Une micropince souple hydraulique pour les études biologiques

Rapports scientifiques volume 12, Numéro d'article : 21403 (2022) Citer cet article

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Nous avons développé une pince souple hydraulique à micro-échelle et démontré la manipulation d'un insecte sans dommage. Ce préhenseur est construit en polydiméthylsiloxane (PDMS) avec la technique de coulée de matériaux souples pour former trois colonnes en forme de doigt, qui sont placées sur une membrane circulaire. Les doigts ont une longueur de 1,5 mm et un diamètre de 300 µm chacun ; la distance entre les deux doigts est de 600 µm de distance centre à centre. Une membrane sous forme de film souple de 150 µm est construite au-dessus d'un espace creux cylindrique. L'application d'une pression sur l'espace intérieur peut plier la membrane. La flexion de la membrane provoque le mouvement d'ouverture/fermeture de la pince, et par conséquent, les trois doigts peuvent saisir un objet ou le relâcher. Le PDMS a été caractérisé et les résultats expérimentaux ont ensuite été utilisés dans le logiciel Abaqus pour simuler le mouvement de préhension. La plage de déformation de la pince a été étudiée par simulation et expérience. Le résultat de la simulation est en accord avec les expériences. La force maximale de 543 µN a été mesurée pour cette micropince compatible microfluidique et elle pouvait soulever une balle pesant 168,4 mg et ayant un diamètre de 0,5 mm. À l'aide de cette micropince, une fourmi a été manipulée avec succès sans aucun dommage. Les résultats ont montré que le dispositif fabriqué a un grand potentiel en tant que manipulateur micro/bio.

L'évolution de la robotique au cours des dernières décennies a ouvert de nouvelles technologies de préhension dans divers domaines tels que la chirurgie, les études biologiques et la manipulation de petits objets1,2,3,4,5,6. La chirurgie mini-invasive (MIS) dépend fortement de la technologie robotique pour minimiser le traumatisme du patient et améliorer les résultats cliniques7. Parfois, le MIS peut encore causer des complications en raison de dommages traumatiques et une utilisation plus clinique du MIS nécessite des actionneurs plus flexibles pour fournir une plus grande dextérité au chirurgien, minimiser le plan et avoir un contact délicat entre la pince et le tissu7,8. De plus, la manipulation d'échantillons biologiques dans divers environnements et de différentes tailles doit être effectuée avec succès en utilisant des manipulateurs robotiques9. La plupart des pinces disponibles dans le commerce avec leurs structures rigides ne sont pas adaptées à la manipulation d'objets et d'échantillons biologiques délicats et fragiles9,10.

Pour manipuler des échantillons biologiques mous et fragiles, plusieurs pinces sont proposées sur la base de divers mécanismes d'actionnement tels que les alliages à mémoire de forme (SMA)11, piézoélectriques12, MEMS électrostatiques13 et divers actionneurs souples14. Les céramiques piézoélectriques et les films minces ont été largement utilisés pour développer divers actionneurs adaptés à une utilisation dans les robots et les effecteurs terminaux15. Le contrôle précis du mouvement des actionneurs piézoélectriques, une densité de puissance élevée et un temps de réponse rapide sont les principaux avantages des actionneurs piézoélectriques16,17,18. La piézocéramique peut induire le développement de différents types d'actionneurs, mais nécessite toujours un mécanisme de transmission de micro-déplacement compliqué, et l'assemblage d'actionneurs miniaturisés est difficile19. La haute tension nécessaire à l'actionnement du matériau piézoélectrique est un autre inconvénient de cette famille d'actionneurs qui peut délimiter leurs applications dans les domaines de la bioétude et de la chirurgie20.

Les actionneurs SMA utilisent des fils SMA ou des films minces comme élément d'actionnement. Ce mécanisme simple peut produire une force et une course importantes21. Alors que divers actionneurs peuvent être développés avec des fils SMA et des films minces, leur assemblage est plus difficile lorsque la taille des dispositifs est inférieure à une échelle millimétrique22. La complexité des systèmes de chauffage/refroidissement requis ainsi que la lenteur de la réponse limitent également les inconvénients des actionneurs SMA23,24. Le système de contrôle thermique approprié et coûteux est essentiel25,26. L'exigence de chauffage pour les éléments SMA peut limiter l'application de ces actionneurs pour manipuler des échantillons biologiques sensibles à la chaleur et des tissus vivants en raison de dommages thermiques latéraux27,28. Les actionneurs MEMS électrostatiques sont principalement basés sur le procédé de microfabrication du silicium29. Le processus de fabrication bien établi a fait de ce groupe d'actionneurs un actionneur idéal et rentable en tant que structures 2D et un bon candidat pour la miniaturisation29,30. Les défis liés au conditionnement et à l'isolation appropriés des actionneurs MEMS sont les principaux inconvénients de cette famille d'actionneurs31. Tous les actionneurs précités sont développés à base de matériaux durs. Cette caractéristique matérielle est un inconvénient pour la manipulation d'échantillons fragiles, et sa résolution augmentera leur complexité32,33. Aucun de ces actionneurs ne se contente de manipuler sans dommage des objets biologiques. Pour s'étendre à la manipulation d'un échantillon fragile, un nouveau niveau de préhension basé sur une combinaison appropriée de matériau et d'actionneur doit être développé.

