 것은 의미 있는 분석을 위해 매우 중요합니다. 전극 간의 누화를 제거하여 뚜렷한 파형과 시간적으로 분해된 패턴을 캡처하는 것이 중요합니다. 유연한 전극 배열은 일반적으로 심외막과 양호한 인터페이스를 설정합니다. 그러나 안정성과 신호 품질을 개선하기 위해 얇은 하이드로겔 층28,43과 같은 이온 전도성 접착 코팅을 사용하여 접착력을 더욱 향상시킬 수 있습니다.

전하 저장 및 주입을 위한 넓은 표면적을 가진 나노 구조 그래핀/탄소 재료는 전극-식염수 접합에서 임피던스를 줄이고 전하 주입 기능을 증가시켜 생체 전자 장치 성능을 향상시킬 수 있습니다35. 유연한 전극(예: Au) 상에 그래핀 재료를 패터닝하는 현재 방법에는 전착, 스핀 코팅 및 스크린 인쇄(47)가 포함됩니다. 그러나 이러한 방법은 일반적으로 복잡한 제조 공정, 제한된 패터닝 기능 및 바인더의 데드 볼륨으로 인한 성능 저하와 관련이 있습니다. 레이저 합성 방법을 사용하여 셀룰로오스 기판에 나노 구조의 탄소 패턴을 생성한 다음 이를 다른 연질 필름으로 전송하여 생체 전자 공학 제조를 위한 쉽고 효과적인 방법을 제시하는 호환 가능한 생체 인터페이스를 생성했습니다. 국부적 인 전기장을 증가시키고 전극 - 조직 계면에서 저항을 감소시키기 위해 탄소 막의 다공성 구조를 증가시키는 단일 세포 수준까지의 작은 기하학적 크기와 패턴화 된 탄소 코팅의 조합은 향후 효율적인 생물학적 자극 및 기록을 시너지 효과로 달성 할 것입니다48.

Langendorff 생체 외 I/R 모델은 편리한 질병 모델이지만 전신 상호 작용이 부족하여 심장을 신경 호르몬 및 면역 반응으로부터 격리하고 산소 전달 및 내피 기능과 같은 생리학적 상태를 변화시킬 수 있는 완충액을 사용한 인공 관류에 의존합니다. 이 연구의 제한된 실행 가능성으로 인해 연구는 급성 사건에 국한됩니다. 그럼에도 불구하고 이 모델은 정확한 매개변수 조정과 우수한 재현성을 갖춘 고도로 통제된 환경을 제공합니다. 또한 실시간 심장 기능 측정이 가능하여 허혈성 심장 질환에 대한 새로운 치료 전략을 탐색하는 데 유용한 도구입니다. 예를 들어, 전기 장치는 심장을 사전 조절하여 심각한 반응성 산소종(ROS) 환경을 견디도록 훈련시키거나 회복 향상을 위해 ROS 수준을 완화하는 것을 구상할 수 있습니다. 이러한 치료의 효능은 심장 박동 패턴, ECG 파형 및 전도 속도와 같은 지표를 통해 평가할 수 있습니다. 또한 다중 사이트 자극 플랫폼은 심근 경색에 대한 공간 정보를 제공하여 영향을 받는 부위를 보다 자세히 평가할 수 있습니다. 이 접근법은 또한 경색의 중증도와 상관관계가 있는 개선된 자극 역치를 입증할 수 있으며, 치료 평가 및 최적화를 위한 포괄적인 프레임워크를 제공할 수 있습니다.

이 프로토콜은 양방향 생체 외 심장 모델에서 세 가지 장치의 사용을 강조했지만, 적용 가능성은 심장 조직을 훨씬 뛰어넘습니다. 이러한 장치는 정확한 전기 변조가 중요한 신경 조직, 골격근 및 위장 시스템과 같은 다른 전기 흥분성 조직 또는 기관과 함께 사용하도록 쉽게 조정할 수 있으므로 생체 전자 의학의 연구 및 중개 응용 분야 모두에 적합한 다목적 도구입니다.

공개 사항

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

P.L.와 B.T.는 나노다공성 실리콘 소자 제조 및 응용에 대한 특허를 출원했습니다. P.L., C.Y. 및 B.T.는 나노다공성 탄소 소자 제조 및 응용에 대한 특허를 출원했습니다. P.L.과 B.T.는 유연한 마이크로 전자 어레이 제조 및 응용에 대한 특허를 출원했습니다.

감사의 글

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

이 연구는 1R56EB034289-01 및 1R01EB036091-01 보조금을 통해 미국 국립보건원(National Institute of Health)과 W911NF-24-1-0053 보조금을 통해 미 육군 연구소(US Army Research Office)의 재정 지원을 받았습니다. P. L.은 생물물리학 혁신 부문의 Grier Prize가 제공한 지원에 감사하고 있습니다.

