Name: Caracterización biomecánica de los tejidos blandos humanos utilizando sangría y Ensayo de tracción (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2016-12-13T14:00:00.000+00:00
Duration: 7 min 7 s
Description: Aprende a caracterizar propiedades mecánicas de tejidos blandos humanos mediante ensayos de indentación y tracción. Este protocolo no destructivo permite evaluar piel y cartílago para diseñar implantes de ingeniería tisular.

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Nos gustaría agradecer la financiación del Consejo de Investigación Médica y la Investigación Médica Acción, que proporcionaron a MG una beca clínica, GN 2339, para llevar a cabo este trabajo.

Este protocolo sigue las directrices éticas de la investigación en seres humanos directrices del comité de ética de nuestra institución en el uso, almacenamiento y eliminación de tejido humano. muestras de tejidos humanos pueden ser extirpados de órganos cadavéricos que se han dado su consentimiento para fines de investigación con las aprobaciones éticas pertinentes. Las muestras también se pueden descartar tejido de pacientes sometidos a procedimientos quirúrgicos consentido, con la aprobación ética relevante. 1. Preparación de la piel <ol><li> Preparar muestras mediante la disección manualmente el tejido adiposo y la fina capa de dermis profunda utilizando una hoja de bisturí y pinzas. Este paso es importante para garantizar la coherencia entre las muestras 14. </li><li> Cortar la lámina resultante de piel de espesor parcial en un tamaño de la muestra normalizada (por ejemplo, 1 cm x 5 cm) de las muestras. Determinar el tamaño de la muestra sobre la base de las dimensiones del aparato de pruebas. Si también se está probando un constructo de tejido, la specimetamaño n debe ser apropiado para el material de interés 14. Disponer de hojas de bisturí en los contenedores de objetos punzantes. </li><li> Para habilitar la finalización de los cálculos mecánicos, medir el espesor de la piel que está siendo probado usando calibradores electrónicos antes y después de la prueba mecánica. </li></ol> 2. La prueba de tensión NOTA: Todas las máquinas de ensayo de materiales deben ser calibrados de acuerdo a las instrucciones del fabricante antes de la prueba. <ol><li> Prueba de muestras de piel en tensión uniaxial usando una máquina de ensayo de materiales (Figura 2A) a temperatura ambiente (22 ° C) 14. </li><li> Orientar las muestras de piel en la misma dirección para todas las muestras (por ejemplo, perpendicularmente o en línea con Langer líneas (líneas topológicas trazada sobre un mapa del cuerpo humano y que se refieren a la orientación natural de fibras de colágeno en la dermis)) 14. </li><li> Inmovilizar la muestra entre dos mordazas (un cojig mmercial), uno fijado a una célula de carga N 98,07 y la otra a una placa de base 14 inamovible. El área resultante entre las abrazaderas a prueba en tensión uniaxial debe ser de 1 cm x 4 cm (Figura 2). NOTA: una plantilla comercial se utilizó para evitar el agarre no uniforme y el daño a la muestra antes de la prueba. La muestra se fija a una opresión &quot;apretado con los dedos&quot;. </li><li> Cubrir el área de la muestra (después de la colocación en el aparato) en ambos lados con vaselina para evitar la desecación de la muestra. </li><li> Programar la carga de tensión y la relajación pruebas de régimen en el software como una lista de acciones, de la siguiente manera: Cero de carga | Posición cero | Buscar contacto (carga de tracción) | Espera (relajación). </li><li> Para empezar la prueba con el programa de software. Cargar la muestra bajo tensión a 29,42 N a 1 mm / s. Utilice una velocidad de carga y que no causa el fracaso de la piel (por ejemplo, 29.42 N a 1 mm / s). </li><li> Después de que se alcanza el 29,42 N-carga, permitir que el tejido se relajedurante 1,5 h, un punto de tiempo en el que hay un cambio mínimo en el comportamiento de relajación, controlado por el software del ordenador 14. Nota: El desplazamiento se mantiene constante durante la fase de relajación, no la carga. </li><li> Calcular las propiedades elásticas y viscoelásticas de acuerdo con las directrices de la Sección de Análisis. Las propiedades mecánicas investigados representarán las propiedades medias de los constituyentes de la piel de espesor parcial (epidermis y dermis) 14. Nota: No hay carga de tara definida, tal como se desprende de los datos en bruto, cuando se está produciendo la deformación y, por tanto, están incluidos solamente estos puntos de datos. </li></ol> 3. Preparación de cartílago <ol><li> Quitar la piel y la fascia de la muestra de cartílago utilizando una hoja de bisturí y unas pinzas 15, 16. </li><li> Divida las muestras de cartílago en un tamaño de la muestra normalizada (por ejemplo, bloques de 1,5 cm) utilizando una hoja de bisturí y pinzas. Para todas las muestras, utilice un semicircular en forma de penetrador (Figura 2B) que tiene un diámetro y espesor de al menos 8 veces mayor que el tamaño de la muestra de cartílago. Esta relación asegura que el penetrador no se ve afectada por los efectos de borde de la preparación de muestras 15. Disponer de hojas de bisturí en los contenedores de objetos punzantes. </li><li> Para habilitar la finalización de los cálculos mecánicos, medir el grosor del cartílago para ser cargado usando calibradores electrónicos antes y después de los ensayos mecánicos 15, 16. </li></ol> 4. Prueba de compresión sangría <ol><li> Comprimir las muestras de cartílago usando una máquina de ensayo de materiales en un entorno hidratada a temperatura ambiente. Cubrir la muestra de cartílago con solución salina tamponada con fosfato (PBS) antes de y durante la prueba de compresión para asegurar que la muestra se hidrata. NOTA: PBS no coincide exactamente con el entorno fisiológico, sino que permite que tanto los materiales como los tejidos sean comcomparado igualmente 15, 16. </li><li> Orientar la muestra de cartílago por lo que la superficie es perpendicular al penetrador. Esto permite que la compresión sea uniaxial y limita cualquier carga de corte 15. </li><li> Programar la carga de compresión y la relajación pruebas de régimen en el software como una lista de acciones, de la siguiente manera: Cero de carga | Posición cero | Buscar contacto (carga de compresión) | Espera (relajación). </li><li> Para empezar la prueba utilizando el programa de software. Cargar la muestra bajo compresión de 2,94 N a 1 mm / s 15, 16. NOTA: Esto se determinó que era una carga no destructiva que es lo suficientemente sensible para identificar las propiedades elásticas y viscoelásticas del cartílago 15. </li><li> Una vez alcanzado el límite de 2,94-N, permita que el cartílago para relajarse durante 15 minutos, un punto de tiempo en el que hay un cambio mínimo en el comportamiento de relajación, utilizando el software del ordenador 15, 16. NOTA: La figura2C-D muestra un conjunto típico para la compresión y tracción ensayo de muestras de tejido humano. Los mismos protocolos se pueden aplicar a los biomateriales sintéticos para que coincida con las propiedades biomecánicas que se analiza el tejido nativo. Por ejemplo, la Figura 2E-F demuestra la compresión y a la tracción de pruebas de tejido humano sigue muy de cerca las propiedades biomecánicas de un material sintético. </li></ol> 5. Cálculo del Módulo Elástico de Young para el sangrado y el ensayo de tracción <ol><li> Recoge los datos en bruto, incluyendo el tiempo (s), el desplazamiento (mm), y la carga (N) desde el dispositivo de ensayo de materiales 14-16. </li><li> Calcular la tensión (MPa) y la tensión (%) utilizando las fórmulas que se muestran en la Figura 3. NOTA: Si se ha utilizado un indentador semiesférico durante la prueba de compresión, dividiendo la fuerza por el área de sección transversal da la tensión nominal (medio), pero no la tensión de pico. </li><li> Use un gráfico de dispersión linealpara trazar la tensión MPa (eje y) frente a la cepa (eje x). Determinar el ajuste de la curva lineal. La curva de ajuste lineal es igual a y = mx + b con un valor de R respectivo. NOTA: Todos los puntos de datos se incluyen para alcanzar un valor mínimo R&gt; 0,98. El valor de m es la pendiente, que corresponde al módulo de la tensión sobre la cepa, lo que indica resistencia a la compresión o resistencia a la tensión en MPa (es decir, el módulo de Young). Si el valor de R, no&gt; 0,98, entonces la suposición de caracterizar el comportamiento viscoelástico lineal no es válido. </li><li> Para identificar las propiedades viscoelásticas en el que el flujo de fluido de la exposición a la deformación ha alcanzado el equilibrio, la proporción de la tensión a través del tiempo en los últimos 200 s de ensayos mecánicos y el nivel de estrés final al final del experimento se calculan. NOTA: Con el tiempo cada vez mayor, el nivel de estrés disminuirá (relajarse) como el flujo de fluido alcanza el equilibrio 17, 18. Un indicat respuesta al estrés-relajación rápidaES que es difícil de mantener altas tensiones dentro de la muestra 17, 18. </li></ol> 6. Propiedades de relajación <ol><li> Parcela estrés en MPa (eje y) frente al tiempo en s (eje x) en un gráfico de dispersión lineal. </li><li> Determinar un ajuste de curva lineal para calcular la tasa de relajación. La curva de ajuste lineal es igual a y = mx + b con un valor respectivo de los últimos 200 s. El valor de m es la tasa de relajación. </li><li> Incluir todos los puntos de datos para obtener un valor mínimo R&gt; 0,98. La tensión final (MPa) a 1,5 h para la piel y de 15 minutos para el cartílago es el valor de relajación absoluta final. </li></ol>

