Ein hydraulischer weicher Mikrogreifer für biologische Studien

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 21403 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Wir haben einen hydraulischen Softgreifer im Mikromaßstab entwickelt und die Handhabung eines Insekts ohne Beschädigung demonstriert. Dieser Greifer besteht aus Polydimethylsiloxan (PDMS) mit der Weichmaterialgusstechnik, um drei fingerartige Säulen zu bilden, die auf einer kreisförmigen Membran platziert sind. Die Finger haben eine Länge von jeweils 1,5 mm und einen Durchmesser von 300 µm; Der Abstand zwischen den beiden Fingern beträgt 600 µm Mittenabstand. Auf einem zylindrischen Hohlraum wird eine Membran als 150 µm weicher Film aufgebaut. Durch Druck auf den Innenraum kann sich die Membran verbiegen. Das Biegen der Membran führt zu einer Öffnungs-/Schließbewegung des Greifers, sodass die drei Finger einen Gegenstand greifen oder loslassen können. Das PDMS wurde charakterisiert und die experimentellen Ergebnisse wurden später in der Abaqus-Software verwendet, um die Greifbewegung zu simulieren. Der Verformungsbereich des Greifers wurde durch Simulation und Experiment untersucht. Das Ergebnis der Simulation stimmt mit den Experimenten überein. Für diesen mikrofluidisch kompatiblen Mikrogreifer wurde eine maximale Kraft von 543 µN gemessen und er konnte eine Kugel mit einem Gewicht von 168,4 mg und einem Durchmesser von 0,5 mm anheben. Mit diesem Mikrogreifer konnte eine Ameise erfolgreich und ohne Schaden manipuliert werden. Die Ergebnisse zeigten, dass das hergestellte Gerät ein großes Potenzial als Mikro-/Biomanipulator hat.

Die Entwicklung der Robotik in den letzten Jahrzehnten hat neue Greiftechnologien in verschiedenen Bereichen wie der Chirurgie, biologischen Studien und der Manipulation kleiner Objekte eröffnet1,2,3,4,5,6. Die minimalinvasive Chirurgie (MIS) ist in hohem Maße auf Robotertechnologie angewiesen, um das Trauma des Patienten zu minimieren und die klinischen Ergebnisse zu verbessern7. Gelegentlich kann MIS aufgrund traumatischer Schäden immer noch zu Komplexitäten führen, und eine stärkere klinische Akzeptanz von MIS erfordert flexiblere Aktuatoren, um dem Chirurgen mehr Fingerfertigkeit zu bieten, den Bauplan zu minimieren und einen empfindlichen Greifer-Gewebe-Kontakt zu gewährleisten7,8. Auch der Umgang mit biologischen Proben in verschiedenen Umgebungen und mit unterschiedlichen Größen muss mithilfe von Robotermanipulatoren erfolgreich durchgeführt werden9. Die meisten kommerziell erhältlichen Greifer sind aufgrund ihrer starren Struktur nicht für die Handhabung empfindlicher und zerbrechlicher biologischer Objekte und Proben geeignet9,10.

Zur Handhabung weicher und zerbrechlicher biologischer Proben werden mehrere Greifer vorgeschlagen, die auf verschiedenen Betätigungsmechanismen wie Formgedächtnislegierungen (SMA)11, piezoelektrischen12, elektrostatischen MEMS13 und verschiedenen weichen Aktuatoren14 basieren. Piezoelektrische Keramik und dünne Filme wurden in großem Umfang zur Entwicklung verschiedener Aktoren verwendet, die für den Einsatz in Robotern und Endeffektoren geeignet sind15. Die präzise Steuerung der Bewegung piezoelektrischer Aktoren, eine hohe Leistungsdichte und eine schnelle Reaktionszeit sind die Hauptvorteile piezoelektrischer Aktoren16,17,18. Piezokeramiken können die Entwicklung verschiedener Arten von Aktuatoren vorantreiben, erfordern jedoch immer noch einen komplizierten Mikroverschiebungsübertragungsmechanismus, und der Zusammenbau miniaturisierter Aktuatoren ist eine Herausforderung19. Die für die Betätigung piezoelektrischer Materialien erforderliche hohe Spannung ist ein weiterer Nachteil dieser Aktuatorfamilie, der ihre Anwendungen in den Bereichen Biowissenschaften und Chirurgie einschränken kann20.

SMA-Aktoren verwenden SMA-Drähte oder dünne Folien als Betätigungselement. Dieser einfache Mechanismus kann große Kräfte und Hübe erzeugen21. Während mit SMA-Drähten und dünnen Filmen verschiedene Aktuatoren entwickelt werden können, ist der Zusammenbau schwieriger, wenn die Größe der Geräte kleiner als ein Millimeter ist22. Die Komplexität der erforderlichen Heiz-/Kühlsysteme sowie die langsame Reaktion sind weitere einschränkende Nachteile der SMA-Aktuatoren23,24. Das richtige und teure Wärmekontrollsystem ist unerlässlich25,26. Der Heizbedarf für SMA-Elemente kann die Anwendung dieser Aktuatoren zur Manipulation wärmeempfindlicher Bioproben und lebender Gewebe aufgrund seitlicher thermischer Schäden einschränken27,28. Elektrostatische MEMS-Aktoren basieren hauptsächlich auf dem Silizium-Mikrofabrikationsprozess29. Der gut etablierte Herstellungsprozess machte diese Aktuatorgruppe zu einem idealen und kostengünstigen Aktuator als 2D-Struktur und zu einem guten Kandidaten für die Miniaturisierung29,30. Die Herausforderungen bei der richtigen Verpackung und Isolierung von MEMS-Aktoren sind die Hauptnachteile dieser Familie von Aktoren31. Alle oben genannten Aktoren werden auf Basis harter Materialien entwickelt. Diese Materialeigenschaft stellt einen Nachteil für den Umgang mit fragilen Proben dar und ihre Lösung wird deren Komplexität erhöhen32,33. Keiner dieser Aktuatoren ist damit zufrieden, biologische Objekte ohne Beschädigung zu handhaben. Um die Handhabung einer zerbrechlichen Probe zu ermöglichen, sollte eine neue Greiferebene entwickelt werden, die auf einer geeigneten Kombination aus Material und Aktuator basiert.

Die Wahl des richtigen weichen Materials und Mechanismus zur Herstellung eines neuen Greifers ist für den Umgang mit empfindlichen biologischen Proben von entscheidender Bedeutung34. Weiche Materialien können eine Alternative zu harten Polymeren und Metallen sein, wodurch Greifer die Eigenschaften von Weichgewebe und biologischen Aktoren nachahmen können und Robotern mehr Flexibilität verleihen35,36. Zur Manipulation von Weichgewebe kann PDMS mit einem Elastizitätsmodul von etwa 10–6 eine bessere Option im Vergleich zu anderen weichen Polymermaterialien und Gelen sein37,38. Die Entwicklung weicher Greifer mit biokompatiblem PDMS, dessen Elastizitätsmodul dem von Weichgewebe ähnelt, ermöglicht Chirurgen und Forschern eine schonende Handhabung von Weichgewebe und biologischen Proben39,40,41. Weiche Roboter können so konzipiert werden, dass sie als Reaktion auf verschiedene Reize reagieren, z. B. auf druckgesteuerte, fotoempfindliche, thermisch reagierende, magnetisch reagierende und elektrisch reagierende Aktuatoren39. Elektrisch angetriebene Softroboter können durch die Verwendung weicher Materialien wie Zellulose entwickelt werden. Die entwickelten zentimetergroßen Aktoren können jedoch nicht miniaturisiert werden, reagieren empfindlich auf Umgebungsfeuchtigkeit, haben eine langsame Reaktionszeit und benötigen eine zuverlässige Kapselung42,43. Magnetisch reagierende weiche Roboter können aus einem Verbundwerkstoff aus Polymeren, Gelen oder anderen weichen Materialien mit magnetischen Füllstoffen wie magnetischen Partikeln hergestellt werden. Diese Softroboter können im gekapselten Bereich arbeiten und eine schnelle Betätigung (bis etwa 100 Hz) erreichen. Dennoch benötigen diese Aktoren Magnetfelder, die einen hohen Energieverbrauch und große Spulen erfordern. Dennoch sind die Bereiche, die mit verhältnismäßig starken Feldern versorgt werden können, klein und erfordern komplizierte Steuerungssysteme44,45. Thermisch betätigte weiche Aktoren werden unter Verwendung von weichen Gelen als weichem Aktor entwickelt. Während einer ihrer Hauptnachteile ihre langsame Reaktionszeit ist, kann ihre Funktionalität auf flüssige Umgebungen beschränkt werden. Mangelnde Resistenz gegenüber anderen Stimulanzien und unerwünschte Bewegungen erschweren den Umgang mit empfindlichen Bioproben. Ein weiteres Hauptproblem entwickelter thermisch betätigter Softroboter ist ihre Skalierbarkeit bei der Herstellung46,47. Mit fotoresponsiven Soft-Aktuatoren können Soft-Greifer entwickelt werden. Dennoch ist die langsame Reaktionszeit einer der Hauptnachteile dieser Soft-Roboter. Die Verwendung von UV-Licht zu ihrer Aktivierung ist ein weiterer limitierender Faktor für den Einsatz im Randbereich von Bioproben. Mangelnde thermische Stabilität und die Notwendigkeit einer geraden Sicht zwischen Lichtquelle und Aktuator sind weitere begrenzende Faktoren48,49. Druckbetriebene Soft-Greifer haben eine schnelle Reaktionszeit und können eine bewundernswerte Kraft erzeugen, sie sind jedoch immer noch mit Komplexität bei der Herstellung konfrontiert, insbesondere bei kleineren Maßstäben50. Druckbetriebene Aktuatoren, die auf der Durchbiegung der Membran basieren, weisen Bewegungsbeschränkungen auf und benötigen zusätzliche Mechanismen, um die Bewegung zu erhöhen, während diese Strategie die Herstellungskosten und die Komplexität erhöhen kann51,52. Weiche Aktuatoren, die auf der Grundlage von Ballonaktuatoren entwickelt wurden, enthalten verformbare Kammern, und die Verformung wird normalerweise durch eine asymmetrische Struktur oder heterogenes Material in der Kammerstruktur bestimmt53,54. Dieses Design ist vielseitig, erhöht jedoch die Komplexität bei der Fertigung kleiner Greifer55. Beispielsweise weist die Entwicklung eines Mikrofingers mithilfe von Formguss aus weichem Material und hermetischer Verbindung ihre Komplikationen auf, da es bei den kleinen Strukturgrößen zu Schwierigkeiten beim Formen und hermetischen Verbindungsfehlern kommt56. Die Bildung eines Mikrogreifers mithilfe entwickelter diskreter Mikrofinger erfordert einen besonders komplizierten Montageschritt57. Flexible Schlauchverbinder sowie druckbetriebene Soft-Roboter beseitigen die Einschränkungen, denen andere Ansätze zur Entwicklung weicher Mikrogreifer ausgesetzt sind55; Allerdings erfordern Schwierigkeiten bei der Miniaturisierung und dem Zusammenbau der Mikroaktuatoren den Einsatz teurer Techniken52,56. Nachdem wir die Komplexität der Herstellung überwunden haben, kann uns die Verwendung eines Druckdifferenzmechanismus in einem weichen Aktuator dabei helfen, einen kostengünstigen Mikrogreifer mit einer hohen Krafterzeugungsdichte zu entwickeln58.

