Summary
方法が議論されていることで
Abstract
植込み型マイクロデバイスは1-4いくつかの生物医学的なアプリケーションのために大きな注目を集めている。このようなデバイスは、材料、独自の利点と欠点5,6を提供する各々の範囲から作られている。最も顕著に、マイクロデバイスの寸法のために、高い弾性率は、生体組織への移植を容易にするために必要とされる。逆に、デバイスの剛性が誘発される局所的な歪み7-9を最小限にするために周囲の組織と一致する必要があります。そこで、最近では機械的特性10-14の変化に伴って環境刺激に応答することによって、これらの要件を満たすために、バイオ風材料の新しいクラスを開発した。水と高温（ 例えば体温）にさらされた場合具体的には、我々のポリ（酢酸ビニル）ベースナノコンポジットビニル（PVAc-NC）は、剛性の減少が表示されます。残念なことに、いくつかのメソッドは、in vivo 15 における材料の剛性、そしてメカを定量化するために存在生理的環境の外anicalテストはしばしば移植のための大規模なサンプルが不適切必要です。さらに、刺激応答材料はすぐに植後の初期剛性を回復することができる。そこで、シミュレートされた生理学的条件、水分及び温度制御13,16,17を使用して保持を移植しmicrosamplesの機械的特性は、 生体外で測定することができる方法を開発した。
この目的のために、カスタムmicrotensileテスタが広く変化するヤング率（GPaの5〜10メガパスカルの範囲）でマイクロサンプル13,17を収容するように設計された。私たちの利害が生物学的に適応神経プローブ基質としてたPVAc-NCのアプリケーションであるため、マイクロスケールでのサンプルの機械的特性評価することのできるツールが必要でした。このツールは、乾燥及び17を冷却する試料を最小限に抑えた湿度および温度制御を提供するように適合させた。結果として、機械工植サンプルのアル特性は密接に植直前にサンプルのものを反映しています。
この方法の全体的な目標は、定量的刺激応答性、機械的に適応ポリマーベース材料のin vivoでの機械的特性、特にヤング率で評価することである。これは、第1注入から生じることに依存しない剛性の低減に寄与することなく外植後の試料の機械的特性の変化を最小限にする環境条件を確立することによって達成される。次いで、試料を注入処理、および試験（ 図1A）のために調製される。各サンプルを指定された期間外植ラット脳、（ 図1B）としてここに表されるラットの大脳皮質に注入される。この時点で、サンプル（ 図外植とすぐに読み込まmicrotensileテスターにした後、引張試験に供されている1C）。その後のデータ分析では、大脳皮質の環境でこれらの革新的な材料の機械的挙動への洞察を提供します。
Protocol
1。試料調製
- 溶液キャストと圧縮技術を使用して10-12 25から100ミクロンの範囲の厚さのたPVAc-NCフィルムを準備します。
- 膜とウエハとの間の密接な接触を促進するために70°C（ガラス転移温度以上）少なくとも二つ分間ホットプレート上で加熱することによってシリコンウエハに膜を付着する。このステップでは、準備されたフィルムは、平面微細加工プロセスのために必要であるSiウエハにフラットと固定されたままであることが保証されます。
- レーザー微細加工（VLS 3.50、VersaLASER）による試験サンプルジオメトリにパターンフィルム。 1.0％の電力（0.5 W）、4.0％の速度（56ミリメートル/秒）、およびインチ13,16 1,000パルスにCO 2直接書き込みレーザー微細加工パラメータを設定します。
- 横方向パッド寸法1.5×1.5 mm 2であり、薄暗い横梁とドッグボーン状の構造に環境条件（ "初期サンプル"）を確立するために使用されるパターンサンプル厚さが一致するensions 300 X 3,000μm2で、全体のフィルム（ 図2）のもの。
- 厚さは、その映画のマッチングのパターンex vivoでの実験のためのサンプル（ "インプラントサンプル"）ビームには300μm×6 mmの、。
- 慎重にカミソリの刃とピンセットを用いてウェハからサンプルを解放します。
- 試料の取り扱いについては、microtensileテスターでグリップシステムの一部として機能するように設計されたカスタム加工アクリルホルダーを準備します。レーザーエッチングされたマーキングは、ホルダーと端から1.5mmの中心線を示す。アクリルホルダーの中心線上にシアノアクリレートゲル系接着剤の少量を置き、慎重にホルダーにインプラントサンプルの1.5ミリメートルの長さを遵守し、マークされた中心線（ 図3）と重なる。各インプラントサンプルは1アクリルホルダーが必要です。粘着ゲルがのみACRに付着されてたPVAc-NC 1.5ミリメートル長さに沿って残っていることを保証するために注意してくださいカルボンホルダー。それ以外の場合は、接着剤ゲルは、サンプルの機械的挙動に干渉することがあります。