<ol><li>Chan, B. P., Leong, K. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Scaffolding+in+tissue+engineering%3A+general+approaches+and+tissue-specific+considerations%5BTitle%5D)+AND+%22Eur+Spine+J%22%5BJournal%5D)">Scaffolding in tissue engineering: general approaches and tissue-specific considerations.</a> Eur Spine J. 17, 467-479 (2008).</li>
<li>Nimeskern, L., van Osch, G. J., Müller, R., Stok, K. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Quantitative+evaluation+of+mechanical+properties+in+tissue-engineered+auricular+cartilage%5BTitle%5D)+AND+%22Tissue+Eng+Part+B+Rev%22%5BJournal%5D)">Quantitative evaluation of mechanical properties in tissue-engineered auricular cartilage.</a> Tissue Eng Part B Rev. 20, 17-27 (2014).</li>
<li>Shaida, A. M., Kenyon, G. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+nasal+valves%3A+changes+in+anatomy+and+physiology+in+normal+subjects%5BTitle%5D)+AND+%22Rhinology%22%5BJournal%5D)">The nasal valves: changes in anatomy and physiology in normal subjects.</a> Rhinology. 38, 7-12 (2000).</li>
<li>Ní Annaidh, A., Bruyère, K., Destrade, M., Gilchrist, M. D., Otténio, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Characterization+of+the+anisotropic+mechanical+properties+of+excised+human+skin%5BTitle%5D)+AND+%22J+Mech+Behav+Biomed+Mater%22%5BJournal%5D)">Characterization of the anisotropic mechanical properties of excised human skin.</a> J Mech Behav Biomed Mater. 5, 139-148 (2012).</li>
<li>Ottenio, M., Tran, D., Ní Annaidh, A., Gilchrist, M. D., Bruyère, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Strain+rate+and+anisotropy+effects+on+the+tensile+failure+characteristics+of+human+skin%5BTitle%5D)+AND+%22J+Mech+Behav+Biomed+Mater%22%5BJournal%5D)">Strain rate and anisotropy effects on the tensile failure characteristics of human skin.</a> J Mech Behav Biomed Mater. 41, 241-250 (2015).</li>
<li>Silver, F. H., Freeman, J. W., DeVore, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Viscoelastic+properties+of+human+skin+and+processed+dermis%5BTitle%5D)+AND+%22Skin+Res+Technol%22%5BJournal%5D)">Viscoelastic properties of human skin and processed dermis.</a> Skin Res Technol. 7, 18-23 (2001).</li>
<li>Karimi, A., Navidbakhsh, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Measurement+of+the+uniaxial+mechanical+properties+of+rat+skin+using+different+stress-strain+definitions%5BTitle%5D)+AND+%22Skin+Res+Technol%22%5BJournal%5D)">Measurement of the uniaxial mechanical properties of rat skin using different stress-strain definitions.</a> Skin Res Technol. 21, 149-157 (2015).</li>
<li>Wilkes, G. L., Brown, I. A., Wildnauer, R. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+biomechanical+properties+of+skin%5BTitle%5D)+AND+%22CRC+Crit+Rev+Bioeng%22%5BJournal%5D)">The biomechanical properties of skin.</a> CRC Crit Rev Bioeng. 1, 453-495 (1973).</li>
<li>Hussain, S. H., Limthongkul, B., Humphreys, T. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+biomechanical+properties+of+the+skin%5BTitle%5D)+AND+%22Dermatol+Surg%22%5BJournal%5D)">The biomechanical properties of the skin.</a> Dermatol Surg. 39, 193-203 (2013).</li>
<li>Smith, C. D., Masouros, S., Hill, A. M., Wallace, A. L., Amis, A. A., Bull, M. J. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Mechanical+testing+of+intra-articular+tissues.+Relating+experiments+to+physiological+function%5BTitle%5D)+AND+%22Current+orthopaedics%22%5BJournal%5D)">Mechanical testing of intra-articular tissues. Relating experiments to physiological function.</a> Current orthopaedics. 22, 341-348 (2008).</li>
<li>Korhonen, R. K., S, S. aarakkala <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aKorhonen%2C+RK+%22Biomechanics+and+Modeling+of+Skeletal+Soft+Tissues%2C+Theoretical+Biomechanics%22">Biomechanics and Modeling of Skeletal Soft Tissues, Theoretical Biomechanics</a>. Klika, V. , InTech. Available from: 
 <a target="_blank" href="http://www.intechopen.com/books/theoretical-biomechanics/biomechanics-and-modeling-of-skeletal-soft-tissues">http://www.intechopen.com/books/theoretical-biomechanics/biomechanics-and-modeling-of-skeletal-soft-tissues</a> (2011).</li>
<li>Lu, X. L., Mow, V. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomechanics+of+articular+cartilage+and+determination+of+material+properties%5BTitle%5D)+AND+%22Med+Sci+Sports+Exerc%22%5BJournal%5D)">Biomechanics of articular cartilage and determination of material properties.</a> Med Sci Sports Exerc. 40, 193-199 (2008).</li>
<li>Xia, Y., Zheng, S., Szarko, M., Lee, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Anisotropic+Properties+of+Bovine+Nasal+Cartilage%5BTitle%5D)+AND+%22Micros+Res+Tech%22%5BJournal%5D)">Anisotropic Properties of Bovine Nasal Cartilage.</a> Micros Res Tech. 75, 300-306 (2012).</li>
