Name: 环境控制机械自适应聚合物纳米复合材料的微拉伸测试体外表征 (视频) | JoVE Journal
Uploaded: 2013-08-20T08:55:55.000+00:00
Duration: 11 min 38 s
Description: 了解环境控制微拉伸测试技术，用于表征聚醋酸乙烯酯基纳米复合材料在生理环境中的力学行为变化。该方法可量化杨氏模量随时间的变化，为生物材料开发提供关键数据。

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

本研究工作得到了凯斯西储大学生物医学工程系的实验室启动资金（J. Capadona）以及美敦力研究生奖学金（K. Potter）的支持。本研究的额外资助部分来自美国国家科学基金会（NSF）项目 ECS-0621984（C. Zorman）、凯斯校友协会（C. Zorman）、美国退伍军人事务部杰出研究奖（B7122R），以及先进平台技术中心（C3819C）。

1. 样品制备
<ol>
 <li>采用溶液浇铸与压缩技术制备厚度为25–100 μm的PVAc-NC薄膜10-12。
 </li>
 <li>将薄膜置于加热板上，在70 °C（高于玻璃化转变温度）下加热两分钟，使其粘附于硅片上，以促进薄膜与硅片之间的紧密接触。此步骤可确保所制备的薄膜保持平整并牢固固定在硅片上，这对于平面微加工工艺是必要的。
 </li>
 <li>使用激光微加工设备（VLS 3.50, VersaLASER）对薄膜进行图案化。设置CO2直写激光微加工参数为1.0%功率（0.5 W）、4.0%速度（56 mm/s）以及每英寸1,000个脉冲13,16。
 </li>
 <li>将用于建立环境条件的样品（“设置样品”）加工成狗骨形结构，其侧向垫片尺寸为1.5 × 1.5 mm2，侧向梁尺寸为300 × 3,000 μm2，厚度与薄膜整体一致（图2）。
 </li>
 <li>将用于ex vivo实验的样品（“植入样品”）加工成尺寸为300 μm × 6 mm的梁状结构，厚度与薄膜一致。
 </li>
 <li>使用剃刀刀片和镊子小心地将样品从硅片上剥离。
 </li>
 <li>为便于样品操作，准备定制加工的丙烯酸夹具，该夹具将作为微拉伸测试仪夹持系统的一部分。夹具上带有激光刻蚀标记，显示其中心线及距末端1.5 mm的位置。在丙烯酸夹具的中心线上涂抹少量氰基丙烯酸酯凝胶粘合剂，并小心地将一段1.5 mm长的植入样品粘附于夹具上，使其与标记的中心线重合（图3）。每个植入样品需使用一个丙烯酸夹具。注意确保粘合剂仅分布在与丙烯酸夹具粘接的1.5 mm长PVAc-NC区域内，否则粘合剂可能干扰样品的力学行为。
 </li>
 <li>将所有样品置于干燥器中至少24小时，以去除水分。
 </li>
 <li>使用光学显微镜测量样品的长度、宽度和厚度。
 </li>
</ol>
2. 建立环境条件
<ol>
 <li>将干燥的样品装入微拉伸测试仪中（参见图4），先将其夹紧在移动夹具之间，再夹紧在固定夹具之间。</li>
 <li>将带有盛水储液罐的喷枪固定在某一位置，喷嘴朝向微拉伸样品。通过塑料管将喷枪连接至空气压缩机。via 塑料管路连接喷枪与空气压缩机。关闭喷枪喷嘴后，启动空气压缩机。</li>
 <li>开始循环微拉伸测试程序，在施加于样品的拉伸应变（正应变）与压缩应变（负应变）之间交替进行，始终保持在应力-应变曲线的线弹性范围内。对于PVAc-NC，施加的应变限制在小于2%。在本实验所用的定制微拉伸测试仪中，通过控制应变速率并测量达到该应变所需的力；也可采用另一种设置，即控制施加的力并测量产生的应变。</li>
 <li>逐步增加喷枪喷嘴的气流流量，并监测应力-应变曲线斜率随喷枪流量变化的情况。在60秒内不会导致杨氏模量显著降低（>10%）的最大流量，即为后续ex vivo实验所采用的流量水平。此时，已确定不会润湿干燥样品（从而避免杨氏模量下降）的湿度条件，同时也可最大限度减少样品在in vivo暴露于生物液体后的干燥效应。</li>
 <li>测量样品附近的温度。理想情况下应配备带数字读数的热电偶，并在喷枪运行时进行测量。调节辐射热源的强度和距离，使样品温度维持在37 °C，以模拟生理条件。</li>
</ol>
3. 比较环境控制组与非环境控制组
<ol>