Le choix du matériau souple et du mécanisme appropriés pour fabriquer une nouvelle pince est essentiel pour la manipulation d'échantillons biologiques fragiles34. Les matériaux mous peuvent être une alternative aux polymères durs et aux métaux, ce qui permet aux pinces d'imiter les propriétés des tissus mous et des actionneurs biologiques, et offre aux robots plus de flexibilité35,36. Pour manipuler les tissus mous, le PDMS avec un module de Young autour de 10–6 peut être une meilleure option par rapport à d'autres matériaux et gels polymères mous37,38. Le développement de préhenseurs souples avec du PDMS biocompatible, qui a un module de Young similaire aux tissus mous, permet aux chirurgiens et aux chercheurs de manipuler délicatement les tissus mous et les échantillons biologiques39,40,41. Les robots souples peuvent être conçus pour s'actionner en réponse à différents stimuli tels que des actionneurs à pression, photosensibles, thermiquement sensibles, magnétiquement sensibles et électriquement sensibles39. Des robots mous actionnés électriquement peuvent être développés en utilisant des matériaux mous comme la cellulose. Cependant, les actionneurs centimétriques développés ne peuvent pas être miniaturisés, sont sensibles à l'humidité ambiante, ont un temps de réponse lent et nécessitent une encapsulation fiable42,43. Les robots souples magnétiquement réactifs peuvent être formés à partir d'un composite de polymères, de gels ou d'autres matériaux souples avec des charges magnétiques telles que des particules magnétiques. Ces robots souples peuvent travailler dans la zone encapsulée et réaliser un actionnement rapide (jusqu'à environ 100 Hz). Pourtant, ces actionneurs ont besoin de champs magnétiques qui nécessitent une forte consommation d'énergie et de grosses bobines. Pourtant, les zones qui peuvent être pourvues de champs proportionnellement forts sont petites et nécessitent des systèmes de contrôle compliqués44,45. Les actionneurs souples actionnés thermiquement sont développés en utilisant des gels mous comme actionneur souple. Bien que l'un de leurs principaux inconvénients soit leur temps de réponse lent, leur fonctionnalité peut être délimitée aux environnements liquides. Le manque de résistance aux autres stimulants et les mouvements indésirables rendent difficile la manipulation d'échantillons biologiques fragiles. Un autre problème majeur des robots mous actionnés thermiquement développés est leur évolutivité de fabrication46,47. Des actionneurs souples photosensibles peuvent être utilisés pour développer des préhenseurs souples. Pourtant, le temps de réponse lent est l'un des principaux inconvénients de ces robots mous. L'utilisation de la lumière UV pour les actionner est un autre facteur limitant à utiliser dans la zone périphérique du biospécimen. Le manque de stabilité thermique et la nécessité d'un viseur droit entre la source lumineuse et l'actionneur sont d'autres facteurs limitants48,49. Les préhenseurs souples à pression ont un temps de réponse rapide et peuvent produire une force admirable, ils sont toujours confrontés à des complexités de fabrication, en particulier pour les petites échelles50. Les actionneurs à pression développés sur la base de la déflexion de la membrane ont des limitations de mouvement et nécessitent des mécanismes supplémentaires pour augmenter le mouvement, tandis que cette stratégie peut augmenter le coût et la complexité de fabrication51,52. Les actionneurs souples développés sur la base des actionneurs à ballonnet contiennent des chambres déformables et la déformation est généralement régie par une structure asymétrique ou un matériau hétérogène dans la structure de la chambre53,54. Cette conception est polyvalente mais ajoute plus de complexités de fabrication aux pinces à petite échelle55. Par exemple, le développement d'un micro-doigt à l'aide d'un moulage par moulage de matériaux souples et d'une liaison hermétique présente des complications en raison des difficultés de moulage et des défauts de liaison hermétique aux petites tailles d'éléments56. La formation d'une micropince à l'aide de micro-doigts discrets développés nécessite une étape d'assemblage supplémentaire compliquée57. Les connecteurs de tubes flexibles, ainsi que les robots souples entraînés par pression, éliminent les contraintes rencontrées par d'autres approches de développement de micropinces souples55 ; cependant, les difficultés de miniaturisation et d'assemblage des actionneurs à micro-échelle nécessitent l'utilisation de techniques coûteuses52,56. Après avoir surmonté les complexités de fabrication, l'utilisation d'un mécanisme de différentiel de pression dans un actionneur souple peut nous aider à développer une micropince à faible coût avec une densité de production de force élevée58.

Après avoir déterminé la quantité de force requise, le milieu de travail, le temps de réponse, la méthode requise de transfert de force aux échantillons, les matériaux préférés et l'actionneur approprié, la micropince appropriée peut être développée53. Dans cet article, nous avons utilisé des méthodes d'impression 3D et de moulage de matériaux souples à faible coût pour fabriquer des colonnes monolithiques à trois doigts à base de PDMS sur une membrane déformable afin de développer une micropince. En développant cette micropince monolithique, nous avons surmonté les complexités de fabrication des micropinces à pression. Bien que nous ayons utilisé une méthode de fabrication à faible coût, nous avons également évité les étapes d'assemblage compliquées. La simulation de la méthode des éléments finis a été réalisée à l'aide du logiciel ABAQUS 6.12 qui peut être un outil de conception pour l'optimisation des conceptions de micropinces. La caractérisation de la flexion de la micropince a été étudiée avec succès en utilisant l'imagerie au microscope optique et les résultats expérimentaux sont en accord avec les simulations. La caractérisation de la production de force a été exécutée à l'aide d'un capteur de microforce piézorésistif de la série AE-800 et 543 µN ont été mesurés comme force maximale. La capacité d'haltérophilie a été mesurée en saisissant des balles de différents poids et diamètres et 168,4 mg ont été mesurés comme la capacité d'haltérophilie maximale de la pince. Pour approuver la capacité du dispositif développé à manipuler des échantillons biologiques fragiles, une fourmi vivante a été saisie, tenue et relâchée avec succès sans aucun dommage. La micropince monolithique développée dans cet article a utilisé les avantages des actionneurs à pression et du PDMS tout en ayant des étapes de fabrication simples et peu coûteuses.