<li>Wood, J. M., Soldin, M., Shaw, T. J., Szarko, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+biomechanical+and+histological+sequelae+of+common+skin+banking+methods%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">The biomechanical and histological sequelae of common skin banking methods.</a> J Biomech. 47, 1215-1219 (2014).</li>
<li>Griffin, M. F., Premakumar, Y., Seifalian, A. M., Szarko, M., Butler, P. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomechanical+characterisation+of+the+human+nasal+cartilages%3B+implications+for+tissue+engineering%5BTitle%5D)+AND+%22J+Mater+Sci+Mater+Med%22%5BJournal%5D)">Biomechanical characterisation of the human nasal cartilages; implications for tissue engineering.</a> J Mater Sci Mater Med. 27, 11(2016).</li>
<li>Griffin, M. F., Premakumar, Y., Seifalian, A. M., Szarko, M., Butler, P. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomechanical+chacterisation+of+human+auricular+cartilages%3B+implications+for+tissue+engineering%5BTitle%5D)+AND+%22Annals+of+biomedical+Engineering%22%5BJournal%5D)">Biomechanical chacterisation of human auricular cartilages; implications for tissue engineering.</a> Annals of biomedical Engineering. , (2016).</li>
<li>Shrive, N. G., Frank, C. B. Articular Cartilage. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aShrive%2C+NG+%22Biomechanics+of+the+Musculo-Skeletal+System%22">Biomechanics of the Musculo-Skeletal System</a>. , Wiley & Sons. 86-106 (1999).</li>
<li>Fung, Y. C. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aFung%2C+YC+%22Biomechanics%3A+Mechanical+Properties+of+Living+Tissues%22">Biomechanics: Mechanical Properties of Living Tissues</a>. 568, Springer. New York. (1993).</li>
<li>Hultkrantz, W. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aHultkrantz%2C+W+%22Ueber+die+Spaltrichtungen+der+Gelenkknorpel.+Verhandlungen+der+Anatomischen+Gesellschaft%22">Ueber die Spaltrichtungen der Gelenkknorpel. Verhandlungen der Anatomischen Gesellschaft</a>. , (1898).</li>
<li>Cheng, S., Clarke, E. C., Bilston, L. E. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+effects+of+preconditioning+strain+on+measured+tissue+properties%5BTitle%5D)+AND+%22Biomech%22%5BJournal%5D)">The effects of preconditioning strain on measured tissue properties.</a> Biomech. 42, 1360-1362 (2009).</li>
<li>Mow, V. C., Ratcliffe, A. Structure and Function of Articular Cartilage and Meniscus. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aMow%2C+VC+%22Basic+Orthopaedic+Biomechanics%22">Basic Orthopaedic Biomechanics</a>. Mow, V. C., Hayes, W. C. , Lippincott-Raven. New York. 113-178 (1997).</li>
<li>Tavakol, K. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=%22Proteoglycan+%26+Collagen+degrading+activities+of+neural+proteases+from+fresh+and+cryopreserved+articular+cartilage+explants+and+the+chondrocytes.+An+in+vitro+biochemical+study%22">Proteoglycan & Collagen degrading activities of neural proteases from fresh and cryopreserved articular cartilage explants and the chondrocytes. An in vitro biochemical study</a>. , University of Calgary. (1989).</li>
<li>Smeathers, J. E. Cartilage and Joints. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aSmeathers%2C+JE+%22Biomechanics%3A+Materials%22">Biomechanics: Materials</a>. Vincent, J. F. V. , Oxford University Press. Oxford. 99-131 (1992).</li>
<li>Smith, C. L., Mansour, J. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Indentation+of+an+Osteochondral+Repair%3A+Sensitivity+to+Experimental+Variables+and+Boundary+Conditions%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Indentation of an Osteochondral Repair: Sensitivity to Experimental Variables and Boundary Conditions.</a> J Biomech. 33, 1507-1511 (2000).</li>
<li>Niederauer, G. G., Niederauer, G. M., Cullen, L. C. Jr, Athanasiou, K. A., Thomas, J. B., Niederauer, M. Q. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Correlation+of+Cartilage+Stiffness+to+Thickness+and+Level+of+Degeneration+Using+a+Handheld+Indentation+Probe%5BTitle%5D)+AND+%22Ann+Biomed+Eng%22%5BJournal%5D)">Correlation of Cartilage Stiffness to Thickness and Level of Degeneration Using a Handheld Indentation Probe.</a> Ann Biomed Eng. 32, 352-359 (2004).</li>
<li>Ball, S. T., Amiel, A. D., Willaims, S. K., Tontz, W., Chen, A. C., Sah, R. L., Bugbee, W. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+Effects+of+Storage+on+Fresh+Human+Osteochondral+Allografts%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Orthop+Relat+Res%22%5BJournal%5D)">The Effects of Storage on Fresh Human Osteochondral Allografts.</a> Clin Orthop Relat Res. 418, 246-252 (2004).</li>
<li>Park, S., Hung, C. T., Ateshian, G. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Mechanical+response+of+bovine+articular+cartilage+under+dynamic+unconfined+compression+loading+at+physiological+stress+levels%5BTitle%5D)+AND+%22Osteoarthritis+Cartilage%22%5BJournal%5D)">Mechanical response of bovine articular cartilage under dynamic unconfined compression loading at physiological stress levels.</a> Osteoarthritis Cartilage. 12, 65-73 (2004).</li>
</ol>