 <li>将样品浸入磷酸盐缓冲液中至少 30 分钟。经过该时间后，样品已完全饱和，并在给定温度下达到其最低的杨氏模量。</li>
 <li>迅速将一个样品装入微型拉伸测试仪中，在喷气装置关闭的情况下开始循环微型拉伸测试，同时让样品干燥。这将确定样品在非受控条件下干燥的速度。</li>
 <li>将第二个经 PBS 饱和的样品装入微型拉伸测试仪中，在喷气装置开启的情况下开始循环微型拉伸测试。这将确定样品在受控环境条件下干燥的速度。</li>
</ol>
4. 探针植入与取出
<ol>
 <li>将植入样品固定在显微操作器夹具上，并使其垂直于皮层组织放置。</li>
 <li>插入前，用生理盐水充分润湿组织，以确保组织力学性能的均一性。</li>
 <li>使用显微操作器的手动控制将聚合物样品插入皮层。将样品保留在皮层组织内直至达到预定的植入时间，通常为1至30分钟。对于超过5分钟的时间点，为防止组织干燥，应每隔5分钟用浸有生理盐水的棉签轻轻蘸拭组织表面。</li>
 <li>当探针植入皮层期间，准备微拉伸测试仪以加载当前已植入的样品：将驱动杆设置至距固定样品夹具3.0 mm的零位移位置。同时，将气动喷笔喷嘴调节至设定的气流状态，并将辐射热源调至第2.4步中确定的适当强度。</li>
 <li>在指定的植入时间结束后，使用显微操作器的手动控制将探针从皮层中提起。立即小心地将样品从显微操作器夹具上取下，并按照第5.2步中所述的详细步骤将其装入微拉伸测试仪中。</li>
</ol>
5. 植入物样品的微拉伸测试
<ol>
 <li>为节省取出植入物后的时间，在植入前应确保微拉伸测试仪已完全准备好接收植入物样本，具体操作如步骤4.4所述。</li>
 <li>样本取出后立即置于微拉伸测试仪的两组夹具之间。由于样本已安装在丙烯酸支架上，该支架设计为充当其中一组夹具的上半部分，因此应将植入样本组件放置在移动夹具上，样本面朝下。必须确保样本安装方向正确，以便施加的应变沿预定方向进行 仅 沿探针长度方向固定，以避免测试过程中对样本施加扭矩。因此，样本必须安装在每个夹具的中心位置，且夹具之间必须保持水平对齐。 </li>
 <li>调整样品位置，使两个夹具之间的距离为3.0 mm，并将探针末端放入固定夹具中。夹具间3.0 mm的距离为样品的标距，将在后续计算中用于确定样品的应变。 </li>
 <li>在将样本夹紧于两个夹具之间后立即开始操作，并在从神经组织中取出样本后的2分钟内，启动电机沿拉伸方向以恒定速率对样本进行拉伸10 μm/sec 同时测量并记录样品的伸长量（使用位移指示器，Mitutoyo 543-561）以及使样品产生应变所需的力（使用载荷传感器，Transducer Techniques MDB-2.5）。</li>
 <li>在试样发生机械失效或驱动杆行程结束时，停止微拉伸试验。导出采集的数据，并进行数据分析。 </li>
 <li>对每个样本和/或每组条件重复进行微拉伸测试（即 插入时间）。 </li>
</ol>
6. 数据分析
<ol>
 <li>通过将伸长量除以初始标距长度，将原始伸长数据转换为施加于植入样品上的工程应变，如公式1所示，其中 ε 为施加的应变，t 为时间，d 为千分表指示器测得的位移，L0 为样品的初始标距长度： 
 <img src="/files/ftp_upload/50078/50078eq1.jpg" alt="应变公式 ε(t)=d(t)/L₀；表示材料变形概念的方程。" fo:src="/files/ftp_upload/50078/50078eq1highres.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="公式 1"> (1) </li>
 <li>通过将测得的力（单位：牛顿）除以横截面积，将原始力数据转换为样品上的工程应力，如公式2所示： 
 <img src="/files/ftp_upload/50078/50078eq2.jpg" alt="应力-时间公式 σ(t)=F(t)/w₀t₀；用于结构分析研究的数学方程。" fo:src="/files/ftp_upload/50078/50078eq2highres.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="公式 2"> (2)
 