- 少なくとも24時間、デシケーターに配置することにより、すべてのサンプルから水分を除去する。
- 長さ、幅、および光学顕微鏡を用いて試料の厚さ方向寸法を測定する。
2。環境条件を確立
- 初のモバイルグリップの間に、その後一定のグリップ間クランプ、（ 図4を参照）microtensileテスターにドライのセットアップサンプルをロードします。
- microtensileサンプル向けノズルを、固定された位置に水で満たされた貯水池でエアーブラシをマウントします。プラスチックチューブを経由して空気圧縮機にエアーブラシを接続します。エアーブラシノズルが完全に閉じた状態で、空気圧縮機の電源をオンにします。
- 引っ張り歪み（正株）およびtに印加圧縮歪み（負株）交互に環状microtensile試験手順を開始する彼サンプルは、応力 - 歪みプロットの線形弾性領域内に残っている。たPVAc-NCについては、ひずみが2％未満に制限されている。その歪みを達成するために必要な力を測定しながら、これらの実験で使用されるカスタムmicrotensileテスターにおいて、歪み速度を制御した。また、別のセットアップが結果ひずみを測定しながら、加えられた力を制御する可能性が伴う。
- 徐々にエアーブラシノズルからの流れを増加させ、エアーブラシからの流量の関数としての応力 - ひずみプロットの傾きを監視する。 60秒の期間にわたってヤング率の有意な（> 10％）減少を生じない最大流量は、ex vivoでの実験に使用するレベルである。この時点で、（したがって、ヤング率の低減に寄与する）乾燥試料を濡らすことはありません湿度条件、また、in vivoで生物学的流体にさらされた後の乾燥サンプルはエスタされている最小にするblished。
- サンプル近傍の温度を測定します。理想的なセットアップでは、デジタル読み出しと熱電対を含んでいるでしょうし、エアブラシの動作中に実行される。試料温度を37°C、生理的条件と一致するまで保有されるように放射熱源の強度と距離を設定する。
3。非環境コントロールに環境管理の比較
- リン酸には少なくとも30分間浸しセットアップサンプルは緩衝食塩水。この時間後、サンプルを完全に飽和され、所定の温度でその最小ヤング率まで減少した。
- 迅速にサンプルが乾燥しながら、エアーブラシをオフにして、microtensileテスターにサンプルをロードし、巡回microtensileテストを開始します。これは、非制御された条件下でいかに早くサンプルが乾燥を決定します。
- microtensileテスターに第二PBS-飽和セットアップサンプルのロード、および環状microtensileテストを開始のエアブラシで。これは、管理された環境条件下でいかに早くサンプルが乾燥を決定します。
4。プローブ注入及び植
- マイクロマニピュレータクランプと皮質組織に直交する位置にインプラントのサンプルを添付します。
- 挿入の前に、組織の力学の均一性を確保するために生理食塩水で組織が十分に湿った保つ。
- マイクロマニピュレータのハンドコントロールを使用して皮質にポリマー試料を下げます。一般的には1〜30分の間、ターゲットインプラント時まで皮質組織のサンプルのままにしておきます。軽く5分、軽くかけ時点の乾燥から組織を防止するために組織生理食塩水に浸した綿棒を使用して5分毎。
- プローブが皮質に移植されている間、静止サンプルクランプから3.0ミリメートルのゼロ変位位置に駆動ロッドを設定することにより、現在注入したサンプルをロードするためmicrotensileテスターを準備します。また、エアーブラシノズルを設定する流量設定と放射熱源への適切な強度にステップ2.4に決定。
- 指定されたインプラントの時間の終わりに、マイクロマニピュレータハンドコントロールを使用して大脳皮質のプローブを上げる。すぐに、慎重に、ステップ5.2で詳細に説明されているように、microtensileテスターにマイクロマニピュレータクランプと負荷からサンプルを削除します。
5。インプラントのサンプルのMicrotensileテスト
- 植後の時間を節約するために、ステップ4.4で説明したようにmicrotensileテスターは、移植前にインプラントのサンプルを受け入れることは完全に準備ができていることを確認してください。
