Name: 에 대한 기계적 적응 고분자 나노 복합 재료의 환경 제어 Microtensile 테스트 생체 특성 (동영상) | JoVE Journal
Uploaded: 2013-08-20T08:55:55.000+00:00
Duration: 11 min 38 s
Description: 배우세요 환경 제어 마이크로인장 시험을 이용하여 생체 내 폴리비닐아세테이트 기반 나노복합재료의 경도 변화를 정량화하는 방법입니다. 이 기법은 생리학적 조건을 모방하여 재료의 기계적 거동을 정확히 평가할 수 있습니다.

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이 작품은 모두 실험실 창업 펀드 (J. Capadona), 그리고 메드 트로닉 대학원 원정대 (K. 포터)를 통해 케이스 웨스턴 리저브 대학의 생명 공학과에 의해 지원되었다. 본 연구에 대한 추가 자금 지원에 의해 부분적으로 지원되었다 NSF 부여 ECS-0621984 (C. Zorman), 케이스 동창회 (C. Zorman), 공로 검토 수상 (B7122R)를 통해 보훈뿐만 아니라, 고급 플랫폼 기술 센터 (C3819C).

1. 샘플 준비 <ol><li> 솔루션 주조 및 압축 기술 10-12을 사용하여 25-100 ㎛의 범위에서 두께 PVAC-NC 필름을 준비합니다. </li><li> 영화와 웨이퍼 사이의 친밀한 접촉을 촉진하기 위해 70 ° C (유리 전이 온도 이상) 두 분 핫 플레이트에 가열하여 실리콘 웨이퍼에 필름을 준수합니다. 이 단계는 준비된 필름 평면 마이크로 프로세스에 필요한 실리콘 웨이퍼를 평평하고 고정 유지되도록합니다. </li><li> 레이저 미세 가공 (VLS 3.50, VersaLASER)에 의해 시료 형상으로 본 영화. 1.0 %의 전력 (0.5 W), 4.0 % 속도 (56mm / s)로, 그리고 인치 13,16 1,000 펄스 CO 2 직접 쓰기 레이저 미세 매개 변수를 설정합니다. </li><li> 측면 패드 크기 1.5 × 1.5 mm 2, 희미한 측면 빔 dogbone 모양의 구조로 환경 조건 ( &quot;설치 샘플&quot;)을 설정하는 데 사용되는 패턴 샘플두께가 일치 ensions 300 X 3,000 μm의 2에 걸쳐 필름 (그림 2)의. </li><li> 두께는 그 영화의 일치 패턴 생체 실험 샘플 ( &quot;임플란트 샘플&quot;) 빔에 300 μm의 X 6 mm의. </li><li> 조심스럽게 면도날과 핀셋을 사용하여 웨이퍼에서 샘플을 놓습니다. </li><li> 샘플 처리를 위해, microtensile 테스터 그립 시스템의 일부로 사용할 수 있도록 설계 맞춤 가공 아크릴 홀더를 준비합니다. 레이저 에칭 표시는 홀더의 중심선 끝에서 1.5 mm를 보여줍니다. 아크릴 홀더의 중심선에 시아 노 아크릴 레이트 겔 기반의 접착제의 작은 금액을 놓고 조심 홀더에 임플란트 샘플 1.5 mm의 길이를 준수하고 표시된 중심선 (그림 3) 겹칩니다. 각 임플란트 샘플은 하나의 아크릴 홀더가 필요합니다. 접착제 젤은 ACR을 준수하는 PVAC-NC의 1.5 mm의 길이에 따라 남아 있는지 확인해야합니다ylic 홀더. 그렇지 않으면, 접착제 젤은 샘플의 기계적 작동을 방해 할 수 있습니다. </li><li> 적어도 24 시간 동안 건조기에서 그들을 배치하여 모든 시료에서 수분을 제거합니다. </li><li> 길이, 너비 및 광학 현미경을 사용하여 샘​​플의 두께 치수를 측정한다. </li></ol> 2. 