L'idée de réaliser un dispositif de type micro-main 3D dans cette recherche est de former une pince à micro-échelle qui peut se fermer et s'ouvrir en ajustant la pression dans une cavité. La partie principale de la micropince hydraulique 3D conçue est créée à partir d'une combinaison d'une membrane à base de PDMS de 150 µm placée sur le dessus d'un vide cylindrique et de trois colonnes, qui sont placées sur le dessus de la membrane sous forme de doigts. Le vide, la membrane et les trois doigts forment la pince monolithique. La conception de la micropince compatible avec la microfluidique est illustrée à la Fig. 1a.

Le micropince conçu avec les doigts posés sur la membrane et le mécanisme d'ouverture/fermeture. (a) micropince développée sur la base du moulage PDMS et associée à la microfluidique. Le canal relié au vide central peut être vu sur cette image. (b) Ouverture des doigts. (c) Fermeture des doigts.

Comme représenté sur la figure 1, les doigts sont placés sur une membrane déformable. En déformant la forme de la membrane en concave ou convexe, les trois doigts sur le dessus peuvent provoquer une ouverture ou une fermeture. Ainsi, la pression interne de la cavité doit être supérieure à la pression extérieure pour créer des membranes convexes et inférieure pour les membranes concaves. La déformation de la membrane peut être calculée, analytiquement ou numériquement, en fonction de la quantité de pression. Le mécanisme de déformation basé sur cette différence de pression est indépendant des géométries des membranes. Un déplacement maximal approximatif au centre d'une membrane circulaire de rayon a = LX/2 est donné par l'équation. (1)59.

Cette équation peut donner un très bon aperçu de la déflexion de la membrane et montrer les effets de la pression statique (P), des dimensions et de la géométrie (a) et de la rigidité du matériau (Dflex). En modifiant l'épaisseur de la membrane, le diamètre de la membrane ou la rigidité du matériau, il est possible d'avoir des dispositifs avec des caractéristiques fonctionnelles différentes. Dans l'éq. (2), la flèche en (r) peut être calculée59.

Le logiciel d'éléments finis ABAQUS 6.12 a été utilisé pour construire un modèle 3D pour simuler l'actionnement hydraulique de la micropince. Une énergie libre hyperélastique de Gent légèrement compressible, ayant un modèle constitutif empirique à deux paramètres, est utilisée pour les termes isotropes volumétriques et isochoriques hyperélastiques de la partie isotrope du modèle constitutif. L'avantage du modèle est de capturer le raidissement aux grandes déformations, observé expérimentalement dans les matériaux mous. Nous séparons les parties volumétriques et déviatoriques de l'équation constitutive pour la mise en œuvre des éléments finis afin d'éviter les problèmes numériques tels que le verrouillage des éléments. \({W}_{V}(J)\) désigne un purement volumétrique et \({W}_{D}(\overline{{I}_{1}})\) représente sa contribution déviatorique représentée par le modèle hyperélastique de Gent légèrement compressible donné par,

\(\mu\) est le module de cisaillement, \({J}_{m}\) est la constante du matériau et \(K\) est le module de compressibilité. Les données expérimentales uniaxiales sont ajustées et les propriétés du matériau sont \(\mu =0,4\ ; \text{MPa}\), \({J}_{m}=5,5\) et \({\text{K} } = 2000\).

Les résultats de déformation des simulations sont présentés à la Fig. 2. Le déplacement de la surface inférieure du modèle a été contraint puisque le modèle a été collé horizontalement sur une plaque de PDMS. Les pressions hydrauliques appliquées ont été définies comme une charge de pression qui agit dans la direction normale sur le canal hydraulique. Des contacts généraux surface à surface ont été mis en place pour les trois doigts du modèle de la Fig. 2a (encadré).

Modèle 3D et résultat de simulation pour une micropince de forme carrée et flexion des doigts en fonction du volume injecté. (a) La déviation des doigts par rapport au volume injecté peut être vue ici pour des épaisseurs de membrane de 50 µm, 100 µm, 150 µm et 200 µm. (Encart)Simulation de la déformation des doigts en régime de fermeture. (b) La déviation des doigts pour différents volumes injectés peut être vue sur cette figure pour des diamètres de membrane de 1,6 mm, 1,8 mm, 2 mm, 2,2 mm et 2,4 mm. (c) La déviation des doigts pour différents volumes injectés peut être vue sur cette figure pour la longueur des doigts de 1 mm, 1,5 mm, 2 mm et 2,5 mm. (d) La déviation des doigts pour différents volumes injectés peut être vue sur cette figure pour des diamètres des doigts de 100 µm, 150 µm, 200 µm et 300 µm.

Alors que les paramètres du matériau ont été obtenus à partir de l'expérience uniaxiale, pour vérifier les effets de la modification de divers paramètres sur le comportement de déflexion des micropinces, les simulations de micropince de forme carrée ont été réalisées à l'aide de divers paramètres. L'épaisseur des membranes, le diamètre des membranes, le diamètre des doigts et la longueur des doigts étaient les paramètres qui ont été utilisés pour étudier les dispositifs. Les simulations ont été réalisées pour des flèches inférieures à 15° en régime d'ouverture.

Sur la figure 2a, la déviation des doigts en fonction de la variation du volume injecté pour différentes épaisseurs de la membrane peut être vue. À mesure que la membrane devient plus épaisse, elle nécessite plus de force pour se déformer. De plus, une membrane plus épaisse se traduit par une micropince plus lente qui a besoin d'un plus grand volume injecté pour se plier au même angle par rapport à une micropince avec une membrane plus fine.