Nachdem die erforderliche Kraftmenge, das Arbeitsmedium, die Reaktionszeit, die erforderliche Methode zur Kraftübertragung auf die Proben, die bevorzugten Materialien und der geeignete Aktor ermittelt wurden, kann der richtige Mikrogreifer entwickelt werden53. In diesem Artikel haben wir kostengünstige 3D-Druck- und Weichmaterial-Gussverfahren verwendet, um monolithische PDMS-basierte dreifingerartige Säulen auf einer verformbaren Membran herzustellen und so einen Mikrogreifer zu entwickeln. Durch die Entwicklung dieses monolithischen Mikrogreifers haben wir die Komplexität der Herstellung druckbetriebener Mikrogreifer überwunden. Während wir eine kostengünstige Herstellungsmethode verwendet haben, haben wir auch komplizierte Montageschritte vermieden. Die Simulation mit der Finite-Elemente-Methode wurde mit der Software ABAQUS 6.12 durchgeführt, die ein Designtool zur Optimierung von Mikrogreiferdesigns sein kann. Die Biegecharakterisierung des Mikrogreifers wurde mithilfe optischer Mikroskopaufnahmen erfolgreich untersucht und die experimentellen Ergebnisse stimmen mit den Simulationen überein. Die Charakterisierung der Krafterzeugung wurde mit einem piezoresistiven Mikrokraftsensor der Serie AE-800 durchgeführt und 543 µN als maximale Kraft gemessen. Die Fähigkeit zum Gewichtheben wurde durch Greifen von Bällen mit verschiedenen Gewichten und Durchmessern gemessen und 168,4 mg wurden als maximale Fähigkeit des Greifers zum Gewichtheben gemessen. Um die Fähigkeit des entwickelten Geräts zur Manipulation fragiler Bioproben zu bestätigen, wurde eine lebende Ameise erfolgreich ergriffen, festgehalten und ohne Schaden freigelassen. Der in diesem Artikel entwickelte monolithische Mikrogreifer nutzt die Vorteile druckbetriebener Aktuatoren und PDMS und verfügt gleichzeitig über kostengünstige und einfache Herstellungsschritte.

Die Idee, in dieser Forschung ein mikrohandähnliches 3D-Gerät zu schaffen, besteht darin, einen Greifer im Mikromaßstab zu formen, der sich durch Anpassen des Drucks in einem Hohlraum schließen und öffnen lässt. Der Hauptteil des entworfenen hydraulischen 3D-Mikrogreifers besteht aus einer Kombination aus einer 150 µm PDMS-basierten Membran, die oben auf einem zylindrischen Hohlraum platziert ist, und drei Säulen, die als Finger oben auf der Membran platziert sind. Der Hohlraum, die Membran und die drei Finger bilden den monolithischen Greifer. Das mit der Mikrofluidik kompatible Design des Mikrogreifers ist in Abb. 1a dargestellt.

Der entworfene Mikrogreifer mit den auf der Membran platzierten Fingern und dem Öffnungs-/Schließmechanismus. (a) Mikrogreifer, der auf Basis des PDMS-Gusses entwickelt wurde und mit Mikrofluidik abgestimmt ist. Auf diesem Bild ist der Kanal zu sehen, der mit dem zentralen Hohlraum verbunden ist. (b) Öffnen der Finger. (c) Schließen der Finger.

Wie in Abb. 1 dargestellt, liegen die Finger auf einer verformbaren Membran. Durch die Verformung der Membran in eine konkave oder konvexe Form können die drei Fingerspitzen auf der Oberseite das Öffnen oder Schließen bewirken. Daher sollte der Innendruck des Hohlraums höher als der Außendruck sein, um konvexe Membranen zu erzeugen, und niedriger für konkave Membranen. Die Verformung der Membran kann anhand der Höhe des Drucks entweder analytisch oder numerisch berechnet werden. Der auf dieser Druckdifferenz basierende Verformungsmechanismus ist unabhängig von Membrangeometrien. Eine ungefähre maximale Verschiebung im Zentrum einer kreisförmigen Membran mit dem Radius a = LX/2 ergibt sich aus Gl. (1)59.

Diese Gleichung kann einen sehr guten Einblick in die Membrandurchbiegung geben und die Auswirkungen des statischen Drucks (P), der Abmessungen und Geometrie (a) sowie der Materialsteifigkeit (Dflex) zeigen. Durch Veränderung der Membrandicke, des Membrandurchmessers oder der Materialsteifigkeit sind Geräte mit unterschiedlichen Funktionsmerkmalen möglich. In Gl. (2) kann die Durchbiegung bei (r) berechnet werden59.

Die Finite-Elemente-Software ABAQUS 6.12 wurde verwendet, um ein 3D-Modell zur Simulation der hydraulischen Betätigung des Mikrogreifers zu erstellen. Für die hyperelastischen volumetrischen und isochoren isotropen Terme des isotropen Teils des konstitutiven Modells wird ein leicht komprimierbares Gent-hyperelastisches freies Energiemodell mit zwei Parametern verwendet. Der Vorteil des Modells besteht darin, Dehnungssteifigkeit bei großen Dehnungen zu erfassen, die experimentell in weichen Materialien beobachtet werden. Wir trennen den volumetrischen und den deviatorischen Teil der Materialgleichung für die Finite-Elemente-Implementierung, um numerische Probleme wie die Elementverriegelung zu vermeiden. \({W}_{V}(J)\) bezeichnet einen rein volumetrischen und \({W}_{D}(\overline{{I}_{1}})\) stellt seinen deviatorischen Beitrag dar, der durch dargestellt wird leicht komprimierbares hyperelastisches Gent-Modell, gegeben durch:

\(\mu\) ist der Schubmodul, \({J}_{m}\) ist die Materialkonstante und \(K\) ist der Kompressionsmodul. Die einachsigen experimentellen Daten werden angepasst und die Materialeigenschaften sind \(\mu =0,4\; \text{MPa}\), \({J}_{m}=5,5\) und \({\text{K} } = 2000\).

Die Verformungsergebnisse aus Simulationen sind in Abb. 2 dargestellt. Die Verschiebung der Unterseite des Modells wurde eingeschränkt, da das Modell horizontal auf einer PDMS-Platte befestigt war. Als Druckbelastung, die in Normalrichtung auf den Hydraulikkanal wirkt, wurden angelegte Hydraulikdrücke eingestellt. Für die drei Finger des Modells in Abb. 2a (Einschub) wurden allgemeine Oberfläche-zu-Oberfläche-Kontakte eingerichtet.

3D-Modell und Simulationsergebnis für einen quadratischen Mikrogreifer und Biegung der Finger im Vergleich zum injizierten Volumen. (a) Die Auslenkung der Finger im Verhältnis zum injizierten Volumen ist hier für Membrandicken von 50 µm, 100 µm, 150 µm und 200 µm zu sehen. (Einschub)Simulation der Verformung der Finger im Schließbereich. (b) Die Auslenkung der Finger für verschiedene injizierte Volumina ist in dieser Abbildung für Membrandurchmesser von 1,6 mm, 1,8 mm, 2 mm, 2,2 mm und 2,4 mm zu sehen. (c) Die Auslenkung der Finger für verschiedene injizierte Volumina ist in dieser Abbildung für die Länge der Finger von 1 mm, 1,5 mm, 2 mm und 2,5 mm zu sehen. (d) Die Auslenkung der Finger für verschiedene injizierte Volumina ist in dieser Abbildung für Fingerdurchmesser von 100 µm, 150 µm, 200 µm und 300 µm zu sehen.