- 直ちに植後、microtensileテスタークランプの2セットの間のサンプルをロードします。サンプルは1クランプの上半分として機能するように設計されたアクリルホルダーに装着されているので、ダウンしてモバイルグリップ、サンプル側のインプラントサンプルアセンブリを配置します。これは、試料がマウントされていることを確認することが重要であるように歪みがあるAPPLテスト中にサンプルにトルクを加えないようにだけ 、プローブの長さに沿ってiedを。このように、試料を各クランプの中央に装着する必要があり、クランプは、互いにレベルでなければならない。
- クランプ間の距離が3.0 mmであり、プローブの端部が固定されたクランプ内に配置されるように試料位置を調整する。クランプ間のこの3.0ミリメートルの長さは、サンプル用のゲージ長であり、試料上の歪みを決定するために後で計算に使用される。
- すぐに両方のクランプ間にサンプルを確保した後、同時に測定し、記録しながら、そして神経組織からの外植の2分以内に、一定の割合（ここで使用さ10μm/秒）でサンプルを長くするための引張方向にモーターを作動させるサンプルの伸長とサンプルを負担するために必要な関連する力（ロードセル、トランスデューサテクニックMDB-2.5を使用して）（変位インジケーター、Mitutoyu 543から561を使用する）。
- 各サンプルおよび/ または条件（ すなわち挿入時間 ）のセットごとにmicrotensileテストを繰り返します。
6。データ解析
- εが適用された株である（式1）に記載の初期ゲージ長による伸長の距離を除算することにより、インプラント試料に照射工学歪み生伸びデータを変換、tは時間であり、dはマイクロメータにより測定変位であるインジケータ、およびL 0は、サンプルの初期ゲージ長である：
（1） - TRAで、力（ニュートン）で割ることにより、試料上のエンジニアリングストレス生力のデータを変換する、式2に記載nsverse断面積：
（2）
試料に応力σここで、Fはロードセル（ニュートン）で測定された力であり、w 0は、サンプルの初期の幅であり、t 0は、サンプルの初期厚さである。 - ストレスをプロットします（[T]をσ）対ひずみ（ε[T]）、Microsoft Excelなどのコンピュータプログラムを使用して、各サンプルのカーブ。
- プロットの線形弾性部分を分離し、この部分にベストフィットラインを見つけるために、ソフトウェアベースのカーブフィッティングツールを使用します。ベストフィットラインの傾きは、試料のヤング率に相当する。プロットの隔離部分は、少なくとも10の応力 - ひずみ点を含むべきであり、勾配が最大となるプロットの部分から採取されるべきである。
- 環状のテストでは、ヤング率が各サイクルに対して決定される必要がある。これは、自動または手動で実行することができる。
- 時間に対する各サイクルのサイクリック試験のため、プロットはヤング率。これは、セットアップサンプルが湿潤または乾燥される速さの指標となる時間とともにどのように測定された弾性の変化を示している。
- インプラントのサンプルについては、インプラントの各サンプルと時間が環状試験の単一サイクルに対応する。各インプラントサンプルについて上述した手順を使用してヤング率を測定する。
- ヤング率に対するインプラント時間をプロットします。この時点では、比較はベンチトップ調査等を行うことができる
（1） 
（2） Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
私たちたPVAc-NCを含むほぼ全てのポリマー材料の機械的特性は、環境条件への暴露に依存している。最も顕著なのは、これらは、熱や湿気への露出を含む。材料は、水分の吸収により可塑化、または熱転移を起こしている場合には、ヤング率の低下を表示する。湿気とex vivoでの試料の機械的特性解析のための温度制御された環境を準備するには、機械的なテスト中microtensileテスター、並びにに試料を装填しながら、試料の水分含有量の最小の変化があることを確認することが重要である。これは、試料を空気ブラシで発生する水分の影響を受けない、またそれはすぐに外部環境に乾燥しないように制御の設定サンプル実験を用いて評価する。 図5は、乾燥初期の機械的挙動を示す例示的なプロットを示すCYCL時のサンプル適切なエアーブラシ水分設定用のiCal引張試験。エアーブラシが入った状態でヤング率の変化は最小である。外部環境の剛性の減少または増加に寄与してはならないので、これは重要である。エアーブラシからの流れがあまりにも高く設定されると、試料のヤング率は有意に約60秒以内に減少する。
