Name: 機械的に適応型ポリマーナノコンポジットの環境制御のMicrotensileテスト ex vivoでキャラ (動画) | JoVE Journal
Uploaded: 2013-08-20T08:55:55.000+00:00
Duration: 11 min 38 s
Description: 学ぶポリ酢酸ビニル系ナノコンポジットの機械的特性変化を環境制御マイクロ引張試験機で測定する方法。生体内環境を模倣し、ヤング率の時間変化を定量化して生体材料の挙動を評価します。

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この作品は、両方のラボスタートアップ資金（J. Capadona）、およびメドトロニック大学院フェローシップ（K.ポッター）を通してケースウェスタンリザーブ大学の生物医学工学専攻によってサポートされていました。本研究の追加資金がNSF助成ECS-0621984（C. Zorman）、ケース同窓会（C. Zorman）、メリットレビュー賞（B7122R）を通じて退役軍人局と同様、高度によって部分的にサポートされていましたプラットフォーム技術センター（C3819C）。

1。試料調製<ol><li>溶液キャストと圧縮技術を使用して10-12 25から100ミクロンの範囲の厚さのたPVAc-NCフィルムを準備します。 </li><li>膜とウエハとの間の密接な接触を促進するために70°C（ガラス転移温度以上）少なくとも二つ分間ホットプレート上で加熱することによってシリコンウエハに膜を付着する。このステップでは、準備されたフィルムは、平面微細加工プロセスのために必要であるSiウエハにフラットと固定されたままであることが保証されます。 </li><li>レーザー微細加工（VLS 3.50、VersaLASER）による試験サンプルジオメトリにパターンフィルム。 1.0％の電力（0.5 W）、4.0％の速度（56ミリメートル/秒）、およびインチ13,16 1,000パルスにCO 2直接書き込みレーザー微細加工パラメータを設定します。 </li><li>横方向パッド寸法1.5×1.5 mm 2であり、薄暗い横梁とドッグボーン状の構造に環境条件（ &quot;初期サンプル&quot;）を確立するために使用されるパターンサンプル厚さが一致するensions 300 X 3,000μm2で、全体のフィルム（ 図2）のもの。 </li><li>厚さは、その映画のマッチングのパターンex vivoでの実験のためのサンプル（ &quot;インプラントサンプル&quot;）ビームには300μm×6 mmの、。 </li><li>慎重にカミソリの刃とピンセットを用いてウェハからサンプルを解放します。 </li><li>試料の取り扱いについては、microtensileテスターでグリップシステムの一部として機能するように設計されたカスタム加工アクリルホルダーを準備します。レーザーエッチングされたマーキングは、ホルダーと端から1.5mmの中心線を示す。アクリルホルダーの中心線上にシアノアクリレートゲル系接着剤の少量を置き、慎重にホルダーにインプラントサンプルの1.5ミリメートルの長さを遵守し、マークされた中心線（ 図3）と重なる。各インプラントサンプルは1アクリルホルダーが必要です。粘着ゲルがのみACRに付着されてたPVAc-NC 1.5ミリメートル長さに沿って残っていることを保証するために注意してくださいカルボンホルダー。それ以外の場合は、接着剤ゲルは、サンプルの機械的挙動に干渉することがあります。 </li><li>少なくとも24時間、デシケーターに配置することにより、すべてのサンプルから水分を除去する。 </li><li>長さ、幅、および光学顕微鏡を用いて試料の厚さ方向寸法を測定する。 </li></ol> 2。環境条件を確立<ol><li>初のモバイルグリップの間に、その後一定のグリップ間クランプ、（ 図4を参照）microtensileテスターにドライのセットアップサンプルをロードします。 </li><li> microtensileサンプル向けノズルを、固定された位置に水で満たされた貯水池でエアーブラシをマウントします。プラスチックチューブを経由して空気圧縮機にエアーブラシを接続します。