환경 조건을 설정 <ol><li> 먼저 고정 그립 사이에 다음, 모바일 그립 사이에 체결, microtensile 테스터 (그림 4 참조)에 건조 설정 샘플을로드합니다. </li><li> microtensile 샘플 향하는 노즐, 고정 된 위치에 물이 채워진 탱크와 에어 브러시를 장착합니다. 플라스틱 튜브를 통해 공기 압축기 에어 브러쉬를 연결합니다. 에어 브러쉬 노즐이 완전히 폐쇄, 공기 압축기의 전원을 켭니다. </li><li> 인장 변형 (긍정적 변형)와 t에 적용되는 압축 응력 (음의 변형) 교대 순환 microtensile 테스트 절차를 시작그 샘플은, 응력 - 변형 그래프의 선형 탄성 영역 내에 남아있는. PVAC-NC 경우, 적용 변형은 2 % 이하로 제한됩니다. 그 긴장을 달성하는 데 필요한 힘을 측정하는 동안이 실험에 사용 된 사용자 정의 microtensile 테스터에서 변형률 속도를 제어 하였다. 또한, 다른 설정은 결과 변형률을 측정하는 동안 가해진 힘을 제어 포함 할 수 있습니다. </li><li> 점차적으로 에어 브러시 노즐의 흐름을 증가하고, 에어 브러시에서 흐름의 양의 함수로 응력 - 변형 그래프의 기울기를 모니터링합니다. 60 초에 걸쳐 탄성 계수의 의미 (&gt; 10 %) 감소를 일으키지 않는 최대 유량은 생체 실험에 사용되는 수준입니다. 이 시점에서, 습도 조건 (따라서 탄성 계수의 감소에 기여) 건조 샘플을 적시하지 않으며, 또한 생체 내 생물학적 체액에 노출 된 후 건조 샘플 ESTA했습니다 최소화 할 것blished. </li><li> 샘플 근처의 온도를 측정한다. 이상적인 설정은 디지털 판독과 열전대를 포함 할 것, 그리고 에어 브러시가 작동하는 동안 수행 할 수. 시료 온도는 37 ° C, 생리적 조건에 일치하는 일까지 개최되는 등 복사 열원의 강도와 거리를 설정합니다. </li></ol> 3. 환경 제어 비 환경 컨트롤 비교 <ol><li> 인산 적어도 30 분 동안 담가 설정 샘플은 식염수 버퍼. 이 시간 후, 시료가 완전히 포화되고 주어진 온도에서의 최소 탄성 계수로 감​​소되었습니다. </li><li> 빨리 microtensile 테스터로 샘플을로드하고 주기적 microtensile 테스트를 시작, 오프 에어 브러쉬로, 샘플을 건조하는 동안. 이 비 통제 된 조건 하에서 얼마나 빨리 샘플 건조를 결정합니다. </li><li> microtensile 테스터에 두 번째 PBS 포화 설정 샘플을로드하고 주기적 microtensile 테스트를 시작합니다에 에어 브러쉬. 이 통제 된 환경 조건에서 얼마나 빨리 샘플 건조를 결정합니다. </li></ol> 4. 프로브 주입 및 Explantation <ol><li> micromanipulator에 클램프 및 대뇌 피질의 조직에 직교하는 위치에 임플란트 샘플을 첨부합니다. </li><li> 삽입하기 전에, 조직 역학의 균일 성을 보장하기 위해 식염수 조직이 충분히 촉촉한 유지합니다. </li><li> micromanipulator에 손 컨트롤을 사용하여 피질에 고분자 샘플을 낮 춥니 다. 일반적으로 1 ~ 30 분 사이, 대상 임플란트 때까지 대뇌 피질의 조직 샘플을 둡니다. 가볍게 5 분, DAB를 통해 시간 포인트를 건조로부터 조직을 방지하기 위해 조직을 생리 식염수에 적신 면봉을 사용하여 매 5 분. </li><li> 프로브가 피질에 이식되는 동안 고정 된 샘플 클램프에서 3.0 mm의 제로 변위의 위치에 드라이브로드를 설정하여 현재 이식 샘플을로드하기 위해 microtensile 테스터를 준비합니다. 