機械的なテスト環境の制御にも材料が途中で外に乾燥させないようにすることができます。例えば、我々の水分制御された環境の使用は、移植前の機械的性質を乾燥させ、回収する外植試料に要する時間が増大する。 図6は、その後で循環的な引張試験を行っ飽和に浸漬つの制御設定試料の乾燥挙動を示してい制御された非制御の両方の環境条件。非制御された環境下で、試料は、ヤング率を回復サンプルはmicrotensileテスターにロードされた時に150秒に400メガパスカルを超える。飽和試料の20〜40倍のこのヤング率の増加は、サンプル13の急速乾燥に起因する。環境制御下では、ヤング率がかなり増加は薬浴から除去した後に240秒まで計測されていません。この期間は負荷サンプルの両方に十分であり、ヤング率の抽出を可能にするために十分な機械的試験を実行します。
ex vivoでの試験（ 図3）インプラントサンプルの設計は、多くの要因を考慮を含む。まず、サンプルは、この調査では大脳皮質で関心のある組織に注入する必要がある。その結果、サンプルが狭いたPVAc-NCビームによって表され、針風の幾何学的形状を、持っている必要があります。また、試料をpに必要な力に関して設計されるべきである座屈することなく、目的の組織をenetrate。オイラーの公式座屈を考慮材料のヤング率と同様に、長さ、幅、及びビーム型プローブ17をバックルことが期待される臨界力を提供するために、ビームの厚さをとる。本研究では、ビーム寸法がプローブが座屈の危険性なしに神経組織を貫通するであろうように選択した。以前の研究が3mmのテストビームとグリップのための1.5ミリメートルの長さを可能にするために挿入力を15未満のMN、4.5ミリメートルの選ばれたプローブの長さを示す、75ミクロンを超える既知の膜厚を考えると、我々はプローブ幅という計算でき107ミクロンを超える必要があります。レーザー微細加工ツールで最大限再現性を確保するために、300μmの幅は、サンプルのために選ばれた。懸念の追加点は、組織からの組織および除去への挿入時にマイクロサンプルの処理している。シンプルビームが取り扱い中に破損することができるように、BEAを取り付けるより実質的な構造へのmは、（アクリルホルダーIE）注入へと機械的試験に安全転送が可能。最後に、このアセンブリは、可能な限り迅速に引張試験機にロードするために可能にするために最適化する必要があります。
乾燥した試料についての応力-ひずみ曲線と30分間のラットの皮質に移植された湿潤試料を示す代表的なプロットが図7に示されている。線形弾性領域における応力 - ひずみプロットの傾きに対応するヤング率が、明らかに注入試料に比べて乾燥試料のためにはるかに大きい。両方のサンプルは破るために緊張していた。しかし、ヤング率は、 図8に示すように、塑性変形およびサンプル障害に入る前に、初期の引張試験で収集されたプロットの線形弾性部分に由来する。 図9は、移植の約5分後に、その方法を示し、サンプルDISサンプルはこの時間内に彩度及び最小剛性に達することを示唆し、ヤング率はほとんど変化を果たしている。
図1。刺激応答性、機械的に適応型ポリマーナノコンポジットマイクロプローブの生体力学的挙動に特徴づけるための実験方法の概略。（）まず、サンプルをビームにパターニングしたPVAc-NCフィルムを作成し、アクリルの上にマウントされホルダ。（B）プローブは、時間の指定された期間大脳皮質に注入される。（C）最後に、試料を外植して特注のmicrotensile試験機を用いてmicrotensile試験に供される。
図2。植後たPVAc-NCインプラントサンプルの生体力学的挙動に維持するために必要な環境条件を確立するためのレーザーマイクロマシンたPVAc-NCセットアップサンプル。
図3。レーザーパターニングたPVAc-NCビームはアクリルホルダーに取り付け成るインプラントサンプルの写真、。
図4。 microtensileテスターのブロック図サンプルは、固定クランプとリニアpiezomotorの駆動ロッドに接続されているモバイル·クランプの間にクランプされます。線形piezomotorの歪み速度が制御され、ひずみが変位インジケータを用いて測定される。サンプルに負担するために必要な負荷は私ですロードセルによってasured。試料近傍の環境条件は、空気ブラシと熱ランプによって制御される。
図5。としてテスト環境中の水分を制御するための適切なエアーブラシの設定を決定するために周期的な引張試験中に測定された時間の関数としてヤング率（E）。斜線領域は、空気ブラシがオンされた時間である。使用される空気ブラシ設定で、ヤング率は、空気ブラシからセットアップ試料によって吸収された水の量は、剛性の低減に寄与するのに十分ではないことを示唆し、経時的に著しく変化しない。
図6。ヤング率（E）対、水飽和する時間両方の水分制御された非制御引張試験環境におけるオピニオンサンプルの初期ヤング率の回復が制御された環境では非常に遅い。