エアーブラシノズルが完全に閉じた状態で、空気圧縮機の電源をオンにします。 </li><li>引っ張り歪み（正株）およびtに印加圧縮歪み（負株）交互に環状microtensile試験手順を開始する彼サンプルは、応力 - 歪みプロットの線形弾性領域内に残っている。たPVAc-NCについては、ひずみが2％未満に制限されている。その歪みを達成するために必要な力を測定しながら、これらの実験で使用されるカスタムmicrotensileテスターに​​おいて、歪み速度を制御した。また、別のセットアップが結果ひずみを測定しながら、加えられた力を制御する可能性が伴う。 </li><li>徐々にエアーブラシノズルからの流れを増加させ、エアーブラシからの流量の関数としての応力 - ひずみプロットの傾きを監視する。 60秒の期間にわたってヤング率の有意な（&gt; 10％）減少を生じない最大流量は、ex vivoでの実験に使用するレベルである。この時点で、（したがって、ヤング率の低減に寄与する）乾燥試料を濡らすことはありません湿度条件、また、in vivoで生物学的流体にさらされた後の乾燥サンプルはエスタされている最小にするblished。 </li><li>サンプル近傍の温度を測定します。理想的なセットアップでは、デジタル読み出しと熱電対を含んでいるでしょうし、エアブラシの動作中に実行される。試料温度を37°C、生理的条件と一致するまで保有されるように放射熱源の強度と距離を設定する。 </li></ol> 3。非環境コントロールに環境管理の比較<ol><li>リン酸には少なくとも30分間浸しセットアップサンプルは緩衝食塩水。この時間後、サンプルを完全に飽和され、所定の温度でその最小ヤング率まで減少した。 </li><li>迅速にサンプルが乾燥しながら、エアーブラシをオフにして、microtensileテスターに​​サンプルをロードし、巡回microtensileテストを開始します。これは、非制御された条件下でいかに早くサンプルが乾燥を決定します。 </li><li> microtensileテスターに​​第二PBS-飽和セットアップサンプルのロード、および環状microtensileテストを開始のエアブラシで。これは、管理された環境条件下でいかに早くサンプルが乾燥を決定します。 </li></ol> 4。プローブ注入及び植<ol><li>マイクロマニピュレータクランプと皮質組織に直​​交する位置にインプラントのサンプルを添付します。 </li><li>挿入の前に、組織の力学の均一性を確保するために生理食塩水で組織が十分に湿った保つ。 </li><li>マイクロマニピュレータのハンドコントロールを使用して皮質にポリマー試料を下げます。一般的には1〜30分の間、ターゲットインプラント時まで皮質組織のサンプルのままにしておきます。軽く5分、軽くかけ時点の乾燥から組織を防止するために組織生理食塩水に浸した綿棒を使用して5分​​毎。 </li><li>プローブが皮質に移植されている間、静止サンプルクランプから3.0ミリメートルのゼロ変位位置に駆動ロッドを設定することにより、現在注入したサンプルをロードするためmicrotensileテスターを準備します。また、エアーブラシノズルを設定する流量設定と放射熱源への適切な強度にステップ2.4​​に決定。 </li><li>指定されたインプラントの時間の終わりに、マイクロマニピュレータハンドコントロールを使用して大脳皮質のプローブを上げる。すぐに、慎重に、ステップ5.2で詳細に説明されているように、microtensileテスターに​​マイクロマニピュレータクランプと負荷からサンプルを削除します。 </li></ol> 5。インプラントのサンプルのMicrotensileテスト<ol><li>植後の時間を節約するために、ステップ4.4で説明したようにmicrotensileテスターは、移植前にインプラントのサンプルを受け入れることは完全に準備ができていることを確認してください。 </li><li>直ちに植後、microtensileテスタークランプの2セットの間のサンプルをロードします。サンプルは1クランプの上半分として機能するように設計されたアクリルホルダーに装着されているので、ダウンしてモバイルグリップ、サンプル側のインプラントサンプルアセンブリを配置します。