Während die Materialparameter aus dem einachsigen Experiment ermittelt wurden, wurden die Simulationen der quadratischen Mikrogreifer unter Verwendung verschiedener Parameter durchgeführt, um die Auswirkungen der Änderung verschiedener Parameter auf das Ablenkungsverhalten der Mikrogreifer zu überprüfen. Die Dicke der Membranen, der Durchmesser der Membranen, der Durchmesser der Finger und die Länge der Finger waren die Parameter, die zur Untersuchung der Geräte herangezogen wurden. Die Simulationen wurden für Auslenkungen von weniger als 15° im Öffnungsbereich durchgeführt.

In Abb. 2a ist die Auslenkung der Finger im Vergleich zur Variation des injizierten Volumens für verschiedene Membrandicken zu sehen. Je dicker die Membran wird, desto mehr Kraft ist zur Verformung erforderlich. Außerdem führt eine dickere Membran zu einem langsameren Mikrogreifer, der im Vergleich zu einem Mikrogreifer mit einer dünneren Membran ein größeres Injektionsvolumen benötigt, um sich im gleichen Winkel zu biegen.

In Abb. 2b ist die Auslenkung der Finger im Vergleich zur Variation des injizierten Volumens für verschiedene Membrandurchmesser zu sehen. Es gibt keinen offensichtlichen Unterschied im Verhalten von Mikrogreifern mit unterschiedlichen Membrandurchmessern. Dennoch kann der Durchmesser der Membran die Gesamtgröße des Mikrogreifers beeinflussen. Je kleiner der Durchmesser der Membran ist, desto kleiner ist die Gesamtgröße des Mikrogreifers. In Abb. 2c ist die Auslenkung der Finger im Vergleich zur Variation des injizierten Volumens für verschiedene Fingerlängen zu sehen. Die Länge der Finger hat keinen Einfluss auf den Beugewinkel im Öffnungsbereich. Dennoch zeigen Simulationsergebnisse, dass kürzere Finger einen höheren Biegewinkel verursachen können. In Abb. 2d ist die Auslenkung der Finger im Vergleich zur Variation des injizierten Volumens für verschiedene Fingerdurchmesser zu sehen. Die Dicke der Finger kann den Ablenkwinkel im Öffnungsbereich nicht beeinflussen. Dennoch begrenzt es den Schließwinkel, wenn die Finger dicker sind.

Um die richtigen Parameter für die erforderlichen Mikrogreifer auszuwählen, sollte neben der Anwendung auch die Machbarkeit der Herstellung auf der Grundlage der Herstellungsmethode berücksichtigt werden. Um beispielsweise den Durchmesser jedes Fingers zu wählen, ist die Möglichkeit, die erforderlichen Formen für das Weichmaterialformverfahren vorzubereiten, der Hauptparameter. Wenn der Mitte-zu-Mitte-Abstand der Finger auf 600 µm festgelegt ist, um einen geeigneten Bereich zum Greifen eines Objekts mit der erforderlichen Größe bereitzustellen, wird der Durchmesser der Finger auf 300 µm eingestellt, was dem kleinsten Durchmesser entspricht, der wiederholt werden kann Hergestellt auf Basis von Weichmaterialformung mit dem verfügbaren 3D-Drucker. Die Länge der Finger beträgt 1,5 mm für ein mikrofluidisch-kompatibles Gerät. Diese Länge wurde basierend auf der erforderlichen Größe des Geräts, der Fingerbewegung und Steuerbarkeit sowie der erzeugten Kraft ausgewählt. Je länger der Finger war, desto größer war das Gerät und desto geringer war die Kraftübertragung auf die Probe. Der Durchmesser der Membran beeinflusst die Größe des Geräts. Der Durchmesser der Membran beträgt für den konzipierten Mikrogreifer 2 mm. Das Gerät mit einem kleineren Membrandurchmesser hat eine kleinere Gesamtgröße des Geräts. Die Dicke der Membran ist ein weiterer Parameter bei der Gestaltung der Mikrogreifer. Während eine dünnere Membran zu einem schnelleren Mikrogreifer führt, der sich mit einem kleineren eingespritzten Wasservolumen oder einem geringeren hydraulischen Druck biegen kann, führt eine dickere Membran zu einem langsameren Gerät, das einen größeren hydraulischen Druck oder ein größeres eingespritztes Wasservolumen benötigt, um dasselbe zu erreichen Ausmaß der Beugung der Finger. Aus diesem Grund wurde eine Dicke der Membranen von 150 µm gewählt, um die erforderlichen Mikrogreifer zu entwickeln. Diese Menge wurde anstelle von 50 µm und 100 µm Membrandicke gewählt, um eine schnelle Bewegung der Finger gegenüber dem eingespritzten Wasservolumen zu vermeiden, und wurde anstelle von 200 µm Membrandicke gewählt, um ein erforderliches größeres eingespritztes Wasservolumen zu vermeiden Betätigen Sie das Gerät, das die Reaktionszeit der Greifer verkürzt.

Der Mikrogreifer wird aus Polydimethylsiloxan (PDMS) durch kostengünstiges Weichmaterialformen hergestellt60,61,62. Die für diesen Prozess erforderlichen Formen wurden mit einem Stereolithographie-3D-Drucker hergestellt. Um die Herstellung der 3D-gedruckten Formen abzuschließen, wurden sie einer Lichthärtung, einer thermischen Härtung für 72 Stunden bei 65 °C im Ofen bzw. Silangas als Oberflächenbehandlung ausgesetzt. Durch die Silanisierung kann die Oberfläche durch den Einschluss von Silangas63,64 hydrophober gemacht werden. Die Teile der 3D-gedruckten Form sind in Abb. 3 dargestellt. In Abb. 3a,b sind die Formelemente für das Gerät dargestellt. Der erste Teil der Form (dargestellt in Abb. 3a) war für die Bildung des zentralen Hohlraums als Hohlraum und der Membran, in der die Finger platziert werden, verantwortlich, während der zweite Teil der Form (dargestellt in Abb. 3b) aus drei Teilen bestand Löcher, um die drei Finger zu formen. Die beiden Teile der Form können zusammengefügt werden, um als komplette Form ein eingekapseltes, geschlossenes Volumen zu bilden. In Abb. 3c ist die gesamte Form für die Mikrogreiferherstellung dargestellt. Für PDMS wurden Polymer und Initiator im Verhältnis (15:1) gemischt, um ein sehr weiches und verformbares Material zu erhalten. Die Aushärtung von PDMS erfolgte in einer Woche bei 25 °C. Die Kombination aus der hydrophoben Oberfläche der Formen und einem sehr flexiblen weichen Material ermöglichte es, das ausgehärtete PDMS aus den Formen zu entfernen.

Das schematische Modell für 3D-gedruckte Formen und Mikrogreifer-Herstellungsschritte (a,b) Die Formkappe und die Form für den Mikrogreifer. (c) Der schließende Hauptteil und die Kappe der Form, um die gesamte Form für den Mikrogreifer zu formen. Die rote Farbe zeigt die Innenflächen der Formen. Diese Oberflächen stehen mit dem flüssigen PDMS in Kontakt und formen Mikrogreifer. (d,e) Die 3D-gedruckte Form wurde mit flüssigem PDMS gefüllt und von Blasen befreit, und die Formkappe wurde mit demselben PDMS bedeckt. (f) Schließen der Form und der Formkappe. Das flüssige und entblößte PDMS wurde in die 3D-gedruckten Teile eingekapselt. Wie man sehen kann, werden in diesem Schritt die in (d) und (e) gezeigten Teile, die mit PDMS gefüllt und bedeckt sind, zusammengeschlossen, um den eingekapselten Bereich zu bilden. (g) PDMS wurde in einer Woche bei 25 °C ausgehärtet. Das ausgehärtete PDMS wurde aus den 3D-gedruckten Formen entfernt und der Funktionsteil des Mikrogreifers geformt.

Die Herstellungsschritte für den Mikrogreifer sind in Abb. 3 dargestellt. Um die Geräte zu formen, wurde das flüssige PDMS in den Hauptteil der Formen gegossen, der drei Löcher enthält. Außerdem wurde die Kappe der Form, die für die Bildung des Kanals und des Hohlraums verantwortlich war, mit flüssigem PDMS bedeckt (Abb. 3d, e). Dann wurden sie in ein Vakuum gestellt, um alle Blasen aus der Flüssigkeit zu entfernen. Die beiden Teile der Formen wurden geschlossen (Abb. 3f). Schließlich wurden die Formen mit darin eingekapseltem flüssigem PDMS ins Vakuum gestellt, um alle verbleibenden eingeschlossenen Blasen zu entfernen. Nachdem die Formen eine Woche lang bei Raumtemperatur (25 °C) stehen gelassen wurden, öffneten sich die beiden Teile und das ausgehärtete PDMS wurde langsam entnommen (Abb. 3g). Da das ausgehärtete PDMS mit einem Elastizitätsmodul von 1 MPa sehr weich war, konnte es ohne Beschädigung aus den Formen entnommen werden. Die REM-Aufnahme der drei Finger des Mikrogreifers ist in Abb. 4 dargestellt.

REM-Aufnahme von drei Fingern und Zusammenbau und Fertigstellung des Mikrogreifers. (a) REM-Bild der Finger. Der Durchmesser jedes Fingers beträgt 300 μm und der Mittenabstand zwischen jeweils zwei Fingern beträgt 600 μm. Das Dreieck im Bild zeigt die Abstände zwischen den Fingern. Die Länge jedes Fingers beträgt 1,5 mm. (b) Elemente des Mikrogreifers. (c) Fertiggestellter Mikrogreifer.