Sur la figure 2b, la déviation des doigts en fonction de la variation du volume injecté pour différents diamètres de la membrane peut être vue. Il n'y a pas de différence évidente entre le comportement des micropinces avec différents diamètres de membrane. Pourtant, le diamètre de la membrane peut affecter la taille globale du dispositif de micropince. plus le diamètre de la membrane est petit, plus la taille globale de la micropince est petite. Sur la figure 2c, la déviation des doigts en fonction de la variation du volume injecté pour différentes longueurs de doigts peut être vue. La longueur des doigts n'affecte pas l'angle de flexion dans le régime d'ouverture. Pourtant, les résultats des simulations montrent que des doigts plus courts peuvent provoquer un angle de flexion plus élevé. Sur la figure 2d, la déviation des doigts en fonction de la variation du volume injecté pour différents diamètres des doigts peut être vue. L'épaisseur des doigts ne peut pas affecter l'angle de déviation dans le régime d'ouverture. Pourtant, cela limite l'ange de fermeture lorsque les doigts sont plus épais.

Pour choisir les paramètres appropriés pour les micropinces requises, parallèlement à l'application, la faisabilité de la fabrication basée sur la méthode de fabrication doit être prise en compte. Par exemple, pour choisir le diamètre de chaque doigt, la possibilité de préparer les moules requis pour la méthode de moulage des matériaux souples est le paramètre principal. Lorsque la distance centre à centre des doigts est fixée à 600 µm pour fournir une zone appropriée pour saisir un objet de la taille requise, le diamètre des doigts est fixé à 300 µm, qui est le plus petit diamètre qui peut être répété à plusieurs reprises. fabriqué à base de moulage de matériaux souples avec l'imprimante 3D disponible. Les longueurs des doigts sont de 1,5 mm pour un dispositif compatible microfluidique. Cette longueur a été choisie en fonction de la taille requise de l'appareil, du mouvement et de la contrôlabilité des doigts et de la force produite. Plus le doigt était long, plus l'appareil était gros et plus le transfert de force vers l'échantillon était petit. Le diamètre de la membrane affecte la taille de l'appareil. Le diamètre de la membrane est de 2 mm pour le micropince conçu. Le dispositif avec un diamètre de membrane plus petit a une taille de dispositif entier plus petite. L'épaisseur de la membrane est un autre paramètre dans la conception des micropinces. Alors qu'une membrane plus fine se traduit par une micropince plus rapide qui peut se plier avec un plus petit volume d'eau injecté ou une pression hydraulique plus petite, une membrane plus épaisse entraînera un dispositif plus lent qui a besoin d'une plus grande pression hydraulique ou d'un plus grand volume d'eau injectée pour obtenir le même résultat. degré de flexion des doigts. Pour cette raison, 150 µm ont été choisis comme épaisseur des membranes pour développer les micropinces requises. Cette quantité a été choisie plutôt que 50 µm et 100 µm d'épaisseur de membrane pour éviter un mouvement rapide des doigts par rapport au volume d'eau injecté et a été choisie plutôt que 200 µm d'épaisseur de membrane pour éviter un plus grand volume d'eau injecté requis pour actionner le dispositif qui diminue le temps de réponse des pinces.

La micropince est fabriquée à partir de polydiméthylsiloxane (PDMS) par moulage de matériaux souples à faible coût60,61,62. Les moules nécessaires à ce processus ont été fabriqués à l'aide d'une imprimante 3D stéréolithographique. Pour finaliser la fabrication de moules imprimés en 3D, ils ont été exposés respectivement à une photopolymérisation, une polymérisation thermique pendant 72 h à 65 ° C dans le four et du gaz silane comme traitement de surface. La silanisation peut rendre la surface plus hydrophobe grâce à l'inclusion de gaz silane63,64. Les parties du moule imprimé en 3D sont illustrées sur la Fig. 3. Sur les Fig. 3a, b, les éléments de moule pour le dispositif sont affichés. La première partie du moule (illustrée à la Fig. 3a) était responsable de la formation du vide central en tant que cavité et de la membrane où les doigts sont placés, tandis que la deuxième partie du moule (illustrée à la Fig. 3b) a été conçue avec trois trous pour former les trois doigts. Les deux parties du moule peuvent être attachées pour former un volume fermé encapsulé comme un moule complet. Sur la figure 3c, l'ensemble du moule est illustré pour la fabrication de micropinces. Pour le PDMS, le polymère et l'initiateur ont été mélangés avec le rapport (15: 1) pour obtenir un matériau très doux et déformable. Le durcissement du PDMS a été exécuté en 1 semaine à 25 °C. La combinaison de la surface hydrophobe des moules et d'un matériau souple très flexible a permis de retirer le PDMS durci des moules.

Le modèle schématique pour les moules imprimés en 3D et les étapes de fabrication de la micropince (a, b) Le capuchon du moule et le moule pour la micropince. (c) La partie principale de fermeture et le capuchon du moule pour façonner l'ensemble du moule pour la micropince. La couleur rouge montre les surfaces internes des moules. Ces surfaces seront en contact avec le PDMS liquide et façonneront des micropinces. (d, e) Le moule imprimé en 3D a été rempli de PDMS liquide et débullé, et le capuchon du moule a été recouvert du même PDMS. (f) Fermeture du moule et du couvercle du moule. Le PDMS liquide et débullé a été encapsulé dans les pièces imprimées en 3D. Comme on peut le voir, dans cette étape, les parties indiquées en (d) et (e) remplies et recouvertes de PDMS sont fermées ensemble pour former la zone encapsulée. ( g ) Le PDMS a été durci à 25 ° C en 1 semaine. Le PDMS durci a été retiré des moules imprimés en 3D et la partie fonctionnelle de la micropince a été formée.