これは、試料がマウントされていることを確認することが重要であるように歪みがあるAPPLテスト中にサンプルにトルクを加えないようにだけ 、プローブの長さに沿ってiedを。このように、試料を各クランプの中央に装着する必要があり、クランプは、互いにレベルでなければならない。 </li><li>クランプ間の距離が3.0 mmであり、プローブの端部が固定されたクランプ内に配置されるように試料位置を調整する。クランプ間のこの3.0ミリメートルの長さは、サンプル用のゲージ長であり、試料上の歪みを決定するために後で計算に使用される。 </li><li>すぐに両方のクランプ間にサンプルを確保した後、同時に測定し、記録しながら、そして神経組織からの外植の2分以内に、一定の割合（ここで使用さ10μm/秒）でサンプルを長くするための引張方向にモーターを作動させるサンプルの伸長とサンプルを負担するために必要な関連する力（ロードセル、トランスデューサテクニックMDB-2.5を使用して）（変位インジケーター、Mitutoyu 543から561を使用する）。 </li><lI&gt;機械的なサンプルの故障時や駆動ロッド範囲の終わりに達した時にmicrotensileテストを停止します。収集したデータをエクスポートし、データ解析を行う。 </li><li>各サンプルおよび/ ​​または条件（ すなわち挿入時間 ）のセットごとにmicrotensileテストを繰り返します。 </li></ol> 6。データ解析<ol><li> εが適用された株である（式1）に記載の初期ゲージ長による伸長の距離を除算することにより、インプラント試料に照射工学歪み生伸びデータを変換、tは時間であり、dはマイクロメータにより測定変位であるインジケータ、およびL 0は、サンプルの初期ゲージ長である： <img src="/files/ftp_upload/50078/50078eq1.jpg" alt="式（1）" fo:src="/files/ftp_upload/50078/50078eq1highres.jpg"/> （1） </li><li> TRAで、力（ニュートン）で割ることにより、試料上のエンジニアリングストレス生力のデータを変換する、式2に記載nsverse断面積： <img src="/files/ftp_upload/50078/50078eq2.jpg" alt="式（2）" fo:src="/files/ftp_upload/50078/50078eq2highres.jpg"/> （2） 試料に応力σここで、Fはロードセル（ニュートン）で測定された力であり、w 0は、サンプルの初期の幅であり、t 0は、サンプルの初期厚さである。 </li><li>ストレスをプロットします（[T]をσ）対ひずみ（ε[T]）、Microsoft Excelなどのコンピュータプログラムを使用して、各サンプルのカーブ。 </li><li>プロットの線形弾性部分を分離し、この部分にベストフィットラインを見つけるために、ソフトウェアベースのカーブフィッティングツールを使用します。ベストフィットラインの傾きは、試料のヤング率に相当する。プロットの隔離部分は、少なくとも10の応力 - ひずみ点を含むべきであり、勾配が最大となるプロットの部分から採取されるべきである。 </li><li>環状のテストでは、ヤング率が各サイクルに対して決定される必要がある。これは、自動または手動で実行することができる。 </li><li>時間に対する各サイクルのサイクリック試験のため、プロットはヤング率。これは、セットアップサンプルが湿潤または乾燥される速さの指標となる時間とともにどのように測定された弾性の変化を示している。 </li><li>インプラントのサンプルについては、インプラントの各サンプルと時間が環状試験の単一サイクルに対応する。各インプラントサンプルについて上述した手順を使用してヤング率を測定する。 </li><li>ヤング率に対するインプラント時間をプロットします。この時点では、比較はベンチトップ調査等を行うことができる</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>

