Name: La caracterización de propiedades mecánicas Multiescala de tejido cerebral mediante microscopía de fuerza atómica, Impacto sangría, y Rheometría (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2016-09-06T12:30:00.000+00:00
Duration: 11 min 19 s
Description: Aprenda a caracterizar propiedades viscoelásticas del tejido cerebral a múltiples escalas mediante microscopía de fuerza atómica, impacto sangría y reometría. Estas técnicas permiten estudiar respuestas mecánicas en condiciones de carga variables.

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Agradecemos el apoyo a este trabajo de la Sociedad Nacional de Esclerosis Múltiple y el Centro Simons para el Cerebro Social. BQ reconoce el apoyo del programa de Becas de Posgrado en Ciencia e Ingeniería de Defensa Nacional de los Estados Unidos.

<ol><li>van Dommelen, J. A. W., Hrapko, M., Peters, G. W. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Mechanical+Properties+of+Brain+Tissue%3A+Characterisation+and+Constitutive+Modelling%5BTitle%5D)+AND+%22Mechanosensitivity+of+the+Nervous+System%22%5BJournal%5D)">Mechanical Properties of Brain Tissue: Characterisation and Constitutive Modelling.</a> Mechanosensitivity of the Nervous System. , 249-281 (2009).</li>
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<li>Thomas, G., Burnham, N. A., Camesano, T. A., Wen, Q. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Measuring+the+mechanical+properties+of+living+cells+using+atomic+force+microscopy%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Visualized+Experiments%22%5BJournal%5D)">Measuring the mechanical properties of living cells using atomic force microscopy.</a> Journal of Visualized Experiments. (76), e50497(2013).</li>
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<li>Moreno-Flores, S., Benitez, R., Vivanco, M. D., Toca-Herrera, J. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stress+relaxation+microscopy%3A+Imaging+local+stress+in+cells%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Stress relaxation microscopy: Imaging local stress in cells.</a> Journal of Biomechanics. 43 (2), 349-354 (2010).</li>
<li>Kalcioglu, Z. I., Qu, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Dynamic+impact+indentation+of+hydrated+biological+tissues+and+tissue+surrogate+gels%5BTitle%5D)+AND+%22Philosophical+Magazine%22%5BJournal%5D)">Dynamic impact indentation of hydrated biological tissues and tissue surrogate gels.</a> Philosophical Magazine. 91 (7-9), 1339-1355 (2011).</li>
<li>Kalcioglu, Z. I., Ra Mrozek, R. a, Mahmoodian, R., VanLandingham, M. R., Lenhart, J. L., Van Vliet, K. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Tunable+mechanical+behavior+of+synthetic+organogels+as+biofidelic+tissue+simulants%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Tunable mechanical behavior of synthetic organogels as biofidelic tissue simulants.</a> Journal of Biomechanics. 46 (9), 1583-1591 (2013).</li>
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<li>Elkin, B. S., Azeloglu, E. U., Costa, K. D., Morrison, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Mechanical+heterogeneity+of+the+rat+hippocampus+measured+by+atomic+force+microscope+indentation%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Neurotrauma%22%5BJournal%5D)">Mechanical heterogeneity of the rat hippocampus measured by atomic force microscope indentation.</a> Journal of Neurotrauma. 24 (5), 812-822 (2007).</li>