Les étapes de fabrication de la micropince sont illustrées à la Fig. 3. Pour former les dispositifs, le PDMS liquide a été versé dans la partie principale des moules, qui contient trois trous. De plus, le capuchon du moule, responsable de la formation du canal et de la cavité, était recouvert de PDMS liquide (Fig. 3d, e). Ensuite, ils ont été placés sous vide pour éliminer toutes les bulles du liquide. Les deux parties des moules étaient fermées (Fig. 3f). Enfin, les moules contenant du PDMS liquide encapsulé à l'intérieur ont été placés dans le vide pour éliminer toutes les bulles résiduelles piégées. Après avoir laissé les moules pendant 1 semaine à température ambiante (25 ° C), les deux pièces se sont ouvertes et le PDMS durci a été retiré lentement (Fig. 3g). Parce que le PDMS durci était très mou avec un module jeune de 1 MPa, il a été possible de le retirer des moules sans dommage. L'image SEM des trois doigts de la micropince est illustrée à la Fig. 4.

Image SEM de trois doigts, et assemblage et finalisation de la micropince. (a) Image SEM des doigts. Le diamètre de chaque doigt est de 300 μm et la distance centre à centre entre deux doigts est de 600 μm. Le triangle dans l'image montre les distances centre à centre entre les doigts. La longueur de chaque doigt est de 1,5 mm. (b) Éléments de Micropince. (c) Micropince finalisée.

La dernière étape de la fabrication consistait à assembler les pièces de la micropince et à finaliser l'appareil. À cette fin, la structure précédemment fabriquée a été collée sur une plaque de PDMS durci en utilisant un traitement au plasma d'oxygène et de l'eau comme liquide de liaison63,64. Lorsque l'eau s'évapore finalement, la forte liaison hermétique s'est formée entre deux morceaux de PDMS durci, et l'ensemble de la cavité et de l'appareil s'est formé avec succès. Les pièces et le dispositif finalisé sont illustrés à la Fig. 4.

La caractérisation de la déviation de la micropince a été réalisée à l'aide de seringues microlitres précises sous un microscope optique. Pour caractériser les degrés de déviations, le dispositif a été placé sous un microscope optique Nikon. Les graphiques de déflexion-volume ont été obtenus en changeant le volume d'eau injecté dans la cavité de la micropince. Pour contrôler avec précision le volume d'eau injecté dans la cavité, des micro-seringues précises, fabriquées par Hamilton, ont été utilisées. Après avoir injecté manuellement le volume d'eau requis dans la cavité à l'aide de la micro-seringue et à travers un tube approprié, les déviations ont été mesurées sur des images optiques qui ont été prises à l'aide du logiciel du microscope Nikon. La vue latérale des doigts pliés et l'angle mesuré sont illustrés à la Fig. 5.

La vue latérale des doigts et la vue latérale des doigts pliés et de l'angle de flexion. (a) La vue latérale des doigts du micropince. (b) La vue latérale du doigt de flexion et l'angle de flexion mesuré (α).

Comme il est évident sur la figure 5b, une micro-cage s'est formée entre les trois doigts après la fermeture complète de la micropince. Cette micro-cage peut être utile pour saisir des objets petits et fragiles. Les résultats des mesures expérimentales de volume injecté par flexion pour la micropince sont présentés à la Fig. 6.

La caractérisation de la flexion de la micropince. La flexion du doigt a été mesurée au microscope optique. L'angle (α) a été mesuré en fonction du volume d'eau injecté dans la cavité. Les angles négatifs représentent les angles pendant le régime de fermeture.

Les expériences ont été réalisées pour observer des déviations inférieures à 15°. Après avoir effectué la caractérisation de la déviation ou saisi un spécimen qui a provoqué plus de 100 fois la flexion de la membrane, aucun ravissement dans la membrane, aucune hystérésis dans les courbes de déviation ou un changement de performance n'a été observé. Pourtant, des déviations de plus de 25° peuvent provoquer un décollement de la membrane, des fuites et une détérioration des performances de la micropince. Sur la figure 7, l'enlèvement immédiat de la membrane et la fermeture de la micropince pour des volumes plus élevés, et le comportement non linéaire de la micropince peuvent être vus.

Comportement non linéaire de la micropince et ravissement de la membrane. La flexion du doigt a été mesurée au microscope optique. L'angle (α) a été mesuré en fonction du volume d'eau injecté dans la cavité. Cette mesure a été effectuée pour des volumes injectés plus importants et le ravissement de la membrane a été observé pour des volumes supérieurs à 3,5 (µL) et des angles supérieurs à 25°.

Pour mesurer les forces produites de la micropince, un capteur de microforce AE-800 a été utilisé. Ce capteur fonctionne sur la base d'un mécanisme piézorésistif. Pour une mesure efficace afin d'éviter tout déplacement indésirable lors de la mesure de force, le capteur et la micropince ont été placés sous un stéréoscope. Pour garantir une mesure correcte, l'écart entre le doigt et le porte-à-faux du capteur doit être égal à zéro. De plus, le chevauchement spatial entre le doigt et le porte-à-faux a été ajusté précisément à une quantité spécifique de 300 µm pour toutes les expériences. Sur la figure 8, les images optiques du doigt et du capteur peuvent être vues.

Mesure de force à l'aide d'un capteur AE-800. (a) Une image optique de la micropince et du capteur de force. Le placement suggéré de la micropince et du capteur peut être vu. (b) La vue latérale d'un doigt et le porte-à-faux du capteur.