図7。 （ex vivoで 、 生体内での 30分後に組織から植）乾燥（移植したことがない）とウェットだったPVAc-NCサンプルに対する応力-ひずみプロットの例。
図8。プロットの線形弾性部分が全体の応力-ひずみプロット（左）から分離し、抽出し、ライン（右）にフィットされていることを実証するための応力-ひずみプロットの追加セット。この特定の測定、ヤングについて率は16.8 MPaである。 より大きい数字を表示するには、ここをクリックしてください 。
図9。皮質に移植されたPVAc-NC試料のヤング率、E、インプラント対時間。エラーバーは、n = 2で、5分間のインプラントを除いてはn = 4で標準誤差を表す。
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
生物学的システムと対話するための移植可能な生物医学微小電気機械システム（バイオMEMS）の進歩は非常に合わせた特性を持つ新素材の開発を動機づけている。これらの材料のいくつかは、生理的環境において見出さ刺激に応答して材料特性の変化を示すように設計されている。材料の一つ、最近開発されたクラスには、水素結合形成の液体（ 例えば 、水）と大きさ10,11,18の3桁によってヤング率、材料剛性の測定を、減らすために高温の存在に応答します。これらのポリマーナノコンポジット材料は、ナノフィラー相としてセルロースナノファイバーと軟質ポリマーマトリックス（ すなわち、ポリ（ビニルアセテート））を有する。セルロースナノファイバーの間の相互作用は、全体として、材料の機械的特性を決定し、乾燥時に "オン"になったときに、ウェット "オフ"になっている。また、水がポリマーを可塑ナnocompositeことにより、ヤング率が低減するさらなる結果として、（37°C）体温より下にガラス転移温度を低下させる。材料のこのクラスの1つの用途は、個々のニューロン13,17とのインターフェースに皮質内プローブ用生体適応基質として作用することである。しかしながら、機械的に適応材料の利点は、神経系とのインタフェースに限定されるものではない。
ここで紹介するたPVAc-NCベースのマイクロプローブの機械的挙動を指定した時間の間、神経組織への移植後に評価することができる方法である。この方法を使用して、ex vivoで機械的なデータは、ベンチ試験との比較のために収集することができる。さらに、機械的特性の変化の時間スケールを評価することができる。高度に調整可能なエアーブラシと輻射熱の設定で有効になって環境制御は、注入されたサンプルはミニとex vivoで試験することができるメカニズムを提供しますMALは、環境の変化に起因する機械的性質の変化。このように、材料のインビボ挙動を完全に人工脳脊髄液（ACSF）中に浸漬したサンプルとベンチ実験に比べて優れた情報を提供し、推測することができる。複雑な生理的環境は、このようなメソッドの可用性を求めますが、この評価のための実験方法は限られています。
注入された、機械的に適応型ポリマーナノコンポジットサンプルの機械的特性評価のための手法にはいくつかの利点があります。カスタムmicrotensileテスターは、典型的な神経プローブ（1.5〜8ミリメートル長、50-500μmの幅15-100μmの厚3,19-21）に匹敵する寸法のサンプルをテストするのに適しています。他の機械的特性評価方法が大きく、バルクサンプルまたはナノスケールのサンプルのどちらに適しています。適切な規模の機械的なテストツールを活用すると、財産のスケーラビリティの不明を削除。また、microtensileテスターは、テスト環境の湿気及び温度制御を可能にする、被試験試料へのオープンアクセスを有する。また、偶数環境制御と、それはエクスビボ試料乾燥神経組織からサ ンプルを除去した後すぐに引張試験を開始することが必要であるため、補強、試験サンプルを使用し、ここで最小化されており、急速な（一般以内促進microtensileテスターの設計120秒）負荷と機械的試験の開始。最後に、このmicrotensileテスタは生物学的評価の場合と同じ方法で動物に移植することができる機械的試験用のプローブ状の試料の使用を容易に、両端にパッドを持っていないサンプルを収容する。
材料の刺激応答挙動は可逆的であるため、神経組織からの試験サンプルの除去は、植後の機械的挙動の変化につながることができる新しい環境を提示ndは潜在的に速効。一定期間内に脳サンプル注入後の機械的挙動の変化を評価するために環境に制御された引張試験法を用いる場合、in vivoで実際のヤング率に対する潜在的な矛盾を考慮すべきである。まず、サンプルを ex vivoで試験することによって、それらは、定義により、生理的環境から除去され、代わりの環境にさらさ。環境条件に依存して機械的特性を有するサンプルについては、環境からサンプルを削除すると、その機械的特性を変更します。この変化が起こるタイムスケールでは、材料特性、ならびに外部環境を制御する程度に依存する。