 其中 σ 为样品上的应力，F 为载荷传感器测得的力（单位：牛顿），w0 为样品的初始宽度，t0 为样品的初始厚度。</li>
 <li>使用计算机程序（如 Microsoft Excel）绘制每个样品的应力（σ[t]）与应变（ε[t]）曲线。</li>
 <li>截取曲线中的线性弹性部分，并使用基于软件的曲线拟合工具对该部分进行最佳拟合直线分析。最佳拟合直线的斜率即为样品的杨氏模量。所截取的部分应至少包含10个应力-应变数据点，并应选自曲线上斜率最大的区域。</li>
 <li>对于循环测试，需对每一循环分别确定杨氏模量。此过程可采用自动化或手动方式进行。</li>
 <li>对于循环测试，绘制每一循环的杨氏模量随时间的变化曲线。该曲线可反映测量得到的模量随时间的变化情况，从而表征样品在实验装置中润湿或干燥的速度。</li>
 <li>对于植入样品，每个样品及其植入时间对应循环测试中的一个循环。按照上述方法，对每个植入样品测量其杨氏模量。</li>
 <li>绘制杨氏模量随植入时间的变化曲线。此时可将其与台式实验等其他研究结果进行比较。</li>
</ol>

<ol><li>Chen, P. J., Saati, S., Varma, R., Humayun, M. S., Tai, Y. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Wireless+intraocular+pressure+sensing+using+microfabricated+minimally+invasive+flexible-coiled+LC+sensor+implant%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Microelectromechanical+Systems%22%5BJournal%5D)">Wireless intraocular pressure sensing using microfabricated minimally invasive flexible-coiled LC sensor implant.</a> Journal of Microelectromechanical Systems. 19, 721-734 (2010).</li>
<li>Ren, X., Zheng, N., Gao, Y., Chen, T., Lu, W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biodegradable+three-dimension+micro-device+delivering+5-fluorouracil+in+tumor+bearing+mice%5BTitle%5D)+AND+%22Drug+Delivery%22%5BJournal%5D)">Biodegradable three-dimension micro-device delivering 5-fluorouracil in tumor bearing mice.</a> Drug Delivery. 19, 36-44 (2012).</li>
<li>Bai, Q. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Single-unit+neural+recording+with+active+microelectrode+arrays%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Transactions+on+Biomedical+Engineering%22%5BJournal%5D)">Single-unit neural recording with active microelectrode arrays.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 911(2001).</li>
<li>Rousche, P. J., Pellinen, D. S., Pivin, D. P., Williams, J. C., Vetter, R. J., kirke, D. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Flexible+polyimide-based+intracortical+electrode+arrays+with+bioactive+capability%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Transactions+on+Biomedical+Engineering%22%5BJournal%5D)">Flexible polyimide-based intracortical electrode arrays with bioactive capability.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 361-371 (2001).</li>
<li>Hassler, C., Boretius, T., Stieglitz, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Polymers+for+neural+implants%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Polymer+Science+Part+B%3A+Polymer+Physics%22%5BJournal%5D)">Polymers for neural implants.</a> Journal of Polymer Science Part B: Polymer Physics. 49, 18-33 (2011).</li>
<li>Mercanzini, A., Colin, P., Bensadoun, J. C., Bertsch, A., Renaud, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((In+Vivo+Electrical+Impedance+Spectroscopy+of+Tissue+Reaction+to+Microelectrode+Arrays%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Transactions+on+Biomedical+Engineering%22%5BJournal%5D)">In Vivo Electrical Impedance Spectroscopy of Tissue Reaction to Microelectrode Arrays.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 56, 1909-1918 (2009).</li>
<li>Polikov, V. S., Tresco, P. A., Reichert, W. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Response+of+brain+tissue+to+chronically+implanted+neural+electrodes%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Neuroscience+Methods%22%5BJournal%5D)">Response of brain tissue to chronically implanted neural electrodes.</a> Journal of Neuroscience Methods. 148, 1-18 (2005).</li>
<li>Engineering in Medicine and Biology Society, 2006. Subbaroyan, J., Kipke, D. EMBS'06. 28th Annual International Conference of the IEEE, , IEEE. 3588-3591 (2006).</li>
<li>Harris, J., Capadona, J., Miller, R., Healy, B., Shanmuganathan, K., Rowan, S., Weder, C., Tyler, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Mechanically+adaptive+intracortical+implants+improve+the+proximity+of+neuronal+cell+bodies%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Neural+Engineering%22%5BJournal%5D)">Mechanically adaptive intracortical implants improve the proximity of neuronal cell bodies.</a> Journal of Neural Engineering. 8, 066011(2011).</li>
<li>Capadona, J. R., Shanmuganathan, K., Tyler, D. J., Rowan, S. J., Weder, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stimuli-Responsive+Polymer+Nanocomposites+Inspired+by+the+Sea+Cucumber+Dermis%5BTitle%5D)+AND+%22Science%22%5BJournal%5D)">Stimuli-Responsive Polymer Nanocomposites Inspired by the Sea Cucumber Dermis.</a> Science. 319, 1370-1374 (2008).</li>
<li>Shanmuganathan, K., Capadona, J. R., Rowan, S. J., Weder, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stimuli-Responsive+Mechanically+Adaptive+Polymer+Nanocomposites%5BTitle%5D)+AND+%22ACS+Applied+Materials+%26+Interfaces%22%5BJournal%5D)">Stimuli-Responsive Mechanically Adaptive Polymer Nanocomposites.</a> ACS Applied Materials & Interfaces. 2, 165-174 (2009).</li>
<li>Shanmuganathan, K., Capadona, J. R., Rowan, S. J., Weder, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Bio-inspired+mechanically-adaptive+nanocomposites+derived+from+cotton+cellulose+whiskers%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Materials+Chemistry%22%5BJournal%5D)">Bio-inspired mechanically-adaptive nanocomposites derived from cotton cellulose whiskers.</a> Journal of Materials Chemistry. 20, 180(2010).</li>