Le résultat des mesures de volume injecté de force pour la micropince est illustré à la Fig. 9.

Mesure de force. La force produite par un doigt de la micropince est mesurée au microscope optique en utilisant un capteur de force piézorésistif AE-800. Les changements de force produits sont présentés par rapport aux changements du volume d'eau injecté dans la cavité. Les forces négatives représentent les forces produites pendant le régime de fermeture.

La force hydraulique produite en injectant de l'eau dans la chambre était transférée à la membrane, puis de la membrane aux doigts. Cette force peut être transférée à l'objet pour le saisir. La force transférée à l'objet est limitée en raison de la compressibilité et de la flexion du PDMS souple. Les doigts peuvent être pliés, ce qui délimite la force transférée à l'objet. De plus, la membrane est une fine couche de 150 µm de PDMS souple qui peut être pliée et délimiter la force transférée. Pour augmenter la capacité de charge des micropinces développées, le développeur peut modifier certains paramètres sur les doigts, la membrane et le matériau. Un matériau souple avec un module de Young plus élevé et moins de compressibilité peut réduire la compression et la flexion indésirable des doigts et augmenter la charge produite par la pince. Dans le même temps, un module de Yong plus élevé peut rendre difficile la fabrication des dispositifs avec le même moulage de matériau souple encapsulé. Un doigt plus court et plus épais peut augmenter la charge, tandis qu'un doigt plus long et plus fin la diminue. Une membrane plus épaisse peut réduire la flexion locale de la membrane sur les points de connexion des doigts et de la membrane, ce qui peut augmenter la charge produite des pinces.

Les comparaisons de la simulation et des mesures expérimentales sont illustrées à la Fig. 10. Ce graphique montre que la simulation et les résultats expérimentaux sont en très bon accord, ce qui signifie que le modèle 3D est développé de manière appropriée et peut ensuite être utilisé dans le processus de conception du nouveau dispositifs. La simulation et la mesure expérimentale ont la même tendance et montrent presque la même pente que celle illustrée à la Fig. 10. La pente de certaines pièces est exactement similaire, mais dans le régime d'ouverture, la simulation montre une pente globale de 15,71 et les mesures montrent une pente globale de 11,43. De même en régime de fermeture, la simulation montre une pente globale de 8,57 et l'expérience montre 7,14 pour le même paramètre. Alors que les valeurs point à point peuvent être différentes, la même tendance et des pentes proches montrent l'accord entre le comportement de l'appareil dans la simulation et l'expérience. Les différences entre la simulation et les mesures peuvent être dues aux fuites, à l'incertitude de la méthode de coulée du matériau souple et à l'absence d'uniformité du matériau. De plus, le modèle peut nécessiter quelques améliorations. Le développement ultérieur de cette simulation peut fournir un outil puissant pour la conception et l'optimisation des paramètres des micropinces requises à l'avenir.

Comparaison de la simulation et de la mesure expérimentale. La comparaison entre simulation et mesure pour la micropince. La simulation et la mesure expérimentale montrent la même tendance et presque la même pente que celles représentées sur la figure.

La préhension et la manipulation d'échantillons biologiques fragiles peuvent être difficiles en raison des dommages potentiels qui peuvent survenir au cours de ce processus à l'échantillon. Ces dommages peuvent résulter de chocs chimiques, de chocs thermiques, d'un dépassement de pression, d'une décharge électrique, etc.65,66. La micropince développée est fabriquée à partir d'un matériau souple biocompatible et le stimulant pour l'actionnement de cette micropince est la pression hydraulique. En l'absence de tout autre paramètre dangereux pour les tissus ou un spécimen vivant, une force supplémentaire peut être la seule raison d'endommager les cellules, les tissus et tous les types de spécimens vivants. Dans le cas de la préhension d'une fourmi, le ravissement du corps et les dommages au cou et aux articulations peuvent faire partie des dommages qui peuvent survenir lors du processus de préhension et à cause d'une force supplémentaire67.

Pour prouver l'hypothèse que la micropince développée peut manipuler avec précision un échantillon biologique fragile, la manipulation d'une fourmi a été réalisée sous un microscope. La longueur de la fourmi était de près de 3 mm et la largeur moyenne de son corps était d'environ 400 µm. Microgripper a pu saisir, tenir et relâcher une fourmi vivante sans l'endommager physiquement. Ainsi, en ajustant la pression et la position du doigt, la manipulation de l'échantillon fragile a été réalisée avec succès. La manipulation d'une fourmi est illustrée à la Fig. 11. À cette fin, 543 µN de force ont été induits sur la fourmi, ce qui était la force maximale mesurée que l'appareil produisait au début de la fermeture complète des doigts. De plus, en aspirant plus d'eau de la cavité, aucun dommage à l'insecte n'a été observé.

Manipulation d'un insecte vivant. (a) Commencez à saisir la fourmi. Une aiguille est utilisée pour maintenir l'insecte sur le dessus de la pince. (b) Manipulation réussie d'une fourmi vivante à l'aide d'un dispositif de forme carrée. (c) Ouvrir la pince pour libérer la fourmi. (d) Ant a quitté la pince sans aucun dommage.