Der letzte Schritt der Fertigung bestand darin, die Teile des Mikrogreifers zusammenzubauen und das Gerät fertigzustellen. Zu diesem Zweck wurde die zuvor hergestellte Struktur unter Verwendung einer Sauerstoffplasmabehandlung und Wasser als Klebeflüssigkeit auf eine Platte aus ausgehärtetem PDMS geklebt63,64. Wenn das Wasser schließlich verdunstet, entsteht eine starke hermetische Verbindung zwischen zwei Stücken ausgehärtetem PDMS, und der gesamte Hohlraum und das Gerät bilden sich erfolgreich. Die Teile und das fertige Gerät sind in Abb. 4 dargestellt.

Die Durchbiegungscharakterisierung des Mikrogreifers wurde mit präzisen Mikroliterspritzen unter einem optischen Mikroskop durchgeführt. Um den Grad der Ablenkung zu charakterisieren, wurde das Gerät unter ein optisches Nikon-Mikroskop gestellt. Die Durchbiegungs-Volumen-Diagramme wurden durch Ändern des Volumens des eingespritzten Wassers in den Hohlraum des Mikrogreifers erstellt. Um das in den Hohlraum injizierte Wasservolumen genau zu steuern, wurden präzise Mikrospritzen von Hamilton verwendet. Nach manueller Injektion der erforderlichen Wassermenge in den Hohlraum mithilfe der Mikrospritze und durch geeignete Schläuche wurden die Auslenkungen anhand optischer Bilder gemessen, die mit der Software des Nikon-Mikroskops aufgenommen wurden. Die Seitenansicht der gebogenen Finger und der gemessene Winkel sind in Abb. 5 dargestellt.

Die Seitenansicht der Finger und die Seitenansicht der gebogenen Finger und des Biegewinkels. (a) Die Seitenansicht der Finger des Mikrogreifers. (b) Die Seitenansicht des Biegefingers und der gemessene Biegewinkel (α).

Wie aus Abb. 5b hervorgeht, bildete sich nach dem vollständigen Schließen des Mikrogreifers ein Mikrokäfig zwischen allen drei Fingern. Dieser Mikrokäfig kann zum Greifen kleiner und zerbrechlicher Gegenstände nützlich sein. Die Ergebnisse der experimentellen Messungen des biegeinjizierten Volumens für den Mikrogreifer sind in Abb. 6 dargestellt.

Die Biegecharakterisierung des Mikrogreifers. Die Biegung des Fingers wurde unter einem optischen Mikroskop gemessen. Der Winkel (α) wurde als Funktion des in den Hohlraum eingespritzten Wasservolumens gemessen. Die negativen Winkel stellen die Winkel während des Schließmodus dar.

Die Experimente wurden durchgeführt, um Ablenkungen von weniger als 15° zu beobachten. Nach Durchführung der Durchbiegungscharakterisierung oder dem Greifen einer Probe, die mehr als 100-fache Biegung der Membran verursachte, wurde kein Bruch in der Membran, keine Hysterese in den Durchbiegungskurven oder eine Verschiebung in der Leistung beobachtet. Dennoch können Auslenkungen von mehr als 25° zu einem Bruch der Membran, Leckagen und einer Verschlechterung der Leistung des Mikrogreifers führen. In Abb. 7 ist das sofortige Aufreißen der Membran und das Schließen des Mikrogreifers bei größeren Volumina sowie das nichtlineare Verhalten des Mikrogreifers zu sehen.

Nichtlineares Verhalten des Mikrogreifers und Entzug der Membran. Die Biegung des Fingers wurde unter einem optischen Mikroskop gemessen. Der Winkel (α) wurde als Funktion des in den Hohlraum eingespritzten Wasservolumens gemessen. Diese Messung wurde für höhere injizierte Volumina durchgeführt und das Aufreißen der Membran wurde bei Volumina über 3,5 (µL) und Winkeln über 25° beobachtet.

Um die erzeugten Kräfte des Mikrogreifers zu messen, wurde ein Mikrokraftsensor AE-800 verwendet. Dieser Sensor basiert auf einem piezoresistiven Mechanismus. Für eine effektive Messung und um unerwünschte Fehlpositionierungen während der Kraftmessung zu vermeiden, wurden der Sensor und der Mikrogreifer unter einem Stereoskop platziert. Um eine ordnungsgemäße Messung sicherzustellen, sollte der Abstand zwischen dem Finger und dem Ausleger des Sensors Null sein. Außerdem wurde die räumliche Überlappung zwischen Finger und Ausleger für alle Experimente genau auf einen bestimmten Wert von 300 µm eingestellt. In Abb. 8 sind die optischen Bilder des Fingers und des Sensors zu sehen.

Kraftmessung mit einem AE-800-Sensor. (a) Ein optisches Bild des Mikrogreifers und des Kraftsensors. Die vorgeschlagene Platzierung des Mikrogreifers und des Sensors ist zu sehen. (b) Die Seitenansicht eines Fingers und des Auslegers des Sensors.

Das Ergebnis der kraftinjizierten Volumenmessungen für den Mikrogreifer ist in Abb. 9 dargestellt.

Kraftmessung. Die von einem Finger des Mikrogreifers erzeugte Kraft wird unter einem optischen Mikroskop mithilfe eines piezoresistiven Kraftsensors AE-800 gemessen. Die erzeugten Kraftänderungen werden im Vergleich zu den Änderungen des in den Hohlraum eingespritzten Wasservolumens angezeigt. Die negativen Kräfte repräsentieren die während des Schließregimes erzeugten Kräfte.

Die durch das Einspritzen von Wasser in die Kammer erzeugte hydraulische Kraft wurde auf die Membran und dann von der Membran auf die Finger übertragen. Diese Kraft kann auf das Objekt übertragen werden, um es zu greifen. Die auf das Objekt übertragene Kraft ist aufgrund der Kompressibilität und Biegsamkeit von weichem PDMS begrenzt. Finger können gebogen werden, wodurch die auf das Objekt übertragene Kraft begrenzt wird. Außerdem besteht die Membran aus einer 150 µm dünnen Schicht aus weichem PDMS, die gebogen werden kann und die übertragene Kraft begrenzt. Um die Belastbarkeit der entwickelten Mikrogreifer zu erhöhen, kann der Entwickler einige Parameter an den Fingern, der Membran und dem Material verändern. Weiches Material mit einem höheren Elastizitätsmodul und geringerer Kompressibilität kann die Kompression und unerwünschte Biegung der Finger verringern und die vom Greifer erzeugte Last erhöhen. Gleichzeitig kann ein höherer Yong-Modul die Herstellung der Geräte mit demselben eingekapselten Weichmaterial-Formteil erschweren. Ein kürzerer und dickerer Finger kann die Belastung erhöhen, während ein längerer und dünnerer Finger sie verringert. Eine dickere Membran kann die lokale Biegung der Membran an den Verbindungspunkten von Fingern und Membran verringern, was die erzeugte Last der Greifer erhöhen kann.

Die Vergleiche der Simulation und der experimentellen Messungen sind in Abb. 10 dargestellt. Diese Grafik zeigt, dass die Simulations- und experimentellen Ergebnisse sehr gut übereinstimmen, was bedeutet, dass das 3D-Modell entsprechend entwickelt ist und später im Entwurfsprozess des Neuen verwendet werden kann Geräte. Die Simulation und die experimentelle Messung haben den gleichen Trend und zeigen fast die gleiche Steigung wie in Abb. 10 dargestellt. Die Steigung ist in einigen Stücken genau ähnlich, aber im Eröffnungsbereich zeigt die Simulation eine Gesamtsteigung von 15,71 und die Messungen zeigen eine Gesamtsteigung von 11,43. Ähnlich zeigt die Simulation im Schlussregime eine Gesamtsteigung von 8,57 und das Experiment zeigt 7,14 für denselben Parameter. Während die Punkt-zu-Punkt-Werte unterschiedlich sein können, zeigen der gleiche Trend und die gleichen Steigungen die Übereinstimmung zwischen dem Verhalten des Geräts in der Simulation und im Experiment. Die Unterschiede zwischen Simulation und Messungen können auf Leckagen, die Unsicherheit des Weichmaterial-Gießverfahrens und die Ungleichmäßigkeit des Materials zurückzuführen sein. Außerdem muss das Modell möglicherweise verbessert werden. Die Weiterentwicklung dieser Simulation kann ein leistungsfähiges Werkzeug für die Gestaltung und Optimierung der Parameter erforderlicher Mikrogreifer in der Zukunft sein.

Vergleich von Simulation und experimenteller Messung. Der Vergleich zwischen Simulation und Messung für den Mikrogreifer. Die Simulation und die experimentelle Messung zeigen den gleichen Trend und nahezu die gleiche Steigung wie in der Abbildung dargestellt.

Das Greifen und Manipulieren empfindlicher biologischer Proben kann eine Herausforderung darstellen, da bei diesem Vorgang möglicherweise Schäden an der Probe auftreten können. Dieser Schaden kann die Folge von chemischen Schocks, thermischen Schocks, Überdruck, elektrischer Entladung usw. sein65,66. Der entwickelte Mikrogreifer besteht aus einem biokompatiblen weichen Material und der Stimulans für die Betätigung dieses Mikrogreifers ist hydraulischer Druck. Wenn keine anderen gefährlichen Parameter für das Gewebe oder eine lebende Probe vorliegen, kann eine zusätzliche Krafteinwirkung der einzige Grund für die Schädigung von Zellen, Gewebe und allen Arten lebender Proben sein. Beim Greifen einer Ameise kann es zu Schäden kommen, die durch den Greifvorgang und durch zusätzliche Krafteinwirkung entstehen können, zu Entrückungen des Körpers sowie zu Schäden an Hals und Gelenken67.