我々は、開示することは何もありません。

生物学的システムと対話するための移植可能な生物医学微小電気機械システム（バイオMEMS）の進歩は非常に合わせた特性を持つ新素材の開発を動機づけている。これらの材料のいくつかは、生理的環境において見出さ刺激に応答して材料特性の変化を示すように設計されている。材料の一つ、最近開発されたクラスには、水素結合形成の液体（ 例えば 、水）と大きさ10,11,18の3桁によってヤング率、材料剛性の測定を、減らすために高温の存在に応答します。これらのポリマーナノコンポジット材料は、ナノフィラー相としてセルロースナノファイバーと軟質ポリマーマトリックス（ すなわち、ポリ（ビニルアセテート））を有する。セルロースナノファイバーの間の相互作用は、全体として、材料の機械的特性を決定し、乾燥時に &quot;オン&quot;になったときに、ウェット &quot;オフ&quot;になっている。また、水がポリマーを可塑ナnocompositeことにより、ヤング率が低減するさらなる結果として、（37°C）体温より下にガラス転移温度を低下させる。材料のこのクラスの1つの用途は、個々のニューロン13,1...

<table><tbody><tr><td>シリコンウェーハ</td><td>大学ウェーハ</td><td></td>機械<td>グレード</td></tr><tr><td>押出アクリルシート</td><td>専門プラスチック</td><td>SACR 062EF</td><td>厚さ0.062 "</td></tr><tr><td>カミソリの刃</td><td>McMaster-Carr</td><td>3962A3</td><td></td></tr>ピン<tr><td>セット</td><td>McMaster-Carr</td><td>8384A47</td><td>#5チップ</td></tr><tr><td>瞬間接着剤ジェル</td><td>ロックタイト</td><td>130380</td><td></td></tr><tr><td>空気ブラシ</td><td>スナップオン インダストリアル</td><td>BF175TA</td><td></td></tr><tr><td>エアコンプレッサー</td><td>Paasche</td><td>B002YKN8YO</td><td>D500</td></tr><tr><td>熱電対</td><td>オメガ</td><td>HH12A</td><td></td></tr><tr><td>ホット プレート</td><td>Cimarec</td><td>SP131325Q</td><td></td></tr><tr><td>CO2 ダイレクトライト レーザー</td><td>VersaLaser</td><td>3.5</td><td></td></tr><tr><td>デシケーター</td><td>フィッシャー サイエンティフィック</td><td>08-595</td><td></td></tr><tr><td>ランプ</td><td></td><td></td><td>オーダーメイド</td></tr><tr><td>マイクロテンシャルテスター</td><td></td><td></td><td>オーダーメイド</td></tr></tbody></table>

機械的に適応型ポリマーナノコンポジットの環境制御のmicrotensileテスト<em&gt; ex vivoで</em&gt;キャラ

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

植込み型マイクロデバイスは1-4いくつかの生物医学的なアプリケーションのために大きな注目を集めている。このようなデバイスは、材料、独自の利点と欠点5,6を提供する各々の範囲から作られている。最も顕著に、マイクロデバイスの寸法のために、高い弾性率は、生体組織への移植を容易にするために必要とされる。逆に、デバイスの剛性が誘発される局所的な歪み7-9を最小限にするために周囲の組織と一致する必要があります。そこで、最近では機械的特性10-14の変化に伴って環境刺激に応答することによって、これらの要件を満たすために、バイオ風材料の新しいクラスを開発した。水と高温（ 例えば体温）にさらされた場合具体的には、我々のポリ（酢酸ビニル）ベースナノコンポジットビニル（PVAc-NC）は、剛性の減少が表示されます。残念なことに、いくつかのメソッドは、in vivo 15 における材料の剛性、そしてメカを定量化するために存在生理的環境の外anicalテストはしばしば移植のための大規模なサンプルが不適切必要です。さらに、刺激応答材料はすぐに植後の初期剛性を回復することができる。そこで、シミュレートされた生理学的条件、水分及び温度制御13,16,17を使用して保持を移植しmicrosamplesの機械的特性は、 生体外で測定することができる方法を開発した。 この目的のために、カスタムmicrotensileテスタが広く変化するヤング率（GPaの5〜10メガパスカルの範囲）でマイクロサンプル13,17を収容するように設計された。私たちの利害が生物学的に適応神経プローブ基質としてたPVAc-NCのアプリケーションであるため、マイクロスケールでのサンプルの機械的特性評価することのできるツールが必要でした。このツールは、乾燥及び17を冷却する試料を最小限に抑えた湿度および温度制御を提供するように適合させた。結果として、機械工植サンプルのアル特性は密接に植直前にサンプルのものを反映しています。 この方法の全体的な目標は、定量的刺激応答性、機械的に適応ポリマーベース材料のin vivoでの機械的特性、特にヤング率で評価することである。これは、第1注入から生じることに依存しない剛性の低減に寄与することなく外植後の試料の機械的特性の変化を最小限にする環境条件を確立することによって達成される。次いで、試料を注入処理、および試験（ 図1A）のために調製される。各サンプルを指定された期間外植ラット脳、（ 図1B）としてここに表されるラットの大脳皮質に注入される。この時点で、サンプル（ 図外植とすぐに読み込まmicrotensileテスターにした後、引張試験に供されている1C）。その後のデータ分析では、大脳皮質の環境でこれらの革新的な材料の機械的挙動への洞察を提供します。