<li>Lee, E. H., Radok, J. R. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+Contact+Problem+for+Visooelastic+Bodies%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Applied+Mechanics%22%5BJournal%5D)">The Contact Problem for Visooelastic Bodies.</a> Journal of Applied Mechanics. 27 (3), 438-444 (1960).</li>
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<li>Constantinides, G., Kalcioglu, Z. I., McFarland, M., Smith, J. F., Van Vliet, K. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Probing+mechanical+properties+of+fully+hydrated+gels+and+biological+tissues%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Probing mechanical properties of fully hydrated gels and biological tissues.</a> Journal of Biomechanics. 41 (15), 3285-3289 (2008).</li>
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<li>Rother, J., Nöding, H., Mey, I., Janshoff, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Atomic+force+microscopy-based+microrheology+reveals+significant+differences+in+the+viscoelastic+response+between+malign+and+benign+cell+lines%5BTitle%5D)+AND+%22Open+biology%22%5BJournal%5D)">Atomic force microscopy-based microrheology reveals significant differences in the viscoelastic response between malign and benign cell lines.</a> Open biology. 4 (5), 140046(2014).</li>
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<li>Elkin, B. S., Morrison, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Viscoelastic+properties+of+the+P17+and+adult+rat+brain+from+indentation+in+the+coronal+plane%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanical+Engineering%22%5BJournal%5D)">Viscoelastic properties of the P17 and adult rat brain from indentation in the coronal plane.</a> Journal of Biomechanical Engineering. 135, 114507(2013).</li>
<li>Brands, D. W., Bovendeerd, P. H., Peters, G. W., Wismans, J. S., Paas, M. H., van Bree, J. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Comparison+of+the+dynamic+behavior+of+brain+tissue+and+two+model+materials%5BTitle%5D)+AND+%2243rd+Stapp+Car+Crash+Conference+Proceedings%22%5BJournal%5D)">Comparison of the dynamic behavior of brain tissue and two model materials.</a> 43rd Stapp Car Crash Conference Proceedings. , 313-320 (1999).</li>
<li>Hrapko, M., van Dommelen, J. A. W., Peters, G. W. M., Wismans, J. S. H. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Characterisation+of+the+mechanical+behaviour+of+brain+tissue+in+compression+and+shear%5BTitle%5D)+AND+%22Biorheology%22%5BJournal%5D)">Characterisation of the mechanical behaviour of brain tissue in compression and shear.</a> Biorheology. 45 (6), 663-676 (2008).</li>
<li>Pogoda, K., Chin, L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Compression+stiffening+of+brain+and+its+effect+on+mechanosensing+by+glioma+cells%5BTitle%5D)+AND+%22New+Journal+of+Physics%22%5BJournal%5D)">Compression stiffening of brain and its effect on mechanosensing by glioma cells.</a> New Journal of Physics. 16 (7), 075002(2014).</li>
<li>Peters, G. W. M., Meulman, J. H., Sauren, A. A. H. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+applicability+of+the+time%2Ftemperature+superposition+principle+to+brain+tissue%5BTitle%5D)+AND+%22Biorheology%22%5BJournal%5D)">The applicability of the time/temperature superposition principle to brain tissue.</a> Biorheology. 34 (2), 127-138 (1997).</li>
</ol>