<li>Hess, A., Capadona, J., Shanmuganathan, K., Hsu, L., Rowan, S., Weder, C., Tyler, D., Zorman, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Development+of+a+stimuli-responsive+polymer+nanocomposite+toward+biologically+optimized%2C+MEMS-based+neural+probes%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Micromechanics+and+Microengineering%22%5BJournal%5D)">Development of a stimuli-responsive polymer nanocomposite toward biologically optimized, MEMS-based neural probes.</a> Journal of Micromechanics and Microengineering. 21, 054009(2011).</li>
<li>Capadona, J. R., Tyler, D. J., Zorman, C. A., Rowan, S. J., Weder, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Mechanically+adaptive+nanocomposites+for+neural+interfacing%5BTitle%5D)+AND+%22Materials+Research+Society+Bulletin%22%5BJournal%5D)">Mechanically adaptive nanocomposites for neural interfacing.</a> Materials Research Society Bulletin. 37, 581-589 (2012).</li>
<li>Ophir, J., Cespedes, I., Garra, B., Ponnekanti, H., Huang, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Elastography%3A+ultrasonic+imaging+of+tissue+strain+and+elastic+modulus+in+vivo%5BTitle%5D)+AND+%22European+journal+of+ultrasound%22%5BJournal%5D)">Elastography: ultrasonic imaging of tissue strain and elastic modulus in vivo.</a> European journal of ultrasound. 3, 49-70 (1996).</li>
<li>Micro Electro Mechanical Systems (MEMS). Hess, A., Shanmuganathan, K., Capadona, J., Hsu, L., Rowan, S., Weder, C., Tyler, D., Zorman, C. IEEE 24th International Conference on, , IEEE. 453-456 (2011).</li>
<li>Harris, J. P., Hess, A. E., Rowan, S. J., Weder, C., Zorman, C. A., Tyler, D. J., Capadona, J. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((In+vivo+deployment+of+mechanically+adaptive+nanocomposites+for+intracortical+microelectrodes%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Neural+Engineering%22%5BJournal%5D)">In vivo deployment of mechanically adaptive nanocomposites for intracortical microelectrodes.</a> Journal of Neural Engineering. 8, 046010(2011).</li>
<li>Shanmuganathan, K. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=%22Bio-inspired+Stimuli-responsive+Mechanically+Dynamic+Nanocomposites%22">Bio-inspired Stimuli-responsive Mechanically Dynamic Nanocomposites</a>. , Case Western Reserve University. (2010).</li>
<li>Rousche, P. J., Pellinen, D. S., Pivin, D. P., Williams, J. C., Vetter, R. J., Kipke, D. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Flexible+polyimide-based+intracortical+electrode+arrays+with+bioactive+capability%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Transactions+on+Biomedical+Engineering%22%5BJournal%5D)">Flexible polyimide-based intracortical electrode arrays with bioactive capability.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 361-371 (2001).</li>
<li>Norlin, P., Kindlundh, M., Mouroux, A., Yoshida, K., Hofmann, U. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+32-site+neural+recording+probe+fabricated+by+DRIE+of+SOI+substrates%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Micromechanics+and+Microengineering%22%5BJournal%5D)">A 32-site neural recording probe fabricated by DRIE of SOI substrates.</a> Journal of Micromechanics and Microengineering. 12, 414(2002).</li>
<li>Ward, M. P., Rajdev, P., Ellison, C., Irazoqui, P. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Toward+a+comparison+of+microelectrodes+for+acute+and+chronic+recordings%5BTitle%5D)+AND+%22Brain+Research%22%5BJournal%5D)">Toward a comparison of microelectrodes for acute and chronic recordings.</a> Brain Research. 1282, 183-200 (2009).</li>
<li>Lin, J. M., Chang, P. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+Novel+Remote+Health+Monitor+with+Replaceable+Non-Fragile+Bio-Probes+on+RFID+Tag%5BTitle%5D)+AND+%22Applied+Mechanics+and+Materials%22%5BJournal%5D)">A Novel Remote Health Monitor with Replaceable Non-Fragile Bio-Probes on RFID Tag.</a> Applied Mechanics and Materials. 145, 415-419 (2012).</li>
<li>Kunzelman, K. S., Cochran, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stress%2Fstrain+characteristics+of+porcine+mitral+valve+tissue%3A+parallel+versus+perpendicular+collagen+orientation%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Cardiac+Surgery%22%5BJournal%5D)">Stress/strain characteristics of porcine mitral valve tissue: parallel versus perpendicular collagen orientation.</a> Journal of Cardiac Surgery. 7, 71-78 (1992).</li>
<li>Snedeker, J., Niederer, P., Schmidlin, F., Farshad, M., Demetropoulos, C., Lee, J., Yang, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Strain-rate+dependent+material+properties+of+the+porcine+and+human+kidney+capsule%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Strain-rate dependent material properties of the porcine and human kidney capsule.</a> Journal of Biomechanics. 38, 1011-1021 (2005).</li>
<li>Ahn, S., Kasi, R. M., Kim, S. C., Sharma, N., Zhou, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stimuli-responsive+polymer+gels%5BTitle%5D)+AND+%22Soft+Matter%22%5BJournal%5D)">Stimuli-responsive polymer gels.</a> Soft Matter. 4, 1151-1157 (2008).</li>
<li>Stuart, M. A. C., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Emerging+applications+of+stimuli-responsive+polymer+materials%5BTitle%5D)+AND+%22Nature+Materials%22%5BJournal%5D)">Emerging applications of stimuli-responsive polymer materials.</a> Nature Materials. 9, 101-113 (2010).</li>
</ol>