私たちたPVAc-NCを含むほぼ全てのポリマー材料の機械的特性は、環境条件への暴露に依存している。最も顕著なのは、これらは、熱や湿気への露出を含む。材料は、水分の吸収により可塑化、または熱転移を起こしている場合には、ヤング率の低下を表示する。湿気とex vivoでの試料の機械的特性解析のための温度制御された環境を準備するには、機械的なテスト中microtensileテスター、並びにに試料を装填しながら、試料の水分含有量の最小の変化があることを確認することが重要である。これは、試料を空気ブラシで発生する水分の影響を受けない、またそれはすぐに外部環境に乾燥しないように制御の設定サンプル実験を用いて評価する。 図5は、乾燥初期の機械的挙動を示す例示的なプロットを示すCYCL時のサンプル適切なエアーブラシ水分設​​定用のiCal引張試験。エアーブラシが入った状態でヤング率の変化は最小である。外部環境の剛性の減少または増加に寄与してはならないので、これは重要である。エアーブラシからの流れがあまりにも高く設定されると、試料のヤング率は有意に約60秒以内に減少する。 <p class="jo...

方法が議論されていることで<em生体内で&gt;</em刺激応答性材料の&gt;機械的挙動を時間の関数として監視される。サンプルがテストされ<em&gt; ex vivoで</em&gt;生理的環境をシミュレートするために、環境コントロールとmicrotensileテスターを用いて。この作品は、さらなる理解促進<em生体内で&gt;</em我々の材料の&gt;振る舞い。

機械的に適応型ポリマーナノコンポジットの環境制御のMicrotensileテスト<em&gt; ex vivoで</em&gt;キャラ

Implantable microdevices are gaining significant attention for several biomedical applications1-4. Such devices have been made from a range of materials, ...