Los autores no tienen nada que revelar.

Cada técnica presentada en este documento mide diferentes facetas de las propiedades mecánicas del tejido cerebral. deformación por fluencia y el estrés módulos de relajación son una medida de las propiedades mecánicas dependientes del tiempo. Los módulos de almacenamiento y pérdida de propiedades mecánicas representan dependiente de la frecuencia. indentación Impact también mide propiedades mecánicas dependiente de la frecuencia, pero en el contexto de la disipación de energía. En la caracterización de las propiedades ...

La mayoría-tejidos blandos que comprenden órganos biológicos son mecánicamente y estructuralmente compleja, de baja rigidez en comparación con el hueso mineralizado o materiales de ingeniería, y muestran la deformación no lineal y dependiente del tiempo. En comparación con otros tejidos en el cuerpo, el tejido cerebral es muy compatible, con módulos de elasticidad E del orden de 100s de 1 Pa. El tejido cerebral exhibe heterogeneidad estructural con gris distinta y interdigitados y las regiones de la materia blanca que también difieren funcionalmente. mecánica de tejido cerebral entendimiento ayudar en el diseño de materiales y modelos computacionales para imitar la respuesta del cerebro durante la lesión, facilitar la predicción de daños mecánicos, y permitir la ingeniería de las estrategias de protección. Además, dicha información puede ser usada para considerar los objetivos de diseño para la regeneración de tejidos, y para entender mejor los cambios estructurales en el tejido cerebral que están asociados con enfermedades tales como la esclerosis múltiple y el autismo. MARIDOERE, se describen y demuestran varios enfoques experimentales que están disponibles para caracterizar las propiedades viscoelásticas de los tejidos mecánicamente compatibles incluyendo el tejido cerebral, en la micro, meso y macro-escalas. En la microescala, se realizó la fluencia de cumplimiento y la fuerza de relajación experimentos usando microscopio de fuerza atómica (AFM) muesca habilitado. Típicamente, la sangría AFM habilitado se utiliza para estimar el módulo elástico (o rigidez instantánea) de una muestra de 2-4. Sin embargo, el mismo instrumento también se puede utilizar para medir viscoelástico microescala propiedades (tiempo o dependiente de la frecuencia) 5-10. El principio de estos experimentos, mostrados en la Figura 1, es para sangrar un AFM sonda en voladizo en el tejido cerebral, mantener una magnitud especificada de la fuerza o profundidad de indentación, y medir los cambios correspondientes en la profundidad de indentación y la fuerza, respectivamente, en el tiempo. Utilizando estos datos, se puede calcular el borrador de fluencialiance J C y G módulo de relajación R, respectivamente. En la mesoescala, llevamos a cabo experimentos de sangría de impacto en las condiciones de fluido sumergidos que mantienen la estructura del tejido y los niveles de hidratación, usando un nanoindentador instrumentado a base de péndulo. La configuración experimental se ilustra en la Figura 2. A medida que el péndulo oscila en contacto con el tejido, la sonda de desplazamiento se registra como una función del tiempo hasta que el péndulo oscilante viene a descansar dentro del tejido. Desde el movimiento oscilatorio armónico amortiguado resultante de la sonda, se puede calcular la máxima profundidad de penetración x max, capacidad de disipación de energía K, y el factor de calidad Q de disipación (que se refiere a la tasa de disipación de energía) del tejido 11,12. En la macroescala, se utilizó un reómetro de placas paralelas de cuantificar la frecuencia de cizalla depende módulos elásticos,denomina el módulo de almacenamiento G &#39;y módulo de pérdida G &quot;, del tejido. En este tipo de reometría, aplicamos una cepa angular armónico (y la tensión de cizallamiento correspondiente) en amplitudes y frecuencias conocidas y medir el par reaccional (y el esfuerzo cortante correspondiente) , como se muestra en la Figura 3. a partir de la amplitud y la fase resultante de retraso del par medido y las variables geométricas del sistema, podemos calcular G &#39;y G &quot;a frecuencias aplicadas de interés 13,14.

<table><tbody><tr><td>Xylazine</td><td>Lloyd Laboratoried</td><td></td><td>droga de prescripción</td></tr><tr><td>Ketamina</td><td>AnaSed Inyecciones de</td><td></td><td>prescripción</td></tr><tr><td>droga Vibratome (micrótomo de cuchilla vibratoria)</td><td>Leica</td><td>VT1200</td><td></td></tr><tr><td>Hibernate-A Medium</td><td>Gibco</td><td>A1247501</td><td>CO2-independent neural medium para tejido adulto</td></tr><tr><td>Microscopio de fuerza atómica, MFP-3D-BIO</td><td>Asylum</td> <td>Research-Calentador</td><td></td> de</tr> <tr><td>plato de Petri</td><td>Asylum</td> <td>Research-AFM</td> Probe, <td></td></tr><tr><td>0.03 N / m, 10&nbsp; y micro; Esfera de borosilicato de radio m</td><td>Novascan</td><td>PT. GS</td> Cell-Tak Corning 354240 bioadhesivo derivado del mejillón Bicarbonato de sodio Sigma-Aldrich S5761 se pueden utilizar proveedores alternativos <td></td></tr><tr><td></td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td></td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>Hidróxido de sodio, 1 N</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>59223C</td> se <td>pueden utilizar proveedores alternativos</td></tr><tr><td>Indenter instrumentado, NanoTest Vantage</td><td>Micro Materials Ltd.</td><td>-</td><td>La punta de la sonda debe mecanizarse (punzón plano de acero, 1&nbsp; mm de diámetro, 4-5&nbsp; mm de longitud)</td></tr><tr><td>NanoTest Liquid Cell</td><td>Micro Materials Ltd.</td><td>-</td><td></td></tr><tr><td>Reómetro de placa paralela MCR501</td><td>Anton-Parr-PP25</td><td></td><td></td></tr><tr><td>&nbsp;</td><td>Anton-Parr-Placa</td> <td>de</td> <td>medición plana de 25 mm de diámetro</td></tr><tr><td>Papel de lija adhesivo</td><td>McMaster-Carr</td><td>4184A48</td><td>se pueden utilizar proveedores</td></tr><tr><td>alternativos Loctite 4013 Adhesivo instantáneo</td><td>Henkel</td><td>20268</td><td>se pueden utilizar proveedores alternativos</td></tr></tbody></table>