我们没有需要披露的内容。

用于与生物系统相互作用的可植入生物微机电系统（bioMEMS）的进步，正在推动具有高度定制化性能的新材料的开发。其中一些材料被设计为在响应生理环境中存在的刺激时，表现出材料性能的变化。最近开发的一类材料在氢键形成液体（例如水）存在且温度升高的条件下，可使表征材料刚度的杨氏模量降低三个数量级10,11,18。这类聚合物纳米复合材料由软聚合物基体（即聚醋酸乙烯酯）和作为纳米填料相的纤维素纳米纤维组成。纤维素纳米纤维之间的相互作用决定了材料整体的力学性能，并在干燥状态下“开启”、在湿润状态下“关闭”。此外，水对聚合物纳米复合材料具有增塑作用，使其玻璃化转变温度降至体温（37 °C）以下，从而进一步降低杨氏模量。此类材料的一个应用是作为皮层内探针的生物自适应基底，用于与单个神经元进行交互13,17。然而，机械自适应材料的优势并不仅限于与神经系统进行交互。
本文介绍了一种用于评估PVAc-NC基微探针在神经组织中植入特定时间后其力学行为的方法。利用该方法， 离体 机械数据可被采集以与台式研究进行...

<table><tbody><tr><td>硅片</td><td>University Wafer</td><td></td><td>机械级</td></tr><tr><td>挤出式丙烯酸板</td><td>Professional Plastics</td><td>SACR 062EF</td><td>厚度 0.062&quot;</td></tr><tr><td>剃须刀片</td><td>McMaster-Carr</td><td>3962A3</td><td></td></tr><tr><td>镊子</td><td>McMaster-Carr</td><td>8384A47</td><td>#5 尖端</td></tr><tr><td>超级胶水凝胶</td><td>Loctite</td><td>130380</td><td></td></tr><tr><td>喷枪</td><td>Snap-on Industrial</td><td>BF175TA</td><td></td></tr><tr><td>空气压缩机</td><td>Paasche</td><td>B002YKN8YO</td><td>D500</td></tr><tr><td>热电偶</td><td>Omega</td><td>HH12A</td><td></td></tr><tr><td>加热板</td><td>Cimarec</td><td>SP131325Q</td><td></td></tr><tr><td>CO2 直接写入激光器</td><td>VersaLaser</td><td>3.5</td><td></td></tr><tr><td>干燥器</td><td>Fisher Scientific</td><td>08-595</td><td></td></tr><tr><td>灯</td><td></td><td></td><td>定制构建</td></tr><tr><td>微拉伸测试仪</td><td></td><td></td><td>定制构建</td></tr></tbody></table>

环境可控的微拉伸测试用于力学自适应聚合物纳米复合材料的研究 离体 表征

Environmentally-controlled Microtensile Testing of Mechanically-adaptive Polymer Nanocomposites for ex vivo Characterization

可植入微器件因其在多种生物医学应用中的潜力而受到广泛关注1-4。这类器件由多种材料制成，每种材料都有其各自的优势与局限性5,6。尤为突出的是，由于器件尺寸处于微米量级，需要较高的模量以利于植入活体组织；但另一方面，器件的刚度又应与周围组织相匹配，以尽量减少诱发的局部应变7-9。因此，我们近期开发了一类受生物启发的新型材料，可通过响应环境刺激而改变其力学性能，从而满足上述要求10-14。具体而言，我们基于聚醋酸乙烯酯的纳米复合材料（PVAc-NC）在接触水和较高温度（例如 体温）时会表现出刚度降低。然而，目前可用于量化材料在体内刚度的方法极少15，而在生理环境之外进行力学测试通常需要较大的样品，不适合用于植入。此外，刺激响应性材料在取出体外后可能迅速恢复其初始刚度。因此，我们建立了一种方法，可在模拟生理条件（通过湿度和温度控制维持）下对植入后的微小样品进行体外力学性能测定13,16,17。 
为此，设计了一种定制的微拉伸测试仪，用于测试具有广泛不同杨氏模量（范围为 10 MPa 至 5 GPa）的微尺度样品13,17。由于我们的研究兴趣在于将 PVAc-NC 作为生物可适应性神经探针基底的应用，因此需要一种能够在微尺度上对样品进行力学表征的工具。该仪器经过改进，具备湿度和温度控制功能，从而最大限度地减少了样品的干燥和冷却17。因此，取出后样品的力学特性能够真实反映其在取出前的状态。
该方法的总体目标是定量评估 体内 力学性能，特别是刺激响应性、力学自适应聚合物材料的杨氏模量。该目标通过首先建立环境条件来实现，这些条件可最大限度减少样品在取出后其力学性能发生变化，同时避免因植入以外因素导致的刚度降低。随后，样品被制备用于植入、操作和测试（图1A）。每个样本被植入大鼠的大脑皮层中，此处以离体大鼠脑组织表示，植入时间为特定时长（图1B）。此时，将样品取出并立即装入微 tensile 测试仪，随后进行 tensile 测试（图1C随后的数据分析揭示了这些创新材料在大脑皮层环境中的力学行为。