刺激応答機械的挙動の特性評価および定量化へのこのアプローチは、最高のずっと大規模な長さで、針状のジオメトリのサンプルに適しています装置の幅または厚さよりrをデバイス寸法を選択する際に加えて、材料及び特定のモータとその最大の力の剛性を考慮すべきである。サンプルディメンションのセットを考えると、より硬い材料は大きく、プル力の小さいヤング率を有する材料として、ひずみの同じ量を適用することが必要になります。幅及び/又は厚さを減少させる、またはサンプルの長さを増加させる 、試料の所定量を長くするために必要な力の量を減少させる。カスタム引張試験セットアップのために、線形piezomotorは、最大プルに達することなく、5％歪みする24,000平方μmまで5万気圧及び断面積のヤング率を有するサンプルを可能にする6 Nの最大引張力を有しているモーターの力。 microtensileテスターの力を測定するために使用されるロードセルは、1未満のMnの解像度を有するように、我々の研究で用いた試料で測定することができる最小のヤング率（幅300ミクロン、厚さ100μm）の約1 MPaで。この下限は、さらにしかしながら、大きな断面積を有するサンプルを用いて低減することができる。変位インジケーターがする弾性領域よりも桁違いに小さい0.2％株（3mmの初期長さで）、たPVAc-に限定弾性挙動を持つ材料に適している0.5μmの分解能を持っています乾いた状態でもNC。
ex vivoでの判定この方法の一つの制限は、それが非常に硬質または脆性材料には効果がないことである。サンプルを迅速microtensileテスターに取り付けなければなりませんように実際には、言えば、脆性材料は、取り付け手順の間に破壊の危険にさらされています。また、一端が梁状の試料は（実験のものと一致する寸法を有する）アクリルホルダに接着力がストラに、必要に応じて自由他端が約2.5 GPaの材料を超えて使用することはできませんサンプルにクランプと不正確な結果を通してサンプルの滑りで、その結果、所定の位置に試料を保持クランプの力を超えています。この問題は、両端にパッド付きのドッグボーン形のサンプルの使用によって克服された。マイクロプローブのin vivoでの機械的挙動の測定と分析のためのこの方法の使用は、材料のPVAcの-NCクラスに限定されるものではない。追加の潜在的な用途は、生分解性材料22の分解速度を監視し、機械的な生体組織23,24の挙動、ならびに非生物学的用途のためにマイクロ構造体の特性を特徴付ける挙げられる。さらに、追加の環境制御が異なる刺激25,26に応答する材料に（ 例えば pHは、周囲光、電場、磁場の波長）を添加することができる。この方法の主な利点の1つは、多くの異なるマテリアへの汎用性と適用性であるlsコマンドとアプリケーション。
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
我々は、開示することは何もありません。
Acknowledgments
この作品は、両方のラボスタートアップ資金（J. Capadona）、およびメドトロニック大学院フェローシップ（K.ポッター）を通してケースウェスタンリザーブ大学の生物医学工学専攻によってサポートされていました。本研究の追加資金がNSF助成ECS-0621984（C. Zorman）、ケース同窓会（C. Zorman）、メリットレビュー賞（B7122R）を通じて退役軍人局と同様、高度によって部分的にサポートされていましたプラットフォーム技術センター（C3819C）。
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Silicon wafer | University Wafer | Mechanical grade | |
| Extruded acrylic sheet | Professional Plastics | SACR 062EF | Thickness 0.062" |
| Razor blade | McMaster-Carr | 3962A3 | |
| Tweezers | McMaster-Carr | 8384A47 | #5 tip |
| Super Glue Gel | Loctite | 130380 | |
| Air Brush | Snap-on Industrial | BF175TA | |