Los autores no tienen nada que declarar.

Varios protocolos de tracción y de indentación se han publicado para caracterizar tejidos blandos humanos. Hemos proporcionado otro método, que pretende ser más de diagnóstico y no destructiva. Las muestras se someten a pruebas mecánicas en este protocolo se ven limitados por la carga en lugar de por el desplazamiento, como transductores son más sensibles a cargar que al desplazamiento. Por lo tanto, reproducciones del experimento pueden ser más precisos a través de los tejidos y materiales sintéticos. Usando esta técnica, hemos demostrado un protocolo de tracción para la evaluación de tejido de la piel y un protocolo de indentación para el análisis de tejido de cartílago. Ambos protocolos son fáciles y simples de implementar y podrían ser considerados para la caracterización de los tejidos blandos humanos y construcciones de ingeniería tisular. Uno de los pasos esenciales de la metodología para obtener una curva de tensión-relajación adecuado para el análisis es asegurar que la muestra no se deslice durante la prueba. una fijación adecuada se requiered, pero esto debe ser equilibrado contra causar ninguna tensión en las muestras y la garantía de que el penetrador es perpendicular a la superficie para evitar cualquier carga de corte. Es crítico que la composición así como el tamaño y la forma del tejido son similares entre las muestras. Para el cartílago, es imprescindible la utilización de un protocolo de disección repetible y dimensiones de la muestra. Para las muestras de la piel, es vital para eliminar todo el tejido subcutáneo con el fin de obtener una muestra repetible. También es importante asegurarse de que para todas las muestras, las condiciones de muestras son idénticos, incluyendo la hidratación, la temperatura ambiente, y el proceso de descongelación, si es apropiado. Hay algunas limitaciones a los protocolos presentados. Los estudios han sugerido que las características de deformación de la piel y el cartílago dependen de orientación de la muestra 13. La piel se reconoció ser anisotrópico ya en el siglo 19, con Langer demostrar en 1861 que la piel tiene líneas naturalesde la tensión, se hace referencia como líneas de Langer 4. Por lo tanto, cuando la caracterización de las muestras de piel, es importante para orientar todas las muestras en paralelo o en perpendicular a las líneas Langer para evitar la introducción de un sesgo metodología 4. El cartílago también muestra propiedades anisotrópicas y contiene líneas Hultkrantz, que son equivalentes a las líneas de Langer, por lo que el cartílago puede deformar de manera diferente según la dirección en la que se carga 12, 19. Por lo tanto, es importante para aumentar el tamaño de la muestra para permitir la prueba de cartílago en diferentes direcciones. Como propiedades biomecánicas de los tejidos también varían con la edad y el género, los estudios deben llevarse a cabo con una cohorte representativa de pacientes para mantener la validez de la relación clínica. Además, algunos protocolos mecánicas abogan preacondicionamiento, donde el tejido se somete a una carga cíclica para asegurar que el tejido está en un estado de equilibrio para la prueba mecánica posterior 20. Sin embargo, el mecanismo exacto de preacondicionamiento no está clara y el número exacto de ciclos necesarios para producir una respuesta consistente y repetible varía en diferentes estudios 20. El investigador debe considerar si incluir o no pre-acondicionamiento después de evaluar el motivo de la realización de la prueba biomecánica específica 20. La piel es un material complejo, de múltiples capas, dividido en tres capas principales: la epidermis, la dermis y la hipodermis 4. Las propiedades mecánicas del tejido de la piel han sido recientemente evaluado utilizando en las evaluaciones in vivo 4. Sin embargo, los protocolos de ensayo de tracción se pueden utilizar para comprender la biomecánica de la piel de piel extirpada 4. Tales pruebas pueden proporcionar información para modelar las relaciones tensión-deformación, ya que las condiciones de contorno se pueden definir 4. Típicamente, los regímenes de ensayo in vitro utilizan altas cepas para caracterizar el material a un fallo, mientras que vivo uso en sistemasbaja tensión oscila 4. Al comparar los valores biomecánicos para piel extirpada en tensión, hay una gran variabilidad entre los diferentes estudios, que van desde 2,9 hasta 150 MPa 4. Se espera que las grandes diferencias entre los sujetos debido a la variación biológica natural, pero las diferencias en los regímenes de protocolo también pueden agravar estas diferencias biológicas naturales. Por ejemplo, las diferencias en las tasas de carga entre los protocolos causarán variación, como mayores velocidades de carga causan menos tiempo para que el fluido fluya hacia fuera, resultando en una mayor rigidez. Los protocolos de preparación, de escisión, y manejo de los tejidos de la piel también hará que las diferencias en las propiedades mecánicas 4. Este protocolo demostraron las pruebas para la piel proporciona un método alternativo para los investigadores caracterizar tejidos de la piel. Se ofrece algunas ventajas, incluyendo la capacidad de identificar las propiedades elásticas y viscoelásticas del tejido de la piel en una prueba mecánica, lo que permite una mayor comprensión de la pielen un corto período de tiempo. Además, el mismo ensayo se puede aplicar a las sustituciones de ingeniería tisular para la fabricación de construcciones con propiedades biomecánicas similares a los de la piel nativa. Pruebas de indentación ofrece una opción atractiva en comparación con los ensayos de compresión confinada para la comprensión de la biomecánica del cartílago 21. Indentación tiene la capacidad de conservar la estructura fisiológica del cartílago y por lo tanto proporciona valores que imitan las de un entorno clínico. Uso de indentación, también es posible poner a prueba el cartílago mientras todavía unido al hueso subyacente. La indentación también permite el ensayo fisiológico de cartílago como in vivo. Cuando dos superficies del cartílago se aproximan entre sí, los bordes que rodean el área de contacto &quot;bulto&quot; debido al agua bajo el área de contacto siendo desplazados lateralmente después de que ocurra la deformación a la compresión 17, 21. indentación cartílago debe llevarse a cabo con una enDIntroduzca con un radio menor que la muestra de cartílago para permitir el abombamiento similar. El tamaño del penetrador también debe ser de al menos 8 veces el tamaño de la muestra para garantizar que el cartílago reacciona como si fuera parte de una muestra de 22 indefinida. El uso de un penetrador mucho más pequeño que el radio del diámetro de la muestra elimina cualquier efecto de borde presente en la creación de la muestra. Además, la sangría evita posibles errores experimentales causadas por probar los defectos del cartílago dañadas por extracción de la muestra. Los salientes también no implica la preparación de muestras profundas, tales como la compresión confinada, permitiendo tiras delgadas y pequeñas de cartílago a ensayar 17, 21. Además, el método no destructivo de indentación significa que tiene una aplicación potencial en el ámbito clínico como una herramienta de diagnóstico después de los estudios de validación y verificación se han realizado. Hay supuestos clave con la sangría que el usuario debe asegurarse de appropResultados piados. Una condición límite crítico en la carga de indentación requiere un contacto constante entre el penetrador y la superficie del cartílago (es decir, que la superficie no se deforma lejos del penetrador) 23, 24. Carga de indentación también incluye la condición de contorno asumido que el contacto entre la superficie del cartílago y el penetrador es no destructivo (es decir, que el penetrador está en contacto con la superficie, pero no pasa por la superficie; la superficie del cartílago no debe fallar bajo la penetrador) 25 - 26. Los estudios han demostrado que esta condición de contorno se puede verificar mediante el uso de tinta de la India, que se mancha las áreas dañadas cuando se aplica a la superficie del cartílago 25, 26. Una condición de contorno adicional se supone que el penetrador comprime el cartílago perpendicular a la superficie de la muestra. La orientación perpendicular de la compresión es un importante cond límiteition porque la compresión en un ángulo, especialmente si se utiliza la carga cíclica, puede provocar el deslizamiento, lo que puede inducir a los componentes de corte y cambiar la carga mecánica. Esta condición puede ser asegurada a través de equipos de prueba cuidadosa para este compromiso. Después de los protocolos resumidos han sido optimizados para el tejido blando de interés, que sería útil para los investigadores que estudien la prueba dinámica del tejido de interés. Carga cíclica apropiada de los especímenes debe imitar los límites fisiológicos normales y el comportamiento, tales como caminar o imitando otros movimientos repetitivos 27. En resumen, este informe demuestra protocolos de ensayos mecánicos simples para evaluar los tejidos humanos. La implementación de estos protocolos proporcionará información clave sobre las características biomecánicas de los tejidos, lo que permite construcciones de ingeniería tisular para imitar mejor el tejido nativo.