la caracterización de propiedades mecánicas multiescala de tejido cerebral mediante microscopía de fuerza atómica, impacto sangría, y rheometría

Characterizing Multiscale Mechanical Properties of Brain Tissue Using Atomic Force Microscopy, Impact Indentation, and Rheometry

Diseñar e ingeniero de materiales inspirados en las propiedades del cerebro, ya sea para los simuladores mecánicos o para estudios de regeneración de tejidos, el tejido cerebral en sí debe estar bien caracterizado en diversas escalas de tiempo y longitud. Como muchos tejidos biológicos, el tejido cerebral presenta una estructura compleja, jerárquica. Sin embargo, a diferencia de la mayoría de los otros tejidos, el cerebro es de muy baja rigidez mecánica, con módulos de elasticidad E de Young del orden de 100s de Pa. Esta baja rigidez puede presentar desafíos para la caracterización experimental de las propiedades mecánicas clave. Aquí, demostramos varias técnicas de caracterización mecánica que han sido adaptados para medir las propiedades elásticas y viscoelásticas de materiales hidratados, que cumplen biológicos tales como el tejido cerebral, a diferentes escalas de longitud y velocidades de carga. En la microescala, llevamos a cabo experimentos de fluencia de incumplimiento y de relajación utilizando la fuerza de fuerza atómica hendidura microscopio habilitado. En los mesoscale, realizamos experimentos de impacto de indentación usando un indentador instrumentado a base de péndulo. En la macroescala, llevamos a cabo reometría de placas paralelas para cuantificar la función de la frecuencia de cizalla módulos elásticos. También se discuten los desafíos y las limitaciones asociadas con cada método. En conjunto, estas técnicas permiten una caracterización mecánica en profundidad del tejido cerebral que se puede utilizar para comprender mejor la estructura del cerebro y al ingeniero de materiales bio-inspirados.

La figura 4 muestra la sangría representativa y la fuerza frente a respuestas de tiempo (Figura 4 B, E) para el cumplimiento de la fluencia y la fuerza de relajación experimentos, dada una fuerza aplicada o profundidad de la deformación (Figura 4 A, D), respectivamente. El uso de estos datos y de la geometría del sistema, la deformación por fluencia J c (t) y fuerza de relajación módulos G R (t) se...

Presentamos un conjunto de técnicas para caracterizar las propiedades mecánicas viscoelásticas del cerebro a escala micro, meso y macro.

La caracterización de propiedades mecánicas Multiescala de tejido cerebral mediante microscopía de fuerza atómica, Impacto sangría, y Rheometría

To design and engineer materials inspired by the properties of the brain, whether for mechanical simulants or for tissue regeneration studies, the brain ...