Um die Hypothese zu beweisen, dass der entwickelte Mikrogreifer eine biologisch fragile Probe präzise manipulieren kann, wurde die Manipulation einer Ameise unter einem Mikroskop durchgeführt. Die Länge der Ameise betrug fast 3 mm und die durchschnittliche Breite ihres Körpers betrug etwa 400 µm. Microgripper war in der Lage, eine lebende Ameise zu greifen, zu halten und freizulassen, ohne sie physisch zu beschädigen. Durch Anpassung des Drucks und der Fingerposition konnte die Manipulation der fragilen Probe erfolgreich durchgeführt werden. Die Manipulation einer Ameise ist in Abb. 11 dargestellt. Zu diesem Zweck wurde eine Kraft von 543 µN auf die Ameise ausgeübt. Dies war die maximale gemessene Kraft, die das Gerät zu Beginn des vollständigen Schließens der Finger erzeugte. Auch durch das Absaugen von mehr Wasser aus der Höhle wurde keine Schädigung des Insekts beobachtet.

Manipulation eines lebenden Insekts. (a) Beginnen Sie mit dem Greifen der Ameise. Mit einer Nadel wird das Insekt oben am Greifer festgehalten. (b) Erfolgreicher Umgang mit einer lebenden Ameise mithilfe eines quadratischen Geräts. (c) Öffnen des Greifers, um die Ameise freizugeben. (d) Ant hat den Greifer ohne Schaden verlassen.

Während die Fähigkeit des entwickelten Mikrogreifers, ein kleines Objekt zu greifen und zu handhaben, von mehreren Faktoren wie Größe, Gesamtform, Oberflächenmorphologie und Gewicht des Objekts abhängt, ist es nützlich, die Öffnungswerte des Greifers zu berechnen. Für den Fall, dass der Gegenstand eine Kugelform aufweist, kann der Durchmesser der Kugel bis zu 1,43 mm betragen, wenn der Gegenstand in der Mitte der Finger gegriffen wird. Wenn die gleichen Kugeln leicht genug sind, um mit der Fingerspitze gegriffen zu werden, kann ihr Durchmesser bis zu 2,86 mm betragen. Da die Finger vollständig geschlossen werden können, gibt es theoretisch keine Mindestgröße, die diese Greifer greifen und handhaben können. Diese Fähigkeit des Greifers kann experimentell gemessen werden, indem Ballas mit unterschiedlichen Durchmessern und Gewichten angehoben werden. Zu diesem Zweck wurden verschiedene Kugeln aus Lotdraht hergestellt, indem eine Spitze des Lotdrahtes mit einer bestimmten Länge und einem bestimmten Gewicht erhitzt wurde. Die vorbereiteten Gewichte mit unterschiedlichen Kugelspitzendurchmessern sind in Abb. 12 zu sehen. Der Vorteil dieser Technik besteht in der Möglichkeit, das Gesamtgewicht durch Änderung der Länge der Drähte anzupassen, während die Größe der Kugel (Drahtspitze) verändert wird. ist konstant.

Bälle mit verschiedenen Größen und einstellbaren Gewichten sowie der Fähigkeit zum Gewichtheben. Die Größe der Kugeln wird durch Abschmelzen der Lötdrahtspitze eingestellt. (a) 0,5 mm, (b) 1 mm, (c) 1,5 mm, (d) 2 mm, (e) 2,5 mm. (f) Das maximale Gewicht, das ein entwickelter Mikrogreifer für einen Ball mit verschiedenen Durchmessern heben kann, ist hier zu sehen. Der Mikrogreifer kann eine Kugel mit einem Durchmesser von 2 mm oder mehr nicht greifen und anheben.

Wir haben die Fähigkeit des Mikrogreifers untersucht, verschiedene Größen und Gewichte zu manipulieren, indem er Kugeln unterschiedlicher Durchmesser greift und anhebt. Die Ergebnisse sind in Abb. 12f zu sehen. Das maximale Gewicht, das der Mikrogreifer heben kann, beträgt 168 mg bei 0,5 mm Durchmesser.

Der innovative Mikrogreifer wurde mithilfe der Weichmaterialformtechnik und unter Verwendung von 3D-gedruckten Formen entwickelt. Dieser monolithische Mikrogreifer aus PDMS, dessen erzeugte Kraft und Bewegung präzise kontrollierbar sind, machte diesen innovativen Manipulator zu einer praktischen Option für die Handhabung von Bioproben.

Wie im Herstellungsteil erwähnt, kann der vorgeschlagene Mikrogreifer in einem einstufigen Formteil aus PDMS hergestellt werden. Zur Herstellung des in diesem Artikel vorgestellten Mikrogreifers wurde die innovative, gekapselte Formtechnik verwendet. Der Betätigungsmechanismus ist das Biegen einer flexiblen Membran aufgrund von Druckunterschieden auf zwei Oberflächen der Membran. Wie aus Gl. geschlossen werden kann. (1) Der höhere Druckunterschied oder eine dünnere Membran führen zu einer stärkeren Verformung. Dies wird auch durch Simulationen bestätigt. Gleichzeitig kann eine dickere Membran oder ein steiferes Material die Verformung der Membran bei gleicher Druckdifferenz oder gleicher eingespritzter Wassermenge begrenzen. Auf dieser flexiblen Membran wurden die Finger des Mikrogreifers platziert.

Die Präzision beim Beugen der Finger geht aus der Charakterisierung hervor. Denn die Beugung der Finger ist proportional zum präzise injizierten Volumen, das durch präzise Mikrospritzen gesteuert wurde. Der große Bereich der präzisen Biegung der Finger sowie die Begrenzung der auf das Objekt übertragenen Kraft aufgrund der Verwendung von weichem Material bestätigen die Fähigkeit des Mikrogreifers, eine Vielzahl zerbrechlicher Objekte zu manipulieren. Der Biegewinkel für jeden Finger reichte für das Gerät von 8° beim Schließen bis 13° beim Öffnen. Die Präzision der Auslenkung der Finger hängt stark von der Präzision der Mikroliterspritzen und der Präzision bei der Steuerung der Spritzen ab. Jeder Schritt des in die Kavität eines Mikrogreifers injizierten Volumens betrug in dieser Studie 0,1 µL. Und der minimale Schritt des gemessenen Biegewinkels betrug für das Gerät 0,5°.

Die Kraftmessung ergab, dass die maximal erzeugte Kraft des Mikrogreifers kleiner als 1 mN ist, was bedeutet, dass er für die Handhabung von Bioproben geeignet ist68. Die maximale absolute erzeugte Kraft eines einzelnen Fingers in einem Gerät beträgt etwa 181 µN, was bedeutet, dass drei Finger etwa 543 µN auf eine Probe ausüben können. Das Kraft-Volumen-Verhältnis, das sich als absolute Kraft dividiert durch das Volumen von Greifer und Aktuator beschreiben lässt, beträgt beim Mikrogreifer 1,13 mN/mm3. Als Referenz: Andere weiche Greifer haben eine maximal erzeugte absolute Kraft von 50 mN, 3 mN und 2,2 mN, und wenn man die Größe der Greifer berücksichtigt, beträgt das Kraft-Volumen-Verhältnis 0,78, 3,3 bzw. 0,047 mN/mm369,70. 71. Sowohl die erzeugte Kraft als auch das Kraft-Volumen-Verhältnis sind höher oder vergleichbar mit anderen weichen Manipulatoren in der Literatur57. Außerdem wurde die Fähigkeit dieses entwickelten Geräts, verschiedene Gewichte zu heben, gemessen, indem Kugeln mit verschiedenen Gewichten und Durchmessern angehoben wurden. 168,4 mg für 0,5-mm-Kugeln war die maximale Gewichtheberkapazität des Geräts.

Die Simulation des Mikrogreifers ergab, dass das 3D-Modell in der Finite-Elemente-Simulation erfolgreich zur Vorhersage der Betätigung der Finger eingesetzt werden kann. Die Ergebnisse dieser Simulation können als Designtool zur Optimierung der erforderlichen Parameter des Geräts verwendet werden. Unstimmigkeiten zwischen der Simulation und den experimentellen Messungen können hauptsächlich auf mikroskalige Variationen des verwendeten PDMS in der Membran, Variationen des weichen Materials während der Herstellung oder Auflösungen der Herstellungsmethode zurückzuführen sein. Die Absorption des hydraulischen Drucks durch verschiedene Teile wie weiche Schläuche, die zur Druckübertragung von den Spritzen auf das Gerät verwendet wurden, oder weiche Oberflächen außer der Membran können weitere Probleme sein, die zu Unterschieden zwischen Simulationen und experimentellen Messungen führen. Während verfeinerte Modelle eine bessere Vorhersage der Bewegungsart des Mikrogreifers ermöglichen, zeigt die aktuelle Simulation eine korrekte Vorhersage der Auslenkung der Finger.

Durch den Einsatz von 3D-Druckern mit höheren Auflösungen können weitere Miniaturisierungsgrade erreicht werden72. Darüber hinaus kann die Integration der Mikro-/Nanosensoren in die entwickelten Mikrogreifer den Weg für die Entwicklung von Mikromanipulatoren mit der Fähigkeit zur Diagnose und Erkennung während der Durchführung erforderlicher Verfahren ebnen73.