Los pacientes esperan cada vez más para varios trasplantes de órganos para tratar el defecto o heridos órganos. Sin embargo, con la escasez de órganos de donantes adecuados, la medicina regenerativa es el objetivo de crear soluciones alternativas para los pacientes con insuficiencia orgánica terminal. La medicina regenerativa tiene como objetivo satisfacer esta necesidad clínica de los materiales de ingeniería de actuar como sustitutos de tejidos, incluidos los tejidos blandos, tales como el cartílago y la piel. Para crear un material con éxito para restaurar tejidos dañados, el material de reemplazo debe imitar las propiedades del tejido nativo que va a sustituir a 1-2. Una vez implantado quirúrgicamente, el material tendrá que proporcionar a la forma anatómica del defecto del tejido y, por tanto, las propiedades mecánicas del material son vitales 1. Por ejemplo, un material de sustitución de cartílago auricular debe tener las propiedades mecánicas apropiadas para prevenir la compresión de la piel suprayacente 2. Del mismo modo, un material para reemplazar coche nasaltilage tendrá que tener propiedades mecánicas adecuadas para evitar el colapso durante la respiración 3. Sin embargo, a pesar de la importancia de las propiedades mecánicas cuando los materiales para la implantación de fabricación, existe poca evidencia se ha centrado en la caracterización de las propiedades mecánicas de diferentes tejidos humanos. regímenes de pruebas mecánicas se pueden utilizar para establecer la tracción, compresión, flexión, o propiedades de corte de un tejido. La piel es un altamente anisotrópico, viscoelástica, y casi el material incompresible 4-9. Comúnmente piel extirpada se prueba utilizando metodologías de tracción uniaxial, donde una tira de forma adecuada de la piel se sujeta en ambos extremos y se estira mientras que la carga y la extensión se registran 4-9. Puesto que el componente principal de todos los tejidos blandos es el agua intersticial, la respuesta mecánica del cartílago está fuertemente relacionada con el flujo de fluido a través del tejido 10 a 11. Los tejidos blandos, como cartílagos have sido probado tradicionalmente usando el ensayo de compresión. Los métodos para la prueba en la compresión son muy variadas, con confinada, no confinada, y la sangría es el más prevalente (Figura 1). Dentro de compresión cerrado, una muestra de cartílago se coloca en un impermeable, lleno de líquido bien y cargado a través de una placa porosa. Desde el pozo no es poroso, el flujo a pesar de que el cartílago es en la dirección vertical 12-13. En la compresión no confinada, el cartílago se carga utilizando una placa no porosa en una cámara no porosa, forzando el flujo de fluido a ser predominantemente radial 12-13. La sangría es el método más frecuentemente utilizado para evaluar las propiedades biomecánicas del cartílago 12-13. Se compone de un penetrador, menor que la superficie de la muestra que se prueba, que es llevado hacia abajo sobre la muestra. Indentación tiene muchas ventajas sobre otros métodos de compresión, incluyendo el hecho de que la sangría se puede realizar in situ, enabling de que la prueba sea más fisiológica (Figura 1) 12-13. Para comprender las propiedades de compresión y tracción de un tejido, el módulo de elasticidad de Young se calcula típicamente mediante el análisis de la porción lineal de la curva de tensión-deformación, lo que indica la resistencia elástica a la compresión o tensión, con independencia del tamaño de la muestra 12. Ambos regímenes de tracción y de compresión de prueba pueden variar en función de la carga o deformación aplicada y la velocidad de ambos dichos parámetros. En la actualidad, hay muchos diferentes protocolos de ensayo para evaluar la mecánica del tejido, lo que hace que sea extremadamente difícil de interpretar o comparar los resultados de diferentes estudios 6-13. Además, muchos métodos mecánicos actualmente se centran en la caracterización de las propiedades mecánicas del tejido mediante el ensayo de la muestra a la destrucción. Nuestro objetivo es demostrar un protocolo de sangría y la tracción que proporciona una comparación directa, no destructiva del ser humanotejidos blandos y construcciones de ingeniería tisular. Se demuestra un método que limita los ensayos mecánicos con el estrés y aún así obtiene el módulo de elasticidad de Young en la compresión y la tensión. La muestra se hizo hincapié en ya sea en tensión o compresión a un cierto valor, y una vez se ha alcanzado el valor de tensión elegido, se permite que la muestra se relaje mientras se registra todos los datos. Este método captura tanto las propiedades viscoelásticas y la relajación del tejido dentro de la misma prueba, que se puede aplicar directamente al material sintético. Hemos utilizado el protocolo muesca para evaluar tejidos blandos humanos, incluyendo la piel y el cartílago 14-16. El cartílago se evaluó mediante la prueba de indentación y la piel se evalúa mediante pruebas de tensión 14-16. Los investigadores con el objetivo de diseñar materiales con propiedades similares a los tejidos blandos humanos podría considerar la implementación de estos protocolos.