또한, 에어 브러쉬 노즐을 설정유량 설정하고 적절한 강도 2.4 단계에서 확인하는 복사열 소스. </li><li> 지정된 임플란트 시간의 끝에, micromanipulator에 손 컨트롤을 사용하여 피질의 프로브를 올립니다. 즉시 조심스럽게 micromanipulator에 클램프에서 샘플을 제거하고 단계 5.2에서 자세히 설명 microtensile 테스터로로드합니다. </li></ol> 5. 임플란트 샘플의 Microtensile 테스트 <ol><li> explantation 후 시간을 절약하기 위해, microtensile 테스터로 단계 4.4에서 설명한 사전에 주입하는 임플란트 샘플을 받아 완전히 준비가되어 있는지 확인합니다. </li><li> 즉시 explantation 후, microtensile 테스터 클램프의 두 세트 사이의 샘플을로드합니다. 샘플이 하나의 클램프의 상단 역할을하도록 설계 아크릴 홀더에 장착되어 있기 때문에, 아래로 이동 그립 샘플 측의 임플란트 샘플 어셈블리를 배치합니다. 그것은 샘플이 설치되어 있는지 확인하는 것이 중요하다되도록 변형 APPL입니다만 테스트하는 동안 시료에 토크를 적용 피하기 위해 프로브의 길이를 따라 이었죠. 같은 샘플은 각 클램프의 중앙에 장착해야하며, 클램프 서로에 대해 수준이어야합니다. </li><li> 클램프 사이의 거리가 3.0 mm, 그리고 프로브가 고정 클램프에 배치됩니다의 끝 그러한 샘플의 위치를​​ 조정합니다. 클램프 사이 3.0 mm 길이는 샘플의 게이지 길이, 샘플의 변형을 결정하기 위해 나중에 계산에 사용됩니다. </li><li> 즉시 두 클램프 사이의 샘플을 확보 한 후 동시에 측정하고를 기록하는 동안, 그리고 신경 조직에서 explantation의 2 분 이내에, 일정한 속도 (여기에 사용 된 10 ㎛ / 초)에서 샘플을 연장하는 인장 방향으로 모터를 작동 샘플의 신장과 샘플을 변형하는 데 필요한 관련 인력 (로드 셀, 트랜스 듀서 기술 MDB-2.5 사용) (변위 표시, Mitutoyu 543-561 사용). </li><lI&gt; 기계 샘플의 실패하거나 드라이브 막대 범위의 끝에 도달시 microtensile 테스트를 중지합니다. 수집 된 데이터를 내보내고, 데이터 분석을 수행 할 수 있습니다. </li><li> 각 샘플 및 / 또는 상태 (즉, 삽입 시간)의 각 집합에 대한 microtensile 테스트를 반복합니다. </li></ol> 6. 데이터 분석 <ol><li> ε는, t는 시간을 적용 변형입니다 수학 식 1에서 설명한 최초의 게이지 길이에 의해 신장의 거리를 나누어 이식 샘플 응용 공학 변형에 원시 신장 데이터를 변환, D는 마이크로 미터에 의해 측정 된 변위 표시기 및 L 0는 샘플의 초기 게이지 길이 : <img src="/files/ftp_upload/50078/50078eq1.jpg" alt="식 1" fo:src="/files/ftp_upload/50078/50078eq1highres.jpg"/> (1) </li><li> TRA에 의해, 힘 (뉴턴)으로 나누어 시료의 엔지니어링 스트레스에 원시 힘 데이터를 변환수학 식 2에 설명 된 nsverse 단면적 : <img src="/files/ftp_upload/50078/50078eq2.jpg" alt="식 