Der Herstellungsprozess begann mit dem 3D-Druck der richtigen Formen mit dem Perfactory Microprinter von EnvisionTEC. Nach dem Drucken der Formen erfolgte die Lichthärtung der Formen. Und sie bleiben 72 Stunden lang bei 65 °C im Ofen. Danach wurden die Formen mit Silangas abgedeckt, da die unbehandelten Formen für PDMS klebriger sind. Wie in Abb. 3 dargestellt, werden die Formen aus zwei verschiedenen Teilen zusammengesetzt und bilden nach dem Zusammenbau einen geschlossenen Raum. Um also eine PDMS-basierte Struktur herzustellen, sollten die Formen zunächst mit PDMS gefüllt und abgedeckt werden und die Kügelchen im Vakuum entfernt werden. Anschließend werden die Formen geschlossen und schließlich in PDMS versenkt und erneut im Vakuum platziert Entfernen Sie 30 Minuten lang die möglicherweise verbleibenden Klumpen. Die Formen und PDMS wurden eine Woche lang bei Raumtemperatur (25 °C) belassen und dann wurden die langsam ausgehärteten PDMS-basierten Strukturen vorsichtig aus den Formen entfernt. Um die endgültige Struktur zu formen, wurde die PDMS-basierte Struktur auf die Oberfläche einer Platte aus demselben Material geklebt und schließlich wurde ein Stück Rohr mit dem Kanal verbunden, um das Gerät betriebsbereit zu machen.

Wie bereits erwähnt, wurde mit ABAQUS 6.12 ein 3D-Modell zur Simulation der hydraulischen Betätigung des Mikrogreifers erstellt. Das Modell verwendete 376.938 Tetraederelemente und bestand aus modifizierten Hybrid-Tetraederelementen mit 10 Knoten (ABAQUS C3D10MH). Modifizierte tetraedrische Elemente sorgten für eine gute Konvergenzrate und verhinderten eine volumetrische Verriegelung. Hyperelastische Materialmodelle waren in hohem Maße in der Lage, die nichtlineare Reaktion komplexer Materialien zu beschreiben. Nachdem die Daten des Experiments angepasst und analysiert wurden, wurde das PDMS als inkompressibles und isotropes Gent-Modell modelliert, das mit Konvergenz und Lösungsstabilität zufrieden war. Das Gent-Modell mit der isotropen Bedingung wurde angewendet und die Materialeigenschaften waren \(\mu = 0,4\; \text{MPa}\) und \(J_{m} = 5,5\) für das untersuchte PDMS-Material.

Zur Charakterisierung, zum Öffnen und Schließen der Mikrogreifer und zum Erreichen der „Deflection-Injected Volume“-Kurve wurde der Mikrogreifer unter ein optisches Mikroskop gelegt und mit einer Mikroliter-Präzisionsspritze verbunden. Die in dieser Studie verwendeten Mikroliterspritzen wurden von Hamilton hergestellt. Die Injektion des richtigen Volumens erfolgte manuell mit diesen Mikrospritzen. Durch Ändern des injizierten Volumens in der Kavität und Messen der Fingerauslenkung unter dem Mikroskop konnte die Charakterisierung erfolgreich durchgeführt und die Kurve des auslenkungsinjizierten Volumens ermittelt werden.

Der Mikrokraftsensor AE-800 ist ein auslegerartiger piezoresistiver Sensor, der zur Messung der von den Fingern des Mikrogreifers erzeugten Kraft verwendet wird. Um den Finger richtig über dem Sensor zu platzieren, wurde der gesamte Vorgang unter einem optischen Stereoskop durchgeführt.

In diesem Projekt wurde eine Ameise als Bioprobe ausgewählt, gefangen und erfolgreich manipuliert, wie in Abb. 11 dargestellt. Zu diesem Zweck wurde die Ameise auf einen Eisbeutel gelegt und aufgrund der niedrigen Temperatur angehalten. Dies erleichterte das Ergreifen des Insekts. Die Entnahme der Bioprobe erfolgte unter einem Nikon-Stereoskop. Nachdem sie die Ameise gepackt hatte, wurde sie vom Eisbeutel getrennt, sodass sie sich erwärmte und sich wieder zu bewegen begann. Nach einer Minute Festhalten des sich bewegenden Insekts wurde es freigelassen und es wurden keine Verletzungen beobachtet.

Um die Fähigkeit des entwickelten Mikrogreifers zum Greifen und Heben von Objekten mit unterschiedlichem Gewicht und unterschiedlicher Größe zu überprüfen, wurden Kugeln mit unterschiedlichen Durchmessern durch Schmelzen einer Lötdrahtspitze präpariert. Die Länge des an der Kugel befestigten Drahtes regulierte das Gesamtgewicht des Objekts. Dann wurden die Kugeln ergriffen und vertikal angehoben, um das maximale Gewicht zu messen, das der Greifer für jeden Durchmesser heben kann.

Die während der aktuellen Studie verwendeten und/oder analysierten Datensätze sind auf begründete Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich.

Okamura, AM Haptisches Feedback in der robotergestützten minimalinvasiven Chirurgie. NIH Public Access 19(1), 102–107. https://doi.org/10.1097/MOU.0b013e32831a478c (2009).

Artikel Google Scholar

Mack, MJ Minimalinvasive und robotergestützte Chirurgie. Gelegenheit. Med. Res. 285(5), 568–572. https://doi.org/10.1001/jama.285.5.568 (2001).

Artikel CAS Google Scholar

Sinatra, NR et al. Ultrasanfte Manipulation empfindlicher Strukturen mit einem weichen Robotergreifer. Wissenschaft. Roboter. 4(33), 1–11 (2019).

Vogt, DM et al. Schiffsdesign und Herstellung maßgeschneiderter 3D-gedruckter weicher Robotermanipulatoren zur Untersuchung empfindlicher Tiefseeorganismen. PLoS ONE 13(8), 1–16. https://doi.org/10.1371/journal.pone.0200386 (2018).

Artikel CAS Google Scholar

Andrzejewski, KT, Cooper, MP, Griffiths, CA & Giannetti, C. Optimierungsprozess für die Robotermontage elektronischer Komponenten. Int. J. Adv. Hersteller Technol. 99, 2523–2535. https://doi.org/10.1007/s00170-018-2645-y (2018).

Artikel Google Scholar

Schroer, BJ & Stafford, EF Probleme beim Einsatz von Robotern für die Elektronikmontage. Robotik 2(3), 225–235. https://doi.org/10.1016/0167-8493(86)90031-8 (1986).

Artikel Google Scholar

Vitiello, V., Lee, S., Cundy, TP & Yang, G. Neue Roboterplattformen für minimalinvasive Chirurgie. IEEE Rev. Biomed. Ing. 6, 111–126. https://doi.org/10.1109/RBME.2012.2236311 (2013).

Artikel Google Scholar

Bergeles, C. & Yang, GZ Von passiven Werkzeughaltern zu Mikrochirurgen: Sicherere, kleinere, intelligentere Operationsroboter. IEEE Trans. Biomed. Ing. 61(5), 1565–1576. https://doi.org/10.1109/TBME.2013.2293815 (2014).

Artikel Google Scholar

Galloway, KC et al. Weiche Robotergreifer für die biologische Probenahme an tiefen Riffen. Weicher Roboter. 3(1), 23–46. https://doi.org/10.1089/soro.2015.0019 (2016).

Artikel MathSciNet Google Scholar

Zhou, J., Chen, S. & Wang, Z. Ein Soft-Roboter-Greifer mit verbesserter Objektanpassung und Greifzuverlässigkeit. IEEE-Roboter. Autom. Lette. 2(4), 2287–2293. https://doi.org/10.1109/LRA.2017.2716445 (2017).

Artikel Google Scholar

Garcés-schröder, M., Hecht, L., Vierheller, A., Leester-schädel, M., Böl, M. & Dietzel, A. Mikrogreifer mit Femtosekundenlaser-bearbeiteten In-Plane-Agonisten-Antagonisten-SMA-Aktuatoren integriert auf Waferebene durch galvanische Vernietung. In Eurosensors, 1–5 https://doi.org/10.3390/proceedings1040385 (2017).

Yang, Y., Lou, J., Wu, G., Wei, Y. & Fu, L. Design und Positions-/Kraftsteuerung eines S-förmigen MFC-Mikrogreifers. Sens. Aktoren A Phys. 282, 63–78. https://doi.org/10.1016/j.sna.2018.09.021 (2018).

Artikel CAS Google Scholar

Bütefisch, S., Seidemann, V. & Büttgenbach, S. Neuartiger mikropneumatischer Aktor für MEMS. Sens. Aktoren A Phys. 97–98, 638–645. https://doi.org/10.1016/S0924-4247(01)00843-3 (2002).

Artikel Google Scholar

Moseley, P. et al. Modellierung, Design und Entwicklung weicher pneumatischer Aktoren mit der Finite-Elemente-Methode. Adv. Ing. Mater. 18(6), 978–988. https://doi.org/10.1002/adem.201500503 (2016).

Artikel CAS Google Scholar

Chopra, S. & Gravish, N. Piezoelektrische Aktoren mit integrierter Sensorik für Mikroroboteranwendungen. Kluge Mater. Struktur. 28(11), 10. https://doi.org/10.1088/1361-665X/ab43fe (2019).

Artikel Google Scholar

Filhol, F., Defaÿ, E., Divoux, C., Zinck, C. & Delaye, M.-T. Resonanz-Mikrospiegel, angeregt durch einen piezoelektrischen Dünnschichtaktor für schnelle optische Strahlabtastung. Sens. Aktoren A Phys. 123–124, 483–489. https://doi.org/10.1016/j.sna.2005.04.029 (2005).