<table><tbody><tr><td>Calibradores de nonio digital</td><td>Machine Mart</td><td>40218046</td><td>El calibrador de nonio digital se utiliza para medir el espesor de la muestra.</td></tr><tr><td>Baño de agua&nbsp;</td><td>Cole Parmer</td><td>UY-12504-94</td><td>StableTemp Soporte para matraz de baño de agua digital utilizado para descongelar muestras de tejidos si están congeladas.</td></tr><tr><td>Máquina de prueba de materiales Mach-1 Biomomentum</td><td>&nbsp;</td>Máquina de pruebas mecánicas <td>V500c</td><td>utilizada para probar las propiedades mecánicas de los tejidos.</td></tr><tr><td>Hoja de bisturí &nbsp;</td><td>VWR</td><td>233-5335 Hojas de</td><td>bisturí para cortar y diseccionar los tejidos.</td></tr><tr><td>Pinzas&nbsp;</td><td>VWR</td><td>470007-554</td><td>Pinzas utilizadas para diseccionar los tejidos.</td></tr><tr><td>Solución salina tamponada con fosfato (PBS) pH 7.2</td><td>Life Technologies&nbsp;</td><td>20012019</td><td>PBS se utiliza para hiddar las muestras de tejido&nbsp;</td></tr></tbody></table>

caracterización biomecánica de los tejidos blandos humanos utilizando sangría y ensayo de tracción

Biomechanical Characterization of Human Soft Tissues Using Indentation and Tensile Testing

La medicina regenerativa tiene como objetivo diseñar materiales para reemplazar o restaurar órganos dañados o enfermos. Las propiedades mecánicas de estos materiales deben imitar los tejidos humanos que son el objetivo de sustituir; para proporcionar la forma anatómica requerida, los materiales deben ser capaces de mantener las fuerzas mecánicas que experimentarán cuando se implanta en el sitio del defecto. Aunque las propiedades mecánicas de los andamios de ingeniería tisular son de gran importancia, muchos tejidos humanos que se someten a la restauración con materiales de ingeniería no se han caracterizado completamente biomecánicamente. Varios protocolos de compresión y de tracción son reportados para la evaluación de materiales, pero con gran variabilidad que es difícil comparar los resultados entre los estudios. Para complicar aún más los estudios es la naturaleza a menudo destructivo de ensayos mecánicos. Mientras que una comprensión de la falta de tejido es importante, también es importante tener conocimiento de las propiedades elásticas y viscoelásticas más bajo Physiological condiciones de carga. Este informe tiene como objetivo proporcionar un protocolo mínimamente destructiva para evaluar las propiedades de compresión y tracción de los tejidos blandos humanos. Como ejemplos de esta técnica, se describen el ensayo de tracción de la piel y la prueba de compresión del cartílago. Estos protocolos también se pueden aplicar directamente a los materiales sintéticos para asegurar que las propiedades mecánicas son similares al tejido nativo. Protocolos para evaluar las propiedades mecánicas del tejido nativo humano permitirá un punto de referencia por el que crear sustitutos de ingeniería tisular adecuados.