几乎所有聚合物材料的力学性能（包括我们的 PVAc-NC）都依赖于环境条件的暴露。其中尤为显著的是材料对热和湿气的暴露。当材料因吸湿而发生塑化，或经历热转变时，其杨氏模量会降低。在为ex vivo样本的力学表征准备受控温湿度环境时，必须确保在将样本装入微拉伸测试仪的过程中以及力学测试期间，样本的含水量变化最小。通过对照组实验来评估这一条件，以确保样本不受气动喷雾器产生的湿气影响，也不会在外部环境中迅速干燥。图5展示了一个示例曲线，显示在适当的气动喷雾器湿度设置下，干燥对照组样本在循环拉伸测试中的力学行为。当开启气动喷雾器时，样本杨氏模量的变化极小。这一点至关重要，因为外部环境不应导致样本刚度的增加或降低。当气动喷雾器的气流设置过高时，样本的杨氏模量将在约60秒内显著下降。
控制力学测试环境还可确保材料不会过早干燥。例如，使用我们所控制的湿度环境，可延长取出的样品干燥并恢复植入前力学性能所需的时间。图6展示了两个对照组样品在完全饱和后，在受控与非受控环境条件下进行循环拉伸测试时的干燥行为。在非受控环...

讨论了一种方法，通过该方法 体内 刺激响应材料的力学行为随时间变化被监测。样品进行测试 离体 使用带有环境控制的微拉伸测试仪模拟生理环境。这项工作进一步促进了对 体内 材料的性能