Artikel CAS Google Scholar

Xu, Q. Präzise Positions-/Kraftinteraktionssteuerung eines piezoelektrischen multimorphen Mikrogreifers für die Mikromontage. IEEE Trans. Autom. Wissenschaft. Ing. 10(3), 503–514. https://doi.org/10.1109/TASE.2013.2239288 (2013).

Artikel Google Scholar

Jafferis, NT, Lok, M., Winey, N., Wei, GY & Wood, RJ Mehrschichtige laminierte piezoelektrische Biegeaktoren: Design und Fertigung für optimale Leistungsdichte und Effizienz. Kluge Mater. Struktur. 25(5), 13. https://doi.org/10.1088/0964-1726/25/5/055033 (2016).

Artikel CAS Google Scholar

Wang, DH, Yang, Q. & Dong, HM Ein monolithischer nachgiebiger piezoelektrisch angetriebener Mikrogreifer: Design, Modellierung und Tests. IEEE/ASME Trans. Mechatron. 18(1), 138–147. https://doi.org/10.1109/TMECH.2011.2163200 (2013).

Artikel CAS Google Scholar

Karpelson, M., Wei, G.-Y. & Wood, RJ Antrieb von piezoelektrischen Hochspannungsaktoren in Mikroroboteranwendungen. Sens. Aktoren A Phys. 176, 78–89. https://doi.org/10.1016/j.sna.2011.11.035 (2012).

Artikel CAS Google Scholar

Calhoun, C., Wheeler, R., Baxevanis, T. & Lagoudas, D. Vorhersage der Betätigungsermüdungslebensdauer von Formgedächtnislegierungen unter der Belastungsbedingung mit konstanter Spannung. Scr. Mater. 95, 58–61. https://doi.org/10.1016/j.scriptamat.2014.10.005 (2015).

Artikel CAS Google Scholar

Nespoli, A., Besseghini, S., Pittaccio, S., Villa, E. & Viscuso, S. Das hohe Potenzial von Formgedächtnislegierungen bei der Entwicklung mechanischer Miniaturgeräte: Ein Überblick über Miniaktuatoren aus Formgedächtnislegierungen. Sens. Aktoren A Phys. 158, 149–160. https://doi.org/10.1016/j.sna.2009.12.020 (2010).

Artikel CAS Google Scholar

Sohn, JW, Kim, G.-W. & Choi, S.-B. Ein aktueller Überblick über Roboter und medizinische Geräte, die intelligente Flüssigkeiten und Formgedächtnislegierungen verwenden. Appl. Wissenschaft. 8(1928), 1–21. https://doi.org/10.3390/app8101928 (2018).

Artikel CAS Google Scholar

Knick, CR et al. Hochfrequente, elektrisch betätigte MEMS-Bimorph-Thermoaktoren mit Formgedächtnislegierung und geringem Stromverbrauch. J. Mikromech. Mikroeng. 29(7), 1–8. https://doi.org/10.1088/1361-6439/ab1633 (2019).

Artikel CAS Google Scholar

Wang, Z., Hang, G., Li, J., Wang, Y. & Xiao, K. Ein Mikroroboterfisch mit eingebetteter, durch SMA-Draht betätigter, flexibler biomimetischer Flosse. Sens. Aktoren A Phys. 144(2), 354–360. https://doi.org/10.1016/j.sna.2008.02.013 (2008).

Artikel CAS Google Scholar

Asadi, H., Eynbeygi, M. & Wang, Q. Nichtlineare thermische Stabilität geometrisch unvollständiger laminierter Verbundplatten aus Formgedächtnislegierungen. Kluge Mater. Struktur. 23(7), 1–13. https://doi.org/10.1088/0964-1726/23/7/075012 (2014).

Artikel CAS Google Scholar

Szykowny, S. & Elahinia, MH Wärmeübertragungsanalyse von Aktoren aus Formgedächtnislegierungen. In IMECE, 105–112 https://doi.org/10.1115/IMECE2006-13788 (2006).

Liu, Z. et al. Multifunktionale Beschichtung mit sowohl wärmeisolierenden als auch antibakteriellen Eigenschaften auf einer Nickel-Titan-Legierung. Int. J. Nanomedicine 15, 7215–7234. https://doi.org/10.2147/IJN.S266247 (2020).

Artikel CAS Google Scholar

Yang, S. & Xu, Q. Ein Überblick über Betätigungs- und Erfassungstechniken für MEMS-basierte Mikrogreifer. J. Mikro-Bioroboter. 13, 1–14. https://doi.org/10.1007/s12213-017-0098-2 (2017).

Artikel Google Scholar

Qiu, Z. & Piyawattanamatha, W. Neue endoskopische Bildgebungstechnologie basierend auf MEMS-Sensoren und -Aktoren. Mikromaschinen 8(210), 1–27. https://doi.org/10.3390/mi8070210 (2017).

Artikel Google Scholar

Ramesham, R. & Ghaffarian, R. Herausforderungen bei der Verbindung und Verpackung mikroelektromechanischer Systeme (MEMS). Im Jahr 2000, Electronic Components and Technology Conference, Nr. Ic, 666–675, https://doi.org/10.1109/ECTC.2000.853230 (2000).

Yang, H., Xu, M., Li, W. & Zhang, S. Entwurf und Implementierung eines weichen Roboterarms, der von SMA-Spulen angetrieben wird. IEEE Trans. Ind. Elektron. 66(8), 6108–6116. https://doi.org/10.1109/TIE.2018.2872005 (2019).

Artikel Google Scholar

BaghbaniKordmahale, S. & Kameoka, J. Intelligentes Soft-Actuation-System. Ann. Mater. Wissenschaft. Ing. 2(c), 2–3. https://doi.org/10.1557/adv.2018.675 (2015).

Artikel CAS Google Scholar

Rus, D. & Tolley, MT Design, Herstellung und Steuerung von Soft-Robotern. Natur 521, 467–475. https://doi.org/10.1038/nature14543 (2015).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Miriyev, A., Stack, K. & Lipson, H. Weiches Material für weiche Aktuatoren. Nat. Komm. 8(1), 1–8. https://doi.org/10.1038/s41467-017-00685-3 (2017).

Artikel CAS Google Scholar

Steck, D. et al. Mechanische Reaktionen von Ecoflex-Silikonkautschuk: Komprimierbares und inkompressibles Verhalten. J. Appl. Polym. Wissenschaft. 136(5), 1–11. https://doi.org/10.1002/app.47025 (2019).

Artikel CAS Google Scholar

Satoh, T., Sumaru, K., Takagi, T. & Kanamori, T. Schnell reversible lichtgesteuerte Hydrogele, bestehend aus Spirobenzopyran-funktionalisiertem Poly(N-isopropylacrylamid). Weiche Materie 7(18), 8030–8034. https://doi.org/10.1039/c1sm05797a (2011).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Ma, Y. et al. Polyelektrolyt-Mehrschichtfolien zum Bau energiegeladener Gehgeräte. Angew. Chem. 123(28), 6378–6381. https://doi.org/10.1002/ange.201101054 (2011).

Artikel ADS Google Scholar

Hines, L., Petersen, K., Lum, GZ & Sitti, M. Weiche Aktuatoren für kleine Robotik. Adv. Mater. https://doi.org/10.1002/adma.201603483 (2017).

Artikel Google Scholar

Hartmann, F., Baumgartner, M. & Kaltenbrunner, M. Nachhaltig werden, die neue Grenze der Soft-Robotik. Adv. Mater. 2004413, 1–32. https://doi.org/10.1002/adma.202004413 (2020).

Artikel CAS Google Scholar

Polygerinos, P. et al. Weiche Robotik: Übersicht über flüssigkeitsbetriebene intrinsisch weiche Geräte; Fertigung, Sensorik, Steuerung und Anwendungen in der Mensch-Roboter-Interaktion. Adv. Ing. Mater. https://doi.org/10.1002/adem.201700016 (2017).

Artikel Google Scholar

Kim, J. et al. Papieraktoren aus Zellulose und Hybridmaterialien. Sensoren 10(3), 1473–1485. https://doi.org/10.3390/s100301473 (2010).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Hamedi, MM et al. Elektrisch aktivierte Papieraktoren. Adv. Funktion. Mater. 26(15), 2446–2453. https://doi.org/10.1002/adfm.201505123 (2016).

Artikel CAS Google Scholar

Diller, E., Zhuang, J., Zhan Lum, G., Edwards, MR & Sitti, M. Kontinuierlich verteiltes Magnetisierungsprofil für elastisches Wellenschwimmen im Millimeterbereich. Appl. Physik. Lette. 104(17), 1–5. https://doi.org/10.1063/1.4874306 (2014).

Artikel CAS Google Scholar

Pawashe, C., Floyd, S. & Sitti, M. Mehrfache magnetische Mikrorobotersteuerung mittels elektrostatischer Verankerung. Appl. Physik. Lette. 94(16), 1–4. https://doi.org/10.1063/1.3123231 (2009).

Artikel CAS Google Scholar

Zheng, J. et al. Von Mimosa inspirierter Doppelschicht-Hydrogel-Aktuator, der in mehreren Umgebungen funktioniert. J. Mater. Chem. C 6(6), 1320–1327. https://doi.org/10.1039/c7tc04879c (2018).

Artikel CAS Google Scholar

Tan, Y. et al. Hydrogel-Aktuatoren mit schneller Erholung in Luft mit bionischer Gradientenstruktur mit großer Reichweite. ACS-Appl. Mater. Schnittstellen 10(46), 40125–40131. https://doi.org/10.1021/acsami.8b13235 (2018).