この手順の全体的な目的は、組織に埋め込まれたポリビニル酢酸ベースのナノ複合構造における剛性の変化を、時間の関数として定量化することである。まず、ポリマーナノ複合材サンプルにパターニングを行い、組織への挿入およびマイクロメカニカル試験用にアクリルホルダーに接着させる。次に、湿度源と放射熱源を用いて、ex vivo で生理的環境を模倣したマイクロ引張試験装置の環境を構築する。次に、インプラント試料を組織に挿入し、指定した期間が経過した後に回収します。最終ステップとして、試料を環境制御型マイクロ引張試験機にセットし、機械的試験を実施して、指定の埋め込み期間後の材料のヤング率を測定します。最終的に、この環境制御型マイクロ引張試験を用いて、生理的環境への曝露時間に対する関数として、ヤング率で測定される機械的剛性の変化を明らかにします。動的機械分析などの可変的な機械的特性を測定する既存の手法と比較して、本手法の主な利点は、マイクロスケールの試料に適用可能であり、湿度と温度を制御できる点にあります。この方法は、インプラント材料の剛性がインプラントに対する炎症反応にどのように影響するかなど、神経インターフェース分野における重要な疑問を解決するのに役立ちます。まず、溶液キャスト法および圧縮法によって作製された、厚さ25から100 µmのポリ酢酸ビニルベースのナノ複合フィルムを用意します。次に、ホットプレートで70 °Cで2分間加熱し、フィルムをシリコンウェハーに密着させます。これにより、フィルムとウェハーが緊密に接触し、マイクロ加工時にフィルムの平坦性が維持されます。続いて、レーザーマイクロ加工を用いて、フィルムを目的のテストサンプル形状にパターニングします。ダイレクトレーザー微細加工のパラメータは、出力0.5 watts、速度56 millimeters per second、および1インチあたり1000パルスに設定します。環境条件を確立するために使用するサンプル（セットアップサンプル）は、側方パッド寸法1.5 millimeters by 1.5 millimeters、側方ビーム寸法300 micrometers by 3000 micrometersのドッグボーン形状に加工します。厚さは全域にわたってフィルムの厚さと一致させます。ex vivo実験に使用するサンプル（インプラントサンプル）は、300 micrometers by 6 millimeters、厚さはフィルムの厚さと一致するビーム状に加工します。マイクロマシニング装置からウェハーを取り出した後、カミソリの刃とピンセットを使用して、サンプルを操作するためにウェハーから慎重に切り離します。マイクロ引張試験機のグリップシステムの一部として機能するように設計されたアクリルホルダーを準備します。本実験では、各ホルダーのサイズは11 mm × 7 mm、厚さは2.2 mmであり、マイクロ引張試験機のボルトに合わせるための2つの穴が開いています。レーザーエッチングによるマーキングで、ホルダーの端から1.5 mmの位置に中心線が示されています。インプラント試料1つにつきアクリルホルダー1個を使用します。アクリルホルダーの中心線上にSano社製のアクリル系ゲル状接着剤を少量塗布し、インプラント試料を1.5 mmの長さで、マーキングされた中心線に重なるように慎重にホルダーに接着させます。アクリルホルダーに接着させる酢酸ビニルベースのナノ複合材料の、接着箇所となる1.5 mmの範囲内のみに接着剤ゲルが留まるように注意してください。まず、乾燥させたセットアップサンプルをマイクロ引張試験機にロードします。可動グリップ間、次いで固定グリップ間でクランプした後、水を満たしたリザーバーを備えたエアブラシを、ノズルがマイクロ引張サンプルに向くように固定位置に取り付けます。エアブラシのノズルを完全に閉じた状態で、プラスチックチューブを用いてエアブラシをエアコンプレッサーに接続します。エアコンプレッサーの電源を入れます。サンプルに引張歪みと圧縮歪みを交互に加える、繰返し微小引張試験の手順を開始します。試験は、応力-ひずみ曲線の線形弾性領域内で維持されるようにしてください。このケースでは、印加されるひずみを2%未満に制限します。これらの実験では、ひずみ速度を制御し、そのひずみを達成するために必要な力を測定しました。目的の湿度条件を決定するには、エアブラシノズルからの流量を徐々に増加させ、エアブラシからの流量の関数として応力-ひずみプロットの勾配をモニターします。60秒間でヤング率の著しい低下を引き起こさない最大流量を、ex vivo実験で使用するレベルとします。最後に、サンプルの付近の温度を測定します。理想的なセットアップにはデジタル読み取り式の熱電対を含め、エアブラシの作動中に測定を行います。放射熱源の強度と距離を調整し、生理学的条件に合わせるため、サンプルの温度を37 °Cに保持します。対照比較は、セットアップしたサンプルをリン酸緩衝生理食塩水（PBS）に少なくとも30分間浸し、ヤング率が最小になるまで軟化させることから始めます。サンプルをマイクロ引張試験機に迅速にロードし、エアブラシをオフにした状態で、サンプルを周囲条件下で乾燥させながら周期的なマイクロ引張試験を開始します。このデータから得られるヤング率により、非制御条件下でサンプルがどの程度の速さで乾燥するかが示されます。次に、PBSで飽和させた2つ目のセットアップをロードします。サンプルをマイクロ試験機にロードし、今度はエアブラシをオンにした状態で周期的なマイクロ引張試験を開始します。