可植入微器件因其在多种生物医学应用中的重要价值而受到广泛关注1-4。这类器件已采用多种材料制备，……

本实验的总体目标是量化聚乙烯醇缩乙醛基纳米复合结构在植入组织后随时间变化的刚度改变。首先，对聚合物纳米复合样品进行图案化处理，并将其粘附于丙烯酸支架上，以便植入组织并进行微机械测试。第二步是构建微拉伸测试环境，通过体外使用湿度源和辐射热源来模拟生理环境。接下来，将植入样品插入组织中，并在指定时间后取出。最后一步是将样品装入环境可控的微型拉伸试验机中，进行力学测试，以确定材料在指定植入时间后的杨氏模量。最终，通过这种环境可控的微型拉伸测试，可展示材料在生理环境中随时间变化的力学刚度变化，该变化以杨氏模量的测量值来表征。与现有的测量可变机械性能的方法（如动态力学分析）相比，该技术的主要优势在于其可应用于微尺度样品，并且能够控制湿度和温度。该方法有助于回答神经接口领域中的关键问题，例如植入物材料的刚度如何影响机体对植入物的炎症反应。首先，采用溶液浇铸与压缩技术制备厚度为25至100微米的聚醋酸乙烯酯基纳米复合薄膜。接下来，将薄膜在70摄氏度的热板上加热两分钟，使其粘附于硅晶圆上。此步骤可促进薄膜与晶圆之间的紧密接触，并确保薄膜在微加工过程中保持平整。随后采用激光微加工技术将薄膜加工成所需的测试样品形貌。直接右激光微加工参数设置为功率0.5瓦，速度56毫米每秒，每英寸1000个脉冲。用于建立环境条件的样品称为设置样品，将其加工成狗骨形结构，侧垫尺寸为1.5毫米×1.5毫米，侧梁尺寸为300微米×3000微米。厚度与薄膜在整个机器上的样品一致，用于体外实验的样品称为植入样品，加工成300微米×6毫米的梁状结构，厚度与薄膜相同。从微加工装置中取出晶圆后，使用剃刀刀片和镊子小心地将样品从晶圆上剥离，以便进行后续操作。准备设计好的丙烯酸样品夹具，该夹具将作为微拉伸测试仪夹持系统的一部分。本实验中，每个夹具尺寸为11毫米×7毫米，厚度为2.2毫米，并设有两个孔，用于与微拉伸测试仪中的螺栓对齐。激光蚀刻标记显示夹具中心线位于末端 1.5 毫米处。每个植入物样品需要一个丙烯酸夹具，在丙烯酸夹具的中心线上涂抹少量 Sano 丙烯酸凝胶粘合剂，并小心地将一段 1.5 毫米长的植入物样品粘附到夹具上，使其覆盖标记的中心线。注意确保凝胶粘合剂仅保留在被粘附到丙烯酸夹具上的聚乙酸乙烯酯基纳米复合材料 1.5 毫米长度范围内。首先将一个干燥的试样装入微型拉伸测试仪中。先将试样夹紧在移动夹具之间，再夹紧在固定夹具之间。将带有盛水储液罐的喷笔固定在指定位置，喷嘴对准微型拉伸试样。通过塑料管将喷笔连接至空气压缩机，连接时确保喷笔喷嘴完全关闭。打开空气压缩机。开始循环微拉伸测试程序，交替对样品施加拉伸应变和压缩应变。测试应保持在应力-应变曲线的线弹性区域内。在此情况下，施加的应变限制在小于2%。在这些实验中，通过控制应变率，同时测量达到该应变所需的力。为了确定所需的湿度条件，逐步增加喷雾嘴的气流，并监测应力-应变曲线斜率随喷雾气流量的变化；在60秒内不会导致杨氏模量显著降低的最大气流值，即为离体实验所采用的气流水平。最后，测量样品附近的温度。理想的设置应包括带有数字显示的热电偶，并在喷笔工作时进行测量。调节辐射热源的强度和距离，使样品温度维持在37摄氏度，以模拟生理条件。对照比较实验首先将装置样品浸入磷酸盐缓冲盐水（PBS）中至少30分钟，使其充分软化至最低杨氏模量。将样品快速装入微型拉伸测试仪中，在环境条件下干燥时关闭喷雾器并开始循环微型拉伸测试，由此数据得出的杨氏模量可反映样品在非受控条件下的干燥速度。接下来，装载第二个经磷酸盐缓冲液（PBS）饱和的样品，将其装入微型测试仪中，并在开启喷雾器的条件下开始循环微型拉伸测试，此处计算得到的杨氏模量可指示样品在受控湿度条件下的干燥速度。固定一块皮层组织样本。在本演示中，移植的组织在实验前及实验过程中均保存在37摄氏度的人工脑脊液浴中以保持湿润。接下来，将植入样本及其支架固定在显微操作器的夹具上。将探针定位，使其与皮层组织垂直。使用显微操作仪的手动控制装置，将聚合物样品缓慢降入皮层。将样品保留在皮层组织中，直至达到目标植入时间，时间为1至30分钟。在探针植入皮层期间，需采取预防措施，防止组织干燥。通过将干燥杆设置到距离固定夹具3毫米的零位移位置，准备微型拉伸测试仪。同时将喷笔喷嘴的流量设置和辐射热源功率设置调整为先前确定的数值。在指定的植入时间结束时，立即使用显微操作手控装置将探针从皮层中缓慢提起，并小心地将样品从显微操作器夹具上取下，在取出后两分钟内迅速转移至微拉伸测试仪。取出后立即开始测试，将样品装载到微拉伸测试仪的两组夹具之间。由于样品支架设计为充当一组夹具的上半部分，因此需将植入样品组件朝下放置于移动夹具的样品侧。应将样品安装在每个夹具的中心位置，且夹具之间必须保持水平。这可确保仅沿探针长度方向施加应变。现在调整样品位置，使夹具之间的距离为3毫米，并将探针末端放入固定夹具中。夹具之间3毫米的长度是用于后续计算的样品标距。在将样品固定于两个夹具之间后，须立即在从神经组织分离后的两分钟内，启动马达沿拉伸方向以恒定速率拉伸样品，此处的速率为10微米每秒。同时测量并记录样品的伸长以及产生应变所需的相应作用力。当样品发生机械失效或达到干燥棒范围时，停止微拉伸试验。导出采集的数据以供分析。对每个样本和/或植入条件重复进行微拉伸测试。使用软件绘制每个样本的应力-应变曲线。接下来，提取曲线中的线性弹性部分。所截取的曲线部分应包含至少10个数据点，并应选自曲线上斜率最大的区域。接下来，使用基于软件的曲线拟合工具对该部分数据进行最佳拟合。最佳拟合直线的斜率即对应于样品的杨氏模量。对于以循环模式进行测试的设置样品，确定每个循环的杨氏模量。完成此步骤后，绘制每个循环的杨氏模量随时间变化的曲线图。该图选择在循环拉伸测试过程中测得的杨氏模量作为时间的函数，以确定用于控制环境的正确喷笔参数。阴影区域表示使用喷笔设置时喷笔开启的时间段。杨氏模量随时间没有显著变化。这表明样品从喷笔中吸收的水量不足以导致刚度降低。以下是水分饱和样品在湿度控制和非控制拉伸测试环境中，杨氏模量随时间的变化情况。在受控环境中，初始杨氏模量的恢复速度要慢得多。这表明样品在此环境中干燥所需时间增加。这一额外的时间可用于对已植入的样品进行力学测试。这些是代表性图表，显示了干燥样品和在大鼠皮层植入30分钟后湿润样品的应力-应变曲线。杨氏模量对应于应力-应变图线性弹性区域的斜率，干燥样品的杨氏模量明显更高。两种样品均被拉伸至断裂。该最终图表显示了植入皮层的样品的杨氏模量随植入时间的变化关系。植入约五分钟后，样品的杨氏模量几乎不再发生变化，这表明样品在此时间段内已达到饱和状态并具有最小刚度。在进行该操作时，重要的是要提前规划，以确保组织和离体测试环境中的生理条件得以维持。该方法可用于评估其他具有环境依赖性特性的材料的力学行为，包括可生物降解材料，并可用于评估聚合物材料在体内的降解速率或力学稳定性。