El objetivo general de estas técnicas de caracterización mecánica es medir las propiedades viscoelásticas del tejido biológico a diferentes escalas de longitud y tasas de carga. Estos métodos pueden utilizarse para responder preguntas clave en ingeniería biológica. Por ejemplo, ¿cómo se deforma el cerebro bajo tasas muy altas de carga, o cómo afectan enfermedades como la esclerosis múltiple o el autismo a las propiedades mecánicas del tejido cerebral?La principal ventaja de estas técnicas radica en que, para materiales de muy baja rigidez y muy alta hidratación, como un tejido biológico, se puede realizar la prueba bajo una amplia gama de condiciones de carga, y también se puede ensayar una amplia variedad de volúmenes de material, desde el nivel de una sola célula hasta el de un cerebro completo. Las implicaciones de estas técnicas se extienden hacia la modelización de la respuesta del cerebro durante una lesión, lo cual es importante para el desarrollo de estrategias de protección. Aunque este método puede proporcionar información sobre las propiedades mecánicas del cerebro, también puede aplicarse a otros tejidos biológicos blandos, como el corazón y el hígado.Durante la caracterización mecánica de tejidos flexibles, establecer un contacto adecuado entre la sonda de medición y el tejido es fundamental. Cargue cuidadosamente una sonda de microscopio de fuerza atómica (AFM) con una constante elástica nominal de 0,03 newtons por metro y una microesfera de borosilicato de 20 micrómetros de diámetro en el porta-sonda. Coloque una sección de cerebro montada en una placa de Petri sobre un calentador acoplado al estadio del AFM que haya sido precalentado a 37 grados Celsius.Luego, agregue aproximadamente dos mililitros de medio previamente calentado. A continuación, agregue cuidadosamente una gota de medio sobre el sensor de AFM para protegerlo de romperse debido a la tensión superficial cuando se sumerja en el medio que rodea la sección de cerebro. Luego, reposicione la cabeza del AFM sobre la platina y comience a bajarla hasta que quede sumergida en el medio.Utilizando el microscopio óptico, mueva la platina de modo que la región de interés quede debajo de la sonda AFM calibrada, luego baje la sonda AFM para establecer contacto con la superficie del tejido. Para realizar los experimentos de fluencia, cree una función de fuerza aplicada en el editor de funciones del software. La función consiste en una rampa de 0,1 segundos hasta un punto de consigna de 5 nanonewton, que se mantiene durante 20 segundos, seguida de una rampa de un segundo hasta cero nanonewton.El software registrará datos sobre la indentación del sonda de AFM en el tejido durante la función de fuerza aplicada. Después de realizar el experimento de compliancia por fluencia, lleve a cabo experimentos de relajación de fuerza creando una función de indentación aplicada en el software. Ejecute esta función mientras el software recopila datos sobre la fuerza experimentada por la sonda de AFM mientras se indentada en el tejido.Para comenzar las pruebas de indentación por impacto, coloque una sonda esférica deslizándola sobre el péndulo utilizando pinzas. A continuación, sujete el soporte de la muestra de cuarzo fusionado sobre la placa y atornille la placa en la etapa translacional. Para permitir experimentos de impacto dinámico en tejidos cerebrales hidratados, primero realice la calibración de la celda líquida.Vaya al menú de Calibración en el software, seleccione Celda Líquida y siga las indicaciones del software para hacer contacto con la muestra de cuarzo fundido. A continuación, seleccione Normal para el Tipo de indentador y use el valor predeterminado de 0,05 milinewtons para la Carga del indentador. Luego, haga clic en continuar para realizar la calibración para la configuración normal del indentador.Ahora mueva la etapa de la muestra hacia atrás al menos cinco milímetros y monte el brazo de palanca. Repita la calibración de la celda líquida en la nueva configuración seleccionando Celda líquida como tipo de indentador. Haga clic en Continuar para obtener el factor de calibración de la celda líquida.A continuación, aumente la separación entre las placas del capacitor. Aumentar la separación entre las placas del capacitor incrementará la profundidad máxima medible, lo cual es necesario al probar materiales altamente conformables. Con una llave, gire las tres tuercas que controlan la separación entre las placas del capacitor en sentido horario en pequeños incrementos.Después de cada giro completo en sentido horario, seleccione Ajuste del cuadro de puente en el menú Mantenimiento y realice una prueba de péndulo satisfactoria. Continúe ajustando lentamente las tuercas hasta que la calibración de profundidad aproximada indique un valor de 70.000 nanómetros por voltio o superior.Luego, coloque un nuevo tope límite en la parte inferior del péndulo que pueda activarse y desactivarse mediante una fuente de alimentación. Retracte el tope límite original situado detrás del péndulo para eliminar cualquier posible obstáculo en el movimiento del péndulo y permitir mayores velocidades de impacto, así