ここで算出されたヤング率により、制御された湿度条件下でサンプルがどの程度の速さで乾燥するかが示されます。皮質組織のサンプルを準備します。本デモンストレーションでは、摘出された組織は、実験前および実験全体を通して、37 °Cに維持された人工脳脊髄液のバス内で水和状態に保たれます。次に、ホルダーに取り付けたインプラントサンプルをマイクロマニピュレータークランプに固定します。プローブを皮質組織に対して直交するように配置します。マイクロマニピュレーターを使用して、ポリマー試料を皮質に挿入します。手動で制御してください。標本を皮質組織内に留め、目的のインプラント時間を1分から30分の間で経過させます。プローブが皮質に植え込まれている間、組織が乾燥しないよう注意してください。マイクロ引張試験機を準備し、ドライロッドを固定クランプから3 mmのゼロ変位位置に設定します。また、エアブラシノズルの流量設定と放射熱源の出力設定を、以前に決定した値に設定します。規定のインプラント時間が経過したら、マイクロマニピュレーターの手動コントローラーを使用してプローブを皮質から上昇させ、速やかに慎重にマイクロマニピュレーターのクランプからサンプルを取り出します。そして、説明後2分以内に試験を開始できるよう、直ちにマイクロ引張試験機へ運び、サンプルを2組のマイクロ引張試験機クランプの間に装着します。サンプルホルダーは一方のクランプの上半分として機能するように設計されているため、インプラントサンプルアセンブリを、サンプル側を下に向けた状態で移動可能なグリップに配置してください。サンプルは各クランプの中央に取り付け、クランプ同士が水平になるようにしてください。これにより、プローブの長手方向にのみ歪みが加わることが保証されます。次に、クランプ間の距離が3 mmとなり、プローブの端が固定クランプに配置されるようにサンプルの位置を調整します。クランプ間の3 mmの長さは、後の計算で使用するサンプルの標点距離となります。サンプルを両方のクランプで固定した後、神経組織から取り出して2分以内に、引張方向にモーターを作動させて一定の速度でサンプルを伸長させます。ここでの速度は10 µm/sです。試料の伸びと、その歪みに必要とされる力を同時に測定し、記録します。試料が機械的に破断したとき、またはドライロッドの測定範囲に達したときに、微小引張試験を停止します。収集したデータを解析用にエクスポートします。各サンプルおよび植込み条件について、微小引張試験を繰り返します。ソフトウェアを用いて、各サンプルの応力-ひずみ曲線をプロットしてください。次に、プロットから線形弾性領域を特定します。プロットの切り出した部分は、少なくとも10個の点を含み、かつ傾きが最大となる区間から抽出する必要があります。次に、ソフトウェアベースの曲線フィッティングツールを使用して、この部分に対する最適近似直線を求めます。この最適近似直線の傾きが、サンプルのヤング率に対応します。サイクルモードで試験したセットアップ試料について、各サイクルのヤング率を決定します。完了後、各サイクルのヤング率を時間に対してプロットします。このプロットでは、環境制御のための適切なエアブラシ設定を決定するため、周期的な引張試験中に測定された時間の関数としてヤング率を選択しました。網掛け部分は、使用したエアブラシ設定でエアブラシがオンになっていた時間を示しています。ヤング率は時間の経過とともに大きく変化しません。このことは、エアブラシからセットアップサンプルに吸収された水分量が、剛性の低下に寄与するほど十分ではないことを示唆しています。こちらは、湿度制御ありおよび制御なしの引張試験環境における、水飽和サンプルのヤング率対時間のグラフです。湿度制御環境では、初期のヤング率への回復が大幅に遅くなっています。これは、この環境においてサンプルの乾燥に要する時間が増加することを示しています。この延長された時間を利用することで、埋め込み後のサンプルに対して機械的試験を行うことが可能になります。これらは、乾燥サンプルと、ラットの大脳皮質に30分間移植された湿潤サンプルの応力-ひずみ曲線を示す代表的なプロットです。線形弾性領域における応力-ひずみプロットの勾配に相当するヤング率は、乾燥サンプルの方が明らかに大幅に大きくなっています。どちらのサンプルも、破断するまでひずみが加えられました。この最後のプロットは、皮質に配置したサンプルのヤング率とインプラント期間の関係を示しています。植え込みから約5分後、サンプルのヤング率にほとんど変化は見られなくなります。これは、この時間内にサンプルが飽和状態に達し、最低剛性になったことを示唆しています。この手順を行う際は、組織およびex vivo試験環境の両方において生理学的条件を維持できるよう、事前に計画を立てることが重要です。この手法は、生分解性材料を含む、環境依存性の特性を持つ他の材料の機械的挙動の評価に利用でき、また、生体内でポリマー材料の分解速度や機械的安定性を評価するためにも実施可能です。

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Bioengineering

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機械的に適応型ポリマーナノコンポジットの環境制御のMicrotensileテスト

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