environmentally-controlled-microtensile-testing-mechanically-adaptive

Research

科研

JoVE Journal

Bioengineering

生物工程

环境控制机械自适应聚合物纳米复合材料的微拉伸测试<em&gt;体外</em&gt;表征

在本视频中，我们将演示用于多孔金属植入物的改性技术，以提升其功能并控制细胞迁移。这些技术包括构建孔隙梯度以调控三维环境中的细胞运动，以及制备模拟基底膜的结构以调控二维环境中的细胞运动。此外，还介绍了一种基于高效液相色谱（HPLC）的方法，通过分析血液蛋白来监测植入物在体内的整合情况。...

具有孔隙梯度、聚电解质及其间接监测的金属植入物多尺度改性 在体

聚合物及纤维增强聚合物复合材料在服役过程中的耐久性是其设计和基于状态的维护中的关键因素。我们提出了一种新颖且低成本的实验室测试平台，用于研究机械载荷与环境载荷共同作用的影响，该平台有助于设计出更高效且更安全的复合材料结构。...

用于聚合物及纤维增强聚合物复合材料在湿热力耦合刺激下耐久性研究的测试平台

本文介绍了一种利用市售起始单体合成和编程主链型液晶弹性体的新方法。通过调节交联剂的用量，可定制一系列不同的热机械性能，而驱动性能则取决于编程过程中施加的应变程度。...

使用两步硫醇-丙烯酸酯反应合成可编程主链型液晶弹性体

组织生物力学对于维持细胞形态和功能以及决定表型具有重要意义。本报告展示了用于表征人体软组织弹性与黏弹性特性的非破坏性力学检测方法，这些方法可直接应用于组织工程基质，以实现工程化材料与天然组织特性的高度匹配。...

利用压痕与拉伸试验对人体软组织进行生物力学表征

使用宏观样品来分离电致辅助变形（EAD）中的电学效应和热学效应非常困难。已开发出金属样品的微纳米结构以及定制的测试程序，用于评估施加电流对样品中位错形成及演化的影响，且排除焦耳热的干扰。...

一种新方法 原位 纳米尺度样品的机电性能表征

本文介绍了一种快速、简便且低成本的方法，用于制备定制的聚二甲基硅氧烷模具，该模具可用于制造具有复杂几何结构的基于水凝胶的工程化组织。我们还描述了采用该技术制备的工程化心肌组织的力学性能和组织学评估结果。...

基于激光蚀刻母模定制的组织培养模具

本文描述了制备用于高通量操控模拟物理与化学信号的多重人工细胞微环境（MACME）阵列的详细方法 体内...

构建多重人工细胞微环境阵列

为了能够可靠地预测用于神经植入物的聚合物基底在体内的软化行为 体内 环境，拥有可靠的 体外...

环境动态力学分析预测神经植入物的软化行为

该方法旨在阐明细胞外基质信号（如基质刚度、蛋白质组成和细胞形态）调控施万细胞（SC）表型的机制。...

可调细胞外基质微环境的制备用于评估施万细胞表型特化

本文介绍了一种通过微机械拉伸试验测量基本材料性能的方法。描述了微拉伸试样制备的方法（通过结合光刻、化学蚀刻和聚焦离子束铣削，实现从块体材料中快速制备微试样）、压头尖端的改造，以及微机械拉伸试验（包含一个示例）。...

增材制造17-4 PH不锈钢试样的微机械拉伸测试

本文介绍了一种用于在具有双极的多孔板中平行培养48个组织的工程化结缔组织的制备方案，适用于机制研究、疾病建模和筛选应用。该方案适用于来自不同器官和物种的成纤维细胞，并以人原代心肌成纤维细胞为例进行了演示。...

用于筛选应用的成纤维细胞来源人源化工程化结缔组织

了解环境控制微拉伸测试技术，用于表征聚醋酸乙烯酯基纳米复合材料在生理环境中的力学行为变化。该方法可量化杨氏模量随时间的变化，为生物材料开发提供关键数据。

环境可控的微拉伸测试用于力学自适应聚合物纳米复合材料的研究离体表征

探索更多视频

环境可控的微拉伸测试用于力学自适应聚合物纳米复合材料的研究 离体 表征

探索更多视频

环境可控的微拉伸测试用于力学自适应聚合物纳米复合材料的研究离体表征