Las figuras 4 y 5 proporcionan ejemplos de los datos obtenidos a través de la indentación y de ensayo de tracción. La figura 4 muestra los valores típicos obtenidos después de la prueba de indentación del cartílago humano. La figura 4A es un ejemplo de un típico diagrama tensión-versus-estrés obtenido después de la prueba de indentación. Para obtener el Módulo de Young, todos los valores están incluidos hasta que la curva de línea de ajuste tiene un valor R mínimo de 0.98 (Figura 4B). El valor m es el indicador del módulo de Young en MPa; Por ejemplo, en estos datos, el cartílago tiene un módulo de 1,76 MPa. La figura 4C muestra una gráfica típica de la tensión contra el tiempo para evaluar las propiedades de relajación de cartílago. La tasa de relajación se calcula a partir de los últimos 200 s. Del mismo modo, para obtener la tasa de relajación, se utiliza el valor m de un ajuste de la curva de línea en MPa. Por ejemplo, en estos datos, el cartílago tiene una tasa dela relajación de 8,78 x 10 -6 MPa / s (Figura 4D). El último nivel absoluto de relajación es el punto final de la tensión en MPa. Por ejemplo, en este conjunto de datos, el nivel final de la relajación absoluta sería 0,028 MPa (Figura 4D). La Figura 5 muestra la forma de evaluar la viscoelasticidad de tejido de la piel después de pruebas de tracción. El análisis se lleva a cabo según el ensayo de compresión. La Figura 5A muestra un diagrama típico cepa versus la tensión obtenida a partir del protocolo de ensayo de tracción. Para obtener el Módulo de Young en tensión, todos los valores están incluidos hasta que la curva de línea de ajuste tiene un valor R mínimo de 0.98 (Figura 5B). El valor m es el indicador del módulo de Young en MPa; Por ejemplo, en estos datos, la piel tiene un módulo de 0,62 MPa. La figura 5C muestra un gráfico típico de la tensión contra el tiempo para evaluar las propiedades de relajación of piel. La tasa de relajación se calcula a partir de los últimos 200 s. Del mismo modo, para obtener la tasa de relajación, se utiliza el valor m de un ajuste de la curva de línea en MPa. Por ejemplo, en estos datos, la piel tiene una tasa de relajación de 3,1 x 10 -5 MPa / s (Figura 5D). El último nivel absoluto de relajación es el punto final de la tensión en MPa. Por ejemplo, en este conjunto de datos, el nivel sería de 0,64 MPa (Figura 5D). El mismo análisis a continuación, se puede utilizar para analizar los biomateriales bajo compresión y el ensayo de tracción para que coincida con sus propiedades biomecánicas de tejido nativo. <img alt="Figura 1" src="/files/ftp_upload/54872/54872fig1.jpg" /> Figura 1: Diagrama esquemático para ilustrar diferentes metodologías de compresión. A. Pruebas de sangría. Se aplica una carga a una pequeña área del cartílago usando un indentador no porosa. B. Confined compresión. El espécimen de cartílago se coloca en un lleno de líquido así impermeable. El cartílago se carga entonces a través de una placa porosa. Desde el pozo es impermeable, el flujo a través del cartílago es sólo en la dirección vertical. C. La compresión no confinada. El cartílago se carga utilizando una placa no porosa en una cámara no porosa, forzando el flujo de fluido a ser predominantemente radial. <img alt="Figura 2" src="/files/ftp_upload/54872/54872fig2.jpg" /> Figura 2: Puesta en marcha de la máquina de ensayos mecánicos. A. Ilustración de la máquina de ensayo. B. Ilustración del penetrador utilizado para el análisis de ensayos de compresión. C. El cartílago se analizó usando la prueba de indentación de compresión. D. tejido de la piel que se analiza bajo de ensayo de tracción. Las pruebas de E. tracción de un biomaterial sintético. F. </strong&gt; de ensayos de compresión de un biomaterial sintético. <img alt="figura 3" src="/files/ftp_upload/54872/54872fig3.jpg" /> Figura 3: Las fórmulas utilizadas para calcular las propiedades mecánicas de compresión y tracción de un tejido o un constructo de tejido. Las fórmulas utilizadas para calcular la fuerza (N), tensión (MPa), y la tensión (%). <img alt="Figura 4" src="/files/ftp_upload/54872/54872fig4.jpg" /> Figura 4: Ejemplo de análisis de compresión del cartílago humano. A. Análisis de esfuerzos-contra-deformación. B. El valor m de la curva de la línea ecuación de ajuste es de Young Módulo Elástico en MPa. C. análisis versus tiempo de estrés para demostrar propiedades de relajación. D. El valor m de la línea de la curva indica ecuación de ajuste de la velocidad de relajación. El final de unatasa bsoluta es el último punto de la gráfica. <img alt="Figura 5" src="/files/ftp_upload/54872/54872fig5.jpg" /> Figura 5: Ejemplo de análisis de la tracción de la piel humana. A. Análisis de esfuerzos-contra-deformación. B. El valor m de la curva de la línea ecuación de ajuste es de Young Módulo Elástico en MPa. C. análisis versus tiempo de estrés para demostrar propiedades de relajación. D. El valor de Km de la curva de la línea ecuación de ajuste equivale a la velocidad de relajación. La tasa absoluta final es el último punto de la gráfica.

La biomecánica de los tejidos es importante para mantener la forma y función de las células y para determinar el fenotipo. Este informe demuestra protocolos mecánicos no destructivos para caracterizar las propiedades elásticas y viscoelásticas de los tejidos blandos humanos, que se pueden aplicar directamente a los sustratos de ingeniería tisular para permitir una estrecha coincidencia de los materiales de ingeniería con el tejido nativo.

Caracterización biomecánica de los tejidos blandos humanos utilizando sangría y Ensayo de tracción

Regenerative medicine aims to engineer materials to replace or restore damaged or diseased organs. The mechanical properties of such materials should ...