재료

이 논문에 사용된 재료 목록
이름회사카탈로그 번호댓글
16 채널 헤드스테이지인탄 테크놀로지스C3334
2,3,5-트리페닐테트라졸륨 클로라이드시그마 알드리치T8877-5G트리페닐테트라졸륨 클로라이드
2-프로판올(IPA) 피셔 사이언티픽A451-4
635nm 레이저, 500mW레이저글로우NA
아세톤피셔 사이언티픽A18-4
옹스트롬 Evovac 전자빔 증발기옹스트롬NA
AZ 300MIF 개발자미세화학18441123163개발자
AZ nlof 2020 미세화학1A002020
AZ NMP 미세화학NA포토레지스트 리무버
AZ40XT-11D 미세화학1000300포토 레지스트
버퍼링된 HF써모 사이언티픽AA44627K2
CaCl2.2H2O시그마 알드리치(C3881)
CO2 레이저 범용 레이저 시스템VLS 4.60
전도성 실버 페인트펠코16062전극과 연결 Cu 와이어 사이의 전도성 접착
0.1mm 캡슐화 된 구리선아마존https://www.amazon.com/Enameled-Temperature-Resistance-Transformers-Inductors/dp/
B09TNM51S5/ref=asc_df_B09
TNM51S5?mcid=155de761ea4
c389ea86d45ba61a83e8d& 태그
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=& hvdev=c& hvdvcmdl=& hvlocint
=& hvlocphy=9021716& hvtargid=
pla-1878323158943& PSC=1
Digidata 1550 디지타이저분자 장치NA
포도당시그마 알드리치지7021
HBSS, 칼슘 없음, 마그네슘 없음, 페놀 레드 없음써모 사이언티픽14175095
하이델베르크 MLA150 다이렉트 라이터하이델베르크NA
헤파린(1000IU/kg)사에이전트 제약1009655
헴스시그마 알드리치(H4034)
헥산 시그마 알드리치52750-10ML용매
고압피셔 사이언티픽A513-500미량 금속 등급
HMDS Vapor Prime 오븐수율 엔지니어링 시스템NA
HNO3피셔 사이언티픽A509P500미량 금속 등급
핫 라미네이터사무실 창고L410-A다층 캡슐화
Intan RHD 시스템인탄 테크놀로지스C3100
iWorx 심전도아이웍스 IA-400D
iWorx LVD 프로브아이웍스BP-100
iWorx 프리앰프아이웍스C-ISO-256 인증
케이클시그마 알드리치(P4504)
라텍스 풍선(사이즈 4)라드노티170404
MgCl2.7H2O시그마 알드리치(M9272)
나크롬시그마 알드리치(S9625)
Nafion 117 함유 용액시그마 알드리치31175-20-9나노다공성 탄소패턴용 고정시약
NaH2PO4시그마 알드리치(S0751)
나오시그마 알드리치221465
PDMS피셔 사이언티픽NC9285739
Plasma-Therm 유도 결합 플라즈마 불화물 에처플라즈마 열NA
PMMA (495 A6) 미세화학M130006
폴리(피로멜리트산 이무수물-Co-4,4'-옥시디아닐린)시그마 알드리치575801PI 전구체
폴리(에틸렌-코-비닐 아세테이트)시그마 알드리치437247-250G침투용 폴리머
폴리(비닐알코올)시그마 알드리치341584-25G
폴리에틸렌 테레프탈레이트(PET)아마존KS-6304-21-11유형 D 투명 PET 시트 .0005" 두께 x 27" 너비 x 10피트 길이 1개
전위차계생물 학적SP-200전기 자극
저항 오븐 파견LCC1-15-5
주사 전자 현미경칼 자이스쇠황조롱이형태 특성화를 위한 기기
실리콘 웨이퍼 NOVA 전자 재료HS39626
실리콘 접착제WPIKWIK-SIL-S캡슐화
붕산나트륨시그마 알드리치SX0355
SOI 웨이퍼울트라실3-10541유형 오리엔트:P/B(100) DT:7+/-1um DR:<. 005 옴cm HT: 300+/-10um HR: 1-30 옴cm 상자: 1um+/-5% UD-13998/UH-13962
SU-8 2002미세화학SU-8 2000 시리즈
SU-8 현상액미세화학SU-8 2000 시리즈
물티슈 접착제3분1469SB
Whatman 정성 여과지, 1등급시그마 알드리치WHA1001150탄소 패터닝용 기판

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