como mayores profundidades de penetración en muestras flexibles. Encienda la fuente de alimentación para el solenoide y ajústela a 10 voltios.A continuación, vaya al menú Experimento y seleccione Impacto y Ajuste de Desplazamiento de Impulso. Siga las instrucciones del software para calibrar la distancia de oscilación del péndulo. Cuando la configuración de la indentación por impacto esté completamente terminada, aspire el medio y seque la sección de cerebro.Luego, use una capa delgada de adhesivo de cianoacrilato para fijar el cerebro seccionado al poste de muestra de aluminio. A continuación, deslice la celda líquida sobre la segunda junta tórica del poste de muestra y llene la celda líquida con cinco mililitros de medio independiente de dióxido de carbono para sumergir completamente el tejido. Mueva el baño en la dirección negativa del eje X hasta que la punta del brazo de palanca quede correctamente ubicada sobre el baño.A continuación, muévase en la dirección positiva de Z hasta que la punta esté completamente sumergida en el baño y frente a la muestra. Utilizando la ventana de control del portaobjetos, haga contacto cuidadosamente y luego retire el portaobjetos de la superficie de la muestra aproximadamente 30 micrómetros. En el menú Experimento, haga clic en Impacto y configure un experimento de impacto.Seleccione una carga de impulso específica que se relacione directamente con la velocidad de impacto resultante según la calibración de la distancia de oscilación. Luego, realice el experimento programado. Cuando el péndulo regrese y la superficie de la muestra continúe moviéndose hacia el plano de medición, apague el interruptor límite inferior.El desplazamiento de la sonda en función del tiempo será registrado por el software. Asegure papel de lija a la sonda de medición de 25 milímetros de diámetro. A continuación, conecte el sistema térmico y monte la sonda.Finalmente, sujete otra pieza de papel de lija a la placa inferior alineada con la placa superior. Calibre el reómetro según las instrucciones del fabricante. Primero, ponga a cero la fuerza en la sonda.En segundo lugar, establezca el contacto entre la sonda y la placa inferior. Luego, mida la inercia de la sonda. Finalmente, realice un ajuste del motor.Luego, baje lentamente la placa de medición. Cuando la placa esté a un milímetro del tejido, bájela en incrementos de 0,1 milímetro hasta que la placa esté completamente en contacto con la superficie superior del tejido y la fuerza normal medida alcance el valor deseado. Aplique un pequeño volumen de medio en los bordes de la muestra para mantener la hidratación durante el procedimiento.Baje la campana térmica. A continuación, haga clic en Archivo, Nuevo y, en la pestaña Gel, seleccione Barrido de frecuencia. Luego, haga clic en la medición de ventana, seleccione un barrido de frecuencia y haga doble clic en el cuadro de oscilación.Introduzca el rango de frecuencia, la deformación y el número de puntos. Finalmente, seleccione Aceptar y haga clic en Iniciar para comenzar el barrido de frecuencia. A continuación se muestran respuestas representativas de indentación y fuerza frente al tiempo para experimentos de fluencia y relajación de fuerza.Utilizando estos datos y la geometría del sistema, se pueden calcular los módulos de fluencia y relajación de fuerza para diferentes regiones del cerebro. La indentación por impacto mide las propiedades mecánicas del tejido a altas velocidades de carga espacial y temporalmente concentrada. Los parámetros resultantes de la respuesta al impacto se pueden cuantificar a diferentes velocidades de impacto, lo que proporciona un medio para estudiar las propiedades dependientes de la velocidad del tejido.La reología mide las propiedades viscoelásticas dependientes de la frecuencia de tejidos en masa en términos de los módulos de almacenamiento y de pérdida. El módulo de almacenamiento es casi un orden de magnitud mayor que el módulo de pérdida a bajas frecuencias, lo que indica que las propiedades elásticas dominan el comportamiento del tejido cerebral. Al realizar este procedimiento, es importante mantener el tejido adecuadamente hidratado o sumergido en un fluido que ayude al tejido a mantener su estructura adecuada.El desarrollo de estas técnicas demostradas ha allanado el camino para que los investigadores de materiales diseñen y optimicen geles sintéticos que puedan imitar la respuesta mecánica del cerebro. Después de ver este video, debería tener una buena comprensión de cómo se utilizan la indentación mediante microscopía de fuerza atómica, la indentación por impacto y la reología para caracterizar las propiedades mecánicas viscoelásticas del tejido. Al interpretar los datos recopilados, recuerde el supuesto subyacente de que el volumen deformado del tejido es estructuralmente homogéneo e isotrópico elásticamente.Esto no es necesariamente cierto para todos los tejidos biológicos. A medida que sus preguntas sobre la mecánica de los tejidos biológicos se definan mejor, puede elegir uno o más de estos experimentos mecánicos para responder la pregunta en la escala de longitud o de tiempo adecuada.