| Air Compressor | Paasche | B002YKN8YO | D500 |
| Thermocouple | Omega | HH12A | |
| Hot plate | Cimarec | SP131325Q | |
| CO2 direct-write laser | VersaLaser | 3.5 | |
| Dessicator | Fisher Scientific | 08-595 | |
| Lamp | custom-built | ||
| Microtensile tester | custom-built |
References
- Chen, P. J., Saati, S., Varma, R., Humayun, M. S., Tai, Y. C. Wireless intraocular pressure sensing using microfabricated minimally invasive flexible-coiled LC sensor implant. Journal of Microelectromechanical Systems. 19, 721-734 (2010).
- Ren, X., Zheng, N., Gao, Y., Chen, T., Lu, W. Biodegradable three-dimension micro-device delivering 5-fluorouracil in tumor bearing mice. Drug Delivery. 19, 36-44 (2012).
- Bai, Q. Single-unit neural recording with active microelectrode arrays. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 911 (2001).
- Rousche, P. J., Pellinen, D. S., Pivin, D. P., Williams, J. C., Vetter, R. J., kirke, D. R. Flexible polyimide-based intracortical electrode arrays with bioactive capability. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 361-371 (2001).
- Hassler, C., Boretius, T., Stieglitz, T. Polymers for neural implants. Journal of Polymer Science Part B: Polymer Physics. 49, 18-33 (2011).
- Mercanzini, A., Colin, P., Bensadoun, J. C., Bertsch, A., Renaud, P. In Vivo Electrical Impedance Spectroscopy of Tissue Reaction to Microelectrode Arrays. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 56, 1909-1918 (2009).
- Polikov, V. S., Tresco, P. A., Reichert, W. M. Response of brain tissue to chronically implanted neural electrodes. Journal of Neuroscience Methods. 148, 1-18 (2005).
- Engineering in Medicine and Biology Society, 2006. Subbaroyan, J., Kipke, D. EMBS'06. 28th Annual International Conference of the IEEE, , IEEE. 3588-3591 (2006).
- Harris, J., Capadona, J., Miller, R., Healy, B., Shanmuganathan, K., Rowan, S., Weder, C., Tyler, D. Mechanically adaptive intracortical implants improve the proximity of neuronal cell bodies. Journal of Neural Engineering. 8, 066011 (2011).