Artikel CAS Google Scholar

Yu, H. & Ikeda, T. Photosteuerbare flüssigkristalline Aktoren. Adv. Mater. 23, 2149–2180. https://doi.org/10.1002/adma.201100131 (2011).

Artikel CAS Google Scholar

Yu, Y. & Ikeda, T. Photodeformierbare Polymere: Eine neue Art vielversprechender intelligenter Materialien für Mikro- und Nanoanwendungen. Makromol. Chem. Physik. 206, 1705–1708. https://doi.org/10.1002/macp.200500318 (2005).

Artikel CAS Google Scholar

Schmitt, F., Piccin, O., Barbé, L. & Bayle, B. Herstellung weicher Roboter: Ein Rückblick. Vorderseite. Roboter. KI https://doi.org/10.3389/frobt.2018.00084 (2018).

Artikel Google Scholar

Ok, J., Chu, M. & Kim, CCJ Pneumatischer Antrieb im Mikrokäfig für Mikroobjekte in biologischer Flüssigkeit https://doi.org/10.1109/MEMSYS.1999.746872 (1999).

Ok, J., Lu, Y. & Kim, CCJ Pneumatisch angetriebener Mikrokäfig zur Mikrobenmanipulation in einer biologischen Flüssigkeitsumgebung. J. Mikroelektromech. Syst. 15(6), 1499–1505 (2006).

Artikel Google Scholar

Samadikhoshkho, Z., Zareinia, K. & Janabi-Sharifi, F. Ein kurzer Überblick über die Klassifizierung von Robotergreifern. Im Jahr 2019 IEEE Canadian Conference of Electrical and Computer Engineering, 10–13https://doi.org/10.1109/CCECE.2019.8861780 (2019).

Gorissen, B. et al. Elastische aufblasbare Aktuatoren für Soft-Roboter-Anwendungen. Adv. Mater. 29(43), 1–14. https://doi.org/10.1002/adma.201604977 (2017).

Artikel CAS Google Scholar

Cheng, TY, Huang, PC, Su, JY, Huang, KY & Tsai, YC Herstellung und Untersuchung miniaturisierter weicher pneumatischer Finger. Jpn. J. Appl. Physik. 59, 5–11. https://doi.org/10.35848/1347-4065/ab8411 (2020).

Artikel CAS Google Scholar

Kang, HW, Lee, IH & Cho, DW Entwicklung eines Mikrobalg-Aktuators mithilfe der Mikrostereolithographie-Technologie. Mikroelektron. Ing. 83(4–9 SPEC. ISS.), 1201–1204. https://doi.org/10.1016/j.mee.2006.01.228 (2006).

Artikel CAS Google Scholar

Paek, J., Cho, I. & Kim, J. Mikroroboter-Tentakel mit Spiralbiegefähigkeit basierend auf formtechnisch hergestellten Elastomer-Mikroröhren. Wissenschaft. Rep. 5, 1–12. https://doi.org/10.1038/srep10768 (2015).

Artikel CAS Google Scholar

De Volder, M. & Reynaerts, D. Pneumatische und hydraulische Mikroaktuatoren: Ein Überblick. J. Mikromech. Mikroeng. 20(4), 1–18. https://doi.org/10.1088/0960-1317/20/4/043001 (2010).

Artikel Google Scholar

Bao, M. Kapitel 2 – Mechanik von Balken- und Membranstrukturen. In Analyse- und Designprinzipien von MEMS-Geräten 33–114 (2005).

Kordmahale, SB, Do, J., Chang, KA & Kameoka, J. Kostengünstiger Soft-Wave-Energy-Harvester auf piezoelektrischer Basis. MRS Adv. 4(15), 889–895. https://doi.org/10.1557/adv.2018.675 (2019).

Artikel CAS Google Scholar

Huang, P.-J., Baghbani Kordmahale, S., Chou, C.-K., Yamaguchi, H., Hung, M.-C. & Kameoka, J. Entwicklung einer automatisierten Einzelmolekular-Mikrofluidik-Detektionsplattform mit hohem Durchsatz für die Signaltransduktionsanalyse. In SPIE 9705, Microfluidics, BioMEMS, and Medical Microsystems XIV, vol. 9705, 1–5, https://doi.org/10.1117/12.2213259.

BaghbaniKordmahale, S., Do, J., Chang, K.-A. & Kameoka, J. Eine Hybridstruktur aus piezoelektrischen Fasern und weichen Materialien als intelligenter schwimmfähiger Wellenenergiekonverter im offenen Wasser. Micromachines 12(10), 1269. https://doi.org/10.3390/mi12101269 (2021).

Artikel Google Scholar

Saghati, AP, Kordmahale, SB & Saghati, AP Rekonfigurierbare Viertelmodus-SIW-Antenne mit einem strömungstechnisch schaltbaren Via, 845–846 (2016).

Saghati, AP, Kordmahale, SB, Kameoka, J. & Entesari, K. Rekonfigurierbarer Hohlleiter-Hohlraumfilter mit integriertem Viertelmodussubstrat und kapazitiver Flüssigmetallladung. Im Jahr 2015 IEEE MTT-S International Microwave Symposium, 20–22https://doi.org/10.1109/MWSYM.2015.71668852015

Egerton, RF Strahlenschäden an organischen und anorganischen Proben im TEM. Mikron 119, 72–87. https://doi.org/10.1016/j.micron.2019.01.005 (2019).

Artikel CAS Google Scholar

Beriat, GK, Han, U., Saglam, M. & Okan, O. Der Vergleich thermischer Gewebeverletzungen durch Ultraschallskalpell und Elektrokauterisation im Kaninchenzungengewebe. Bosn J Basic Med Sci. 12(3), 151–157. https://doi.org/10.17305/bjbms.2012.2462 (2012).

Artikel Google Scholar

Kukamani, A. Entwurf eines Zugprüfgeräts zum Testen einer Ameisenhalsverbindung (2017).

Shimomura, S., Teramachi, Y., Muramatsu, Y., Tajima, S., Tabata, Y. & Konishi, S. Einklemmen und Lösen von Zellaggregaten durch Mikrofinger unter Verwendung pneumatischer PDMS-Ballonaktoren. In Proc. IEEE Int. Konf. Mikro-Elektro-Mech. Syst., nein. 3, 925–926 https://doi.org/10.1109/MEMSYS.2014.6765793 (2014).

Konishi, S., Kawai, F. & Cusin, P. Dünner, flexibler Endeffektor mit pneumatischem Ballonantrieb. Sens. Aktoren A Phys. 89(1–2), 28–35. https://doi.org/10.1016/S0924-4247(00)00533-1 (2001).

Artikel CAS Google Scholar

Watanabe, Y. et al. Kleiner, weicher und sicherer Mikroaktuator für die Transplantation von retinalem Pigmentepithel. In der 20. IEEE International Conference on Micro Electro Mechanical Systems, MEMS 2007. 659–662 (2007).

Wakimoto, S., Suzumori, K. & Ogura, K. Miniatur-pneumatischer Lockengummi-Aktuator, der bidirektionale Bewegung mit einem Luftzufuhrrohr erzeugt. Adv. Roboter. 25(9–10), 1311–1330. https://doi.org/10.1163/016918611X574731 (2011).

Artikel Google Scholar

Khurana, M., Baghbani Kordmahale, S., Bowerman, C., Liu, X. & Akimov, A. 3D-Nanodruckkoppler für aufgehängte Siliziumnitrid-Wellenleiter. In Proc. SPIE 12012, Advanced Fabrication Technologies for Micro/Nano Optics and Photonics XV, 2022, vol. 1201209, 1–3, https://doi.org/10.1117/12.2608393 (2022).

Rezaie, S., Bafghi, ZG, Manavizadeh, N. & BaghbaniKordmahale, S. Hochempfindliche Detektion gelöster Gase in Transformatoröl mit kohlenstoffdotierten ZnO-Nanoröhren: Eine DFT-Studie. IEEE Sens. J. 22(1), 82–89 (2022).

Artikel ADS CAS Google Scholar

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Fakultät für Elektrotechnik und Informatik, Texas A&M University, College Station, TX, USA

Sina Baghbani Kordmahale & Jun Kameoka

Fakultät für Maschinenbau, Texas A&M University, College Station, TX, USA

Jian Qu & Anastasia Muliana

Graduiertenschule für Informations-, Produktions- und Systemforschung, Waseda-Universität, Kitakyushu, Japan

Jun Kameoka

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JK und SBK hatten die Idee, einen Mikrogreifer zu haben. SBK entwarf und entwickelte Mikrogreifer, erstellte die Herstellungsprotokolle, führte Charakterisierungen durch und erstellte den ersten Entwurf des Manuskripts. JQ entwickelte das Finite-Elemente-Modell für die Simulation und zukünftige Formgebung, führte die Simulationen durch und schrieb den ersten Entwurf für die Simulationen. JK und AM überwachten die Forschung, validierten alle Informationen und überarbeiteten das Manuskript. Alle Autoren haben das Manuskript gemeinsam verfasst.

Korrespondenz mit Jun Kameoka.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Baghbani Kordmahale, S., Qu, J., Muliana, A. et al. Ein hydraulischer weicher Mikrogreifer für biologische Studien. Sci Rep 12, 21403 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-25713-1

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Eingegangen: 12. September 2021

Angenommen: 05. Dezember 2022

Veröffentlicht: 10. Dezember 2022

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

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