Bien que la capacité de la micropince développée à saisir et à manipuler un petit objet dépende de plusieurs facteurs tels que la taille, la forme générale, la morphologie de surface et le poids de l'objet, il est utile de calculer les valeurs d'ouverture de la pince. Dans le cas où l'objet a une forme sphérique si l'objet est saisi au milieu des doigts, le diamètre de la sphère peut aller jusqu'à 1,43 mm. Si les mêmes sphères sont suffisamment légères pour être saisies du bout des doigts, leur diamètre peut atteindre 2,86 mm. Parce que les doigts peuvent être complètement fermés, il n'y a théoriquement pas de taille minimale que ces pinces peuvent saisir et manipuler. Cette capacité de la pince peut être mesurée expérimentalement en soulevant des balles de différents diamètres et poids. À cette fin, diverses billes ont été fabriquées à partir de fil de soudure en chauffant une pointe du fil de soudure avec une longueur et un poids spécifiques. Les poids préparés avec différents diamètres de pointe de boule peuvent être vus sur la Fig. 12. L'avantage de cette technique est la possibilité d'ajuster le poids total en changeant la longueur des fils, tandis que la taille de la boule (pointe du fil) est constant.

Balles de différentes tailles et poids réglables, et capacité d'haltérophilie. La taille des boules est ajustée en faisant fondre la pointe du fil de soudure. (a) 0,5 mm, (b) 1 mm, (c) 1,5 mm, (d) 2 mm, (e) 2,5 mm. (f) Le poids maximal qu'un micropince développé peut soulever pour une balle de différents diamètres peut être vu ici. Le micropince ne peut saisir et soulever une bille de 2 mm de diamètre ou plus.

Nous avons examiné la capacité de la micropince à manipuler différentes tailles et poids, en saisissant et en soulevant différents diamètres de billes, et les résultats sont visibles sur la figure 12f. Le poids maximum que la micropince peut soulever est de 168 mg pour 0,5 mm de diamètre.

La micropince innovante a été développée en utilisant une technique de moulage de matériaux souples et en utilisant des moules imprimés en 3D. Cette micropince monolithique en PDMS, avec sa force produite et son mouvement contrôlable avec précision, a fait de ce manipulateur innovant une option pratique pour la manipulation des échantillons biologiques.

Comme mentionné dans la partie fabrication, la micropince proposée peut être fabriquée dans un moulage en une seule étape de PDMS. La technique de moulage innovante et encapsulée a été utilisée pour fabriquer la micropince présentée dans cet article. Le mécanisme d'actionnement est la flexion d'une membrane flexible due aux différences de pression sur deux surfaces de la membrane. Comme on peut le déduire de l'Eq. (1) la différence de pression plus élevée, ou une membrane plus mince provoquera plus de déformation. Ceci est également approuvé par des simulations. Dans le même temps, une membrane plus épaisse ou un matériau plus rigide peut limiter la déformation de la membrane lorsqu'elle est exposée à la même différence de pression ou avec le même volume d'eau injecté. Les doigts de la micropince ont été placés sur cette membrane souple.

La précision dans la flexion des doigts ressort de la caractérisation. En effet, la flexion des doigts est proportionnelle au volume précisément injecté dans l'appareil qui était contrôlé par des micro-seringues précises. La large plage de flexion précise des doigts, ainsi que la limitation de la force transférée à l'objet en raison de l'utilisation d'un matériau souple, confirme la capacité de la micropince à manipuler une large gamme d'objets fragiles. L'angle de flexion pour chaque doigt variait de 8° de fermeture à 13° d'ouverture pour l'appareil. La précision de la déviation des doigts dépend fortement de la précision des seringues microlitres et de la précision du contrôle des seringues. Chaque étape du volume injecté dans la cavité d'une micropince était de 0,1 µL dans cette étude. Et le pas minimum de l'angle de flexion mesuré était de 0,5° pour l'appareil.

La mesure de la force a révélé que la force maximale produite par la micropince est inférieure à 1 mN, ce qui signifie qu'elle convient à la manipulation d'échantillons biologiques68. La force absolue maximale produite par un seul doigt dans un appareil est d'environ 181 µN, ce qui signifie que trois doigts peuvent imposer environ 543 µN à un échantillon. Le rapport force-volume, qui peut être décrit comme la force absolue divisée par le volume de la pince et de l'actionneur, pour la micropince est de 1,13 mN/mm3. Comme référence, d'autres préhenseurs souples ont une force maximale absolue produite de 50 mN, 3 mN et 2,2 mN, et lorsque la taille des préhenseurs prend en compte le rapport force-volume est de 0,78, 3,3 et 0,047 mN/mm3 respectivement69,70, 71. La force produite et le rapport force-volume sont supérieurs ou comparables à ceux d'autres manipulateurs souples de la littérature57. De plus, la capacité de cet appareil développé à soulever divers poids a été mesurée en soulevant des sphères de différents poids et diamètres. 168,4 mg pour des sphères de 0,5 mm était la capacité d'haltérophilie maximale de l'appareil.

La simulation de la micropince a révélé que le modèle 3D dans la simulation par éléments finis peut être utilisé avec succès pour prédire l'actionnement des doigts. Les résultats de cette simulation peuvent être utilisés comme outil de conception pour optimiser les paramètres requis du dispositif. Les désaccords entre la simulation et les mesures expérimentales peuvent être principalement dus à la variation à l'échelle microscopique du PDMS utilisé dans la membrane, aux variations de matériaux mous lors de la fabrication ou aux résolutions des méthodes de fabrication. L'absorption de la pression hydraulique par différentes parties comme les tubes souples qui ont été utilisés pour transférer la pression des seringues à l'appareil ou les surfaces souples à l'exception de la membrane peut être d'autres problèmes qui entraînent des différences entre les simulations et les mesures expérimentales. Alors que des modèles plus raffinés peuvent entraîner une meilleure prédiction de la manière de se déplacer de la micropince, la simulation actuelle montre une prédiction correcte de la déviation des doigts.