El objetivo general de esta técnica consiste en utilizar pruebas de indentación y tracción para caracterizar las propiedades mecánicas de los tejidos blandos humanos. Este método puede ayudar a responder preguntas clave en el campo de la ingeniería de tejidos, como qué rigidez debe tener un implante para reemplazar un órgano humano dañado o lesionado. Las principales ventajas de estas técnicas son que son no destructivas y fáciles de implementar.La idea de este método surgió inicialmente cuando estábamos diseñando implantes sintéticos de oreja y nariz, y nos preguntábamos qué rigidez debíamos dar al material. Por lo general, las personas nuevas en este método tendrán dificultades debido a una preparación incorrecta de las muestras y problemas para configurar adecuadamente las pruebas. Para comenzar, obtenga una muestra de piel u otro tejido de pacientes que den su consentimiento y se sometan a procedimientos quirúrgicos, o de cadáveres donados para fines de investigación.Coloque la muestra de piel en una placa de Petri y cúbrala con PBS para mantener el tejido húmedo. Utilice una hoja de bisturí y pinzas para diseccionar manualmente el tejido adiposo y la delgada capa de dermis profunda de la muestra. Corte la lámina resultante de piel de espesor parcial en tiras de uno por cinco centímetros.A continuación, deseche las cuchillas de bisturí usadas en un recipiente para objetos punzocortantes. Finalmente, utilice un calibrador para medir el grosor de la piel. El grosor también deberá medirse después de la prueba mecánica.Someta muestras de piel a tracción uniaxial utilizando una máquina calibrada de ensayo de materiales a temperatura ambiente. Comience orientando las muestras de piel de modo que la orientación natural de las fibras de colágeno esté en la misma dirección, de acuerdo con las líneas de Langer. A continuación, coloque la muestra en las mordazas, de forma que la dirección de la fuerza aplicada sea paralela a las líneas de Langer o perpendicular a ellas.Inmovilice la muestra apretando con los dedos las mordazas de modo que aproximadamente 0,5 centímetros de la muestra queden insertados en cada mordaza. Asegúrese de que una de las mordazas de la máquina de ensayo esté conectada a una celda de carga adecuada, y la otra a una placa base inamovible. Una vez asegurada, cubra el área de la muestra por ambos lados con vaselina para evitar la desecación del espécimen.Ahora, programe en el software el régimen de carga y relajación por tracción de modo que la muestra sea cargada a una velocidad de un milímetro por segundo hasta alcanzar una tensión de 29,42 newtons. Una vez que el tejido alcance una tensión de 29,42 newtons, configure el programa para mantener el desplazamiento constante durante una hora y media, permitiendo así la relajación del tejido, mientras continúa monitoreando el cambio en la tensión. Al finalizar, use un calibrador nuevamente para medir el espesor de la muestra.Después de obtener una muestra de cartílago de un individuo que ha dado su consentimiento, colóquela en una placa de Petri y cúbrala con PBS. Utilice una hoja de bisturí y pinzas para eliminar la piel y la fascia de la muestra. A continuación, corte las muestras de cartílago en cuadrados de 1,5 centímetros.Una vez cortado, mida el grosor del cartílago que se va a cargar utilizando un calibrador. El tamaño final de la muestra debe ser al menos ocho veces mayor que el diámetro del indentador. Coloque la muestra de cartílago centrada debajo del indentador sobre una base impermeable grande, y oriente la muestra de modo que su superficie sea perpendicular al indentador.Esto permite que la compresión sea uniaxial y limita cualquier cizalladura. A continuación, cubra el cartílago con PBS y mantenga la muestra hidratada durante todo el ensayo. Programe en el software el régimen de carga compresiva y ensayo de relajación, de modo que la muestra se cargue a un milímetro por segundo hasta alcanzar una fuerza compresiva de 2,94 newtons.Una vez alcanzada la carga de 2.94 newtons, mantenga el indentador en la misma posición y permita que el cartílago se relaje durante 15 minutos. Al finalizar, libere la muestra y mida nuevamente su espesor. Para evaluar la viscoelasticidad del tejido cutáneo después de la prueba de tracción, se incluyen todos los valores del gráfico de tensión-deformación para el cálculo del módulo de Young, hasta que el ajuste de la curva tenga un valor mínimo de R de 0.98.El gráfico de esfuerzo versus tiempo se utiliza para evaluar las propiedades de relajación de la piel. La tasa de relajación se calcula a partir de los últimos 200 segundos de los datos recopilados, que para esta muestra es de 3,1 veces diez a la cinco megapascales por segundo. El gráfico mostrado aquí es un ejemplo de datos de esfuerzo versus deformación, que muestra los resultados de la prueba de indentación en cartílago humano.Al igual que en el cálculo del módulo de Young para la muestra de piel, se utilizan los valores al final de la curva para el cartílago, siempre que cumplan con el valor mínimo de R de 0,98. El cartílago tiene una tasa de relajación de 8,78 veces diez a la menos seis megapascales por segundo y un nivel absoluto final de relajación de 0,028 megapascales. Una vez dominada, esta técnica puede realizarse en siete horas si se lleva a cabo correctamente.Al intentar este procedimiento, es importante recordar contar con un protocolo de disección repetible y dimensiones de muestra consistentes. Tras seguir este procedimiento, se pueden desarrollar otros métodos, como la carga cíclica, con el fin de responder preguntas adicionales, como por ejemplo cómo se comportan los tejidos bajo cargas fisiológicas y dinámicas. Esta técnica allana el camino para que los investigadores en el campo de la biomecánica exploren el uso de esta técnica no destructiva para pruebas mecánicas no invasivas in vivo.No olvide que trabajar con tejidos humanos puede ser extremadamente peligroso, y siempre se deben tomar precauciones como el uso de guantes al realizar este procedimiento.

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Research

Investigación

JoVE Journal

Bioengineering

Bioingeniería

Prueba Microtracción ambientalmente controlado mecánicamente de adaptación nanocompuestos poliméricos para<em&gt; Ex vivo</em&gt; Caracterización

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Aquí presentamos un método rápido, fácil y de bajo costo para la fabricación de moldes de polidimetilsiloxano personalizadas que pueden utilizarse para la producción de tejidos de ingeniería base de hidrogel con geometrías complejas. Asimismo, se describen los resultados de evaluaciones mecánicas e histológicos realizadas en ingeniería tejidos cardiacos producidos mediante esta técnica.

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El protocolo describe métodos de ensayo biomecánicos de tracción eficientes y reproducibles para tendones murinos mediante el uso de accesorios impresos en 3D de ajuste personalizado.

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El sondeo durante la cirugía de artroscopia se realiza normalmente para evaluar el estado del tejido blando, pero este enfoque siempre ha sido subjetivo y cualitativo. Este informe describe un dispositivo de sondeo que puede medir la resistencia del tejido blando cuantitativamente con un sensor de fuerza triaxial durante la artroscopia.

Un dispositivo de sondeo para medir cuantitativamente las propiedades mecánicas de los tejidos blandos durante la artroscopia

Presentamos un método para investigar los cambios osteoartríticos tempranos a nivel celular en el cartílago articular mediante el uso de microscopía de fuerza atómica (AFM).

Aplicación de microscopía de fuerza atómica para detectar la osteoartritis temprana

Aquí se presenta un protocolo para generar tejidos conectivos diseñados para un cultivo paralelo de 48 tejidos en una placa de múltiples pocillos con polos dobles, adecuado para estudios mecanicistas, modelado de enfermedades y aplicaciones de detección. El protocolo es compatible con fibroblastos de diferentes órganos y especies y se ejemplifica aquí con fibroblastos cardíacos primarios humanos.

Tejido conectivo de ingeniería humana derivado de fibroblastos para aplicaciones de detección

El protocolo presenta un flujo de trabajo completo para experimentos de nanoindentación de materiales blandos, incluidos hidrogeles y células. En primer lugar, se detallan los pasos experimentales para adquirir datos de espectroscopia de fuerza; luego, el análisis de dichos datos se detalla a través de un software Python de código abierto recientemente desarrollado, que se puede descargar gratis desde GitHub.

Flujo de trabajo experimental y de análisis de datos para nanoindentación de materia blanda

Este artículo presenta una demostración y resumen de los protocolos de fabricación de fantasmas de gelatina que imitan los tejidos blandos, y la correspondiente caracterización viscoelástica mediante indentación y elastografía por resonancia magnética.

Caracterización viscoelástica de fantasmas de gelatina que imitan tejidos blandos mediante elastografía por indentación y resonancia magnética

Aprende a caracterizar propiedades mecánicas de tejidos blandos humanos mediante ensayos de indentación y tracción. Este protocolo no destructivo permite evaluar piel y cartílago para diseñar implantes de ingeniería tisular.

Caracterización biomecánica de los tejidos blandos humanos utilizando sangría y Ensayo de tracción

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