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Investigación

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Neurociencia

La rigidez de la matriz extracelular influye fuertemente en múltiples conductas de las células adherentes. Matriz de rigidez varía espacialmente a lo largo de un tejido, y sufre modificaciones en las condiciones de diversas enfermedades. Aquí desarrollamos métodos para caracterizar las variaciones espaciales en la rigidez de los tejidos del ratón normal de los pulmones y fibrosis con microindentation microscopia de fuerza atómica.

Micro-Mecánica Caracterización del tejido pulmonar con microscopía de fuerza atómica

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Caracterización de las propiedades mecánicas del tejido cerebral de ratón mediante microscopía de fuerza atómica

Fuente: Canovic, E. P., et. al., Caracterización de las propiedades mecánicas multiescala del tejido cerebral mediante microscopía de fuerza atómica, indentación de impacto y reometría. J. Vis. Exp. (2016)El video demuestra el uso de la indentación de impacto para medir las propiedades mecánicas del tejido cerebral de un ratón hidratado, incluida la rigidez, la disipación de energía y la amortiguación, a través del análisis de desplazamiento y velocidad de la sonda.

Indentación de impacto para evaluar las propiedades mecánicas del tejido cerebral de un ratón

Fuente: Canovic, E. P., et al. Caracterización de las propiedades mecánicas multiescala del tejido encefálico mediante microscopía de fuerza atómica, indentación por impacto y reometría. J. Vis. Exp. (2016)En este video, se utilizó un reómetro para aplicar un movimiento de rotación oscilatorio controlado al tejido cerebral para generar tensión de cizallamiento y evaluar las propiedades viscosas y elásticas del tejido. El reómetro, como herramienta funcional, proporciona información sobre la...

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Atomic Force Microscopy Cantilever-Based Nanoindentation: Mechanical Property Measurements at the Nanoscale in Air and Fluid

Este protocolo visualiza cómo preparar criosecciones de tejido pulmonar murino, realizar experimentos de mapas de fuerza de microscopía de fuerza atómica y analizar los datos para determinar el módulo de Young de la membrana basal pulmonar murina nativa.

Extracción del módulo de Young de las membranas basales pulmonares murinos nativas de los mapas de fuerza derivados de la microscopía de fuerza atómica

Aprenda a caracterizar propiedades viscoelásticas del tejido cerebral a múltiples escalas mediante microscopía de fuerza atómica, impacto sangría y reometría. Estas técnicas permiten estudiar respuestas mecánicas en condiciones de carga variables.

La caracterización de propiedades mecánicas Multiescala de tejido cerebral mediante microscopía de fuerza atómica, Impacto sangría, y Rheometría (Video) | JoVE Journal

La caracterización de propiedades mecánicas Multiescala de tejido cerebral mediante microscopía de fuerza atómica, Impacto sangría, y Rheometría

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