En utilisant des imprimantes 3D avec des résolutions plus élevées, plus de niveaux de miniaturisation peuvent être atteints72. En outre, l'intégration des micro/nano capteurs dans les micropinces développées peut ouvrir la voie au développement de micromanipulateurs capables de diagnostiquer et de détecter lors de l'exécution des procédures requises73.

Le processus de fabrication a commencé par l'impression 3D des moules appropriés à l'aide de la micro-imprimante Perfactory fabriquée par EnvisionTEC. Après l'impression des moules, la photopolymérisation des moules a été effectuée. Et ils sont laissés au four à 65 °C pendant 72 h. Après cela, les moules ont été recouverts de gaz silane, car les moules non traités sont plus collants pour le PDMS. Comme le montre la figure 3, les moules sont combinés à partir de deux pièces différentes et ils formeront un espace clos après l'assemblage. Ainsi, pour fabriquer une structure à base de PDMS, les moules doivent d'abord être remplis et recouverts de PDMS et retirer les billes dans le vide, puis les moules seront fermés, et enfin, ils seront coulés dans du PDMS et placés à nouveau dans le vide pour retirer les pompons potentiellement restants pendant 30 min. Les moules et le PDMS ont été laissés à température ambiante (25 ° C) pendant 1 semaine, puis les structures à base de PDMS à durcissement lent ont été soigneusement retirées des moules. Pour façonner la structure finale, la structure à base de PDMS a été collée à la surface d'une feuille du même matériau, et enfin, un morceau de tube a été connecté au canal pour rendre le dispositif opérationnel.

Comme mentionné, ABAQUS 6.12 a été utilisé pour construire un modèle 3D pour simuler l'actionnement hydraulique de la micropince. Le modèle utilisait 376 938 éléments tétraédriques et se composait d'éléments tétraédriques hybrides modifiés à 10 nœuds (ABAQUS C3D10MH). Les éléments tétraédriques modifiés ont fourni un bon taux de convergence et ont empêché le verrouillage volumétrique. Les modèles de matériaux hyperélastiques étaient très capables de décrire la réponse non linéaire de matériaux complexes. Avec les données de l'expérience ajustées et analysées, le PDMS a été modélisé comme un modèle de Gent incompressible et isotrope, qui était satisfait de la convergence et de la stabilité de la solution. Le modèle de Gent avec la condition isotrope a été appliqué et les propriétés du matériau étaient \(\mu = 0,4\; \text{MPa}\) et \(J_{m} = 5,5\) pour le matériau PDMS étudié.

Pour la caractérisation, l'ouverture et la fermeture des micropinces, et l'obtention de la courbe "Deflection-Injected Volume", la micropince a été placée sous un microscope optique et reliée à une seringue de précision microlitre. Les seringues microlitres utilisées dans cette étude ont été fabriquées par Hamilton. L'injection du volume approprié a été réalisée manuellement avec ces micro-seringues. En changeant le volume injecté dans la cavité et en mesurant la déflexion du doigt sous le microscope, la caractérisation a été réalisée avec succès et la courbe de déflexion-volume injecté a été obtenue.

Le capteur de microforce AE-800 est un capteur piézorésistif en porte-à-faux utilisé pour mesurer la force produite par les doigts du micropince. Pour un placement correct du doigt sur le capteur, l'ensemble du processus a été effectué sous un stéréoscope optique.

Une fourmi a été choisie comme biospécimen dans ce projet, saisie et manipulée avec succès comme le montre la figure 11. À cette fin, la fourmi a été placée sur un sac de glace et arrêtée en raison de la basse température. Cela a facilité la saisie de l'insecte. La saisie de l'échantillon biologique a été réalisée sous un stéréoscope Nikon. Après avoir attrapé la fourmi, elle a été séparée de la banquise d'une manière qui s'est réchauffée et a recommencé à bouger. Après 1 min de maintien de l'insecte en mouvement, il a été relâché et aucune blessure n'a été observée.

Pour vérifier la capacité de la micropince développée à saisir et à soulever des objets de poids et de tailles variés, des billes de différents diamètres ont été préparées en faisant fondre une pointe de fils à souder. La longueur du fil attaché à la balle ajustait le poids total de l'objet. Ensuite, les balles ont été saisies et soulevées verticalement pour mesurer le poids maximum que la pince peut soulever pour chaque diamètre.

Les ensembles de données utilisés et/ou analysés au cours de l'étude en cours sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable.

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Département de génie électrique et d'informatique, Texas A&M University, College Station, TX, États-Unis

Sina Baghbani Kordmahale & Jun Kameoka

Département de génie mécanique, Texas A&M University, College Station, TX, États-Unis

Jian Qu et Anastasia Muliana

École supérieure d'information, de production et de recherche sur les systèmes, Université Waseda, Kitakyushu, Japon

Jun Kameoka

Vous pouvez également rechercher cet auteur dans PubMed Google Scholar

JK et SBK ont eu l'idée d'avoir une micropince. SBK a conçu et développé des micropinces, établi les protocoles de fabrication, effectué des caractérisations et préparé la première ébauche du manuscrit. JQ a développé le modèle d'éléments finis pour la simulation et l'ingénierie de forme future, a effectué les simulations et a rédigé la première ébauche des simulations. JK et AM ont supervisé la recherche, validé toutes les informations et révisé le manuscrit. Tous les auteurs ont co-écrit le manuscrit.

Correspondance avec Jun Kameoka.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Réimpressions et autorisations

Baghbani Kordmahale, S., Qu, J., Muliana, A. et al. Une micropince souple hydraulique pour les études biologiques. Sci Rep 12, 21403 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-25713-1

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Reçu : 12 septembre 2021

Accepté : 05 décembre 2022

Publié: 10 décembre 2022

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

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