- Capadona, J. R., Shanmuganathan, K., Tyler, D. J., Rowan, S. J., Weder, C. Stimuli-Responsive Polymer Nanocomposites Inspired by the Sea Cucumber Dermis. Science. 319, 1370-1374 (2008).
- Shanmuganathan, K., Capadona, J. R., Rowan, S. J., Weder, C. Stimuli-Responsive Mechanically Adaptive Polymer Nanocomposites. ACS Applied Materials & Interfaces. 2, 165-174 (2009).
- Shanmuganathan, K., Capadona, J. R., Rowan, S. J., Weder, C. Bio-inspired mechanically-adaptive nanocomposites derived from cotton cellulose whiskers. Journal of Materials Chemistry. 20, 180 (2010).
- Hess, A., Capadona, J., Shanmuganathan, K., Hsu, L., Rowan, S., Weder, C., Tyler, D., Zorman, C. Development of a stimuli-responsive polymer nanocomposite toward biologically optimized, MEMS-based neural probes. Journal of Micromechanics and Microengineering. 21, 054009 (2011).
- Capadona, J. R., Tyler, D. J., Zorman, C. A., Rowan, S. J., Weder, C. Mechanically adaptive nanocomposites for neural interfacing. Materials Research Society Bulletin. 37, 581-589 (2012).
- Ophir, J., Cespedes, I., Garra, B., Ponnekanti, H., Huang, Y. Elastography: ultrasonic imaging of tissue strain and elastic modulus in vivo. European journal of ultrasound. 3, 49-70 (1996).
- Micro Electro Mechanical Systems (MEMS). Hess, A., Shanmuganathan, K., Capadona, J., Hsu, L., Rowan, S., Weder, C., Tyler, D., Zorman, C. IEEE 24th International Conference on, , IEEE. 453-456 (2011).
- Harris, J. P., Hess, A. E., Rowan, S. J., Weder, C., Zorman, C. A., Tyler, D. J., Capadona, J. R. In vivo deployment of mechanically adaptive nanocomposites for intracortical microelectrodes. Journal of Neural Engineering. 8, 046010 (2011).
- Shanmuganathan, K. Bio-inspired Stimuli-responsive Mechanically Dynamic Nanocomposites. , Case Western Reserve University. (2010).
- Rousche, P. J., Pellinen, D. S., Pivin, D. P., Williams, J. C., Vetter, R. J., Kipke, D. R. Flexible polyimide-based intracortical electrode arrays with bioactive capability. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 361-371 (2001).
- Norlin, P., Kindlundh, M., Mouroux, A., Yoshida, K., Hofmann, U. G. A 32-site neural recording probe fabricated by DRIE of SOI substrates. Journal of Micromechanics and Microengineering. 12, 414 (2002).
- Ward, M. P., Rajdev, P., Ellison, C., Irazoqui, P. P. Toward a comparison of microelectrodes for acute and chronic recordings. Brain Research. 1282, 183-200 (2009).
- Lin, J. M., Chang, P. K. A Novel Remote Health Monitor with Replaceable Non-Fragile Bio-Probes on RFID Tag. Applied Mechanics and Materials. 145, 415-419 (2012).
- Kunzelman, K. S., Cochran, R. Stress/strain characteristics of porcine mitral valve tissue: parallel versus perpendicular collagen orientation. Journal of Cardiac Surgery. 7, 71-78 (1992).
- Snedeker, J., Niederer, P., Schmidlin, F., Farshad, M., Demetropoulos, C., Lee, J., Yang, K. Strain-rate dependent material properties of the porcine and human kidney capsule. Journal of Biomechanics. 38, 1011-1021 (2005).
- Ahn, S., Kasi, R. M., Kim, S. C., Sharma, N., Zhou, Y. Stimuli-responsive polymer gels. Soft Matter. 4, 1151-1157 (2008).
- Stuart, M. A. C., et al. Emerging applications of stimuli-responsive polymer materials. Nature Materials. 9, 101-113 (2010).