2" fo:src="/files/ftp_upload/50078/50078eq2highres.jpg"/> (2) 샘플 응력 σ 여기서, F는로드 셀 (뉴턴)에 의해 측정 된 힘이다, W 0 샘플의 초기 폭, 그리고 t 0 샘플의 초기 두께입니다. </li><li> 스트레스를 줄거리 ([t]를 σ) 대 변형 (ε [T]) Microsoft Excel과 같은 컴퓨터 프로그램을 사용하여 각 샘플에 대한 곡선. </li><li> 플롯의 선형 탄성 부분을 분리하고이 부분에 가장 적합한 라인을 찾기 위해 소프트웨어 기반의 커브 피팅 도구를 사용합니다. 가장 적합한 직선의 기울기는 시료의 탄성 계수에 해당합니다. 음모의 고립 된 부분은 적어도 10 응력 - 변형 점을 포함해야하며, 기울기가 큰 인 플롯의 부분에서주의해야한다. </li><li> 주기적인 테스트의 탄성 계수는​​ 각 사이클에 대해 결정해야합니다. 이것은 자동 또는 수동으로 수행 할 수 있습니다. </li><li> 대 시간 각 사이클의주기 테스트, 플롯의 탄성 계수. 이 설정 샘플은 적시거나 건조 얼마나 빨리 나타내는 것입니다 시간이 어떻게 측정 계수의 변화를 나타냅니다. </li><li> 임플란트 샘플, 임플란트의 각 샘플 및 시간주기 검사의 단일 사이클에 해당합니다. 각 임플란트 샘플 위에서 설명한 절차를 사용하여의 탄성 계수를 측정한다. </li><li> 탄성 계수 대 임플란트 시간을 플롯합니다. 이 시점에서 비교는 벤치 탑 조사 등을 만들 수 있습니다 </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>

우리는 공개 아무것도 없어.

생물학적 시스템과 상호 작용하기위한 이식 생체 미세 전자 기계 시스템 (bioMEMS)의 발전은 고도로 맞춤 특성을 가진 새로운 재료의 개발 동기를 부여하고 있습니다. 이러한 물질 중 일부는 생리적 환경에서 발견 된 자극에 대한 응답으로 재료 특성의 변화를 전시하기 위해 설계되었습니다. 물자의 한개 최근에 개발 된 클래스는 수소 결합을 형성하는 액체 (예 : 물)과 크기 10,11,18 세 가지 순서로의 탄성 계수, 재료의 강성의 측정을 줄이기 위해 높은 온도의 존재에 응답합니다. 이러한 고분자 나노 복합 재료는 나노 필러 단계로 셀룰로오스 나노 섬유 부드러운 폴리머 매트릭스 (즉, 폴리 (비닐 아세테이트))가있다. 젖은 때 셀룰로오스 나노 섬유 사이의 상호 작용 때 건조하고 설정 &quot;OFF&quot; &quot;의&quot;전체 재료의 기계적 성질을 지시하고, 설정되어 있습니다. 또한, 물이 고분자 없음을 plasticizesnocomposite, 따라서 탄성 계수의...

<table><tbody><tr><td>실리콘 웨이퍼</td><td>University Wafer</td><td></td><td>기계 등급</td></tr><tr><td>압출 아크릴 시트</td><td>Professional Plastics</td><td>SACR 062EF</td><td>두께 0.062 "</td></tr><tr><td>면도날</td><td>McMaster-Carr</td><td>3962A3</td><td></td></tr><tr><td>핀셋</td><td>McMaster-Carr</td><td>8384A47</td> <td># 5 팁</td></tr><tr><td>슈퍼 글루 젤</td><td>록타이트</td><td>130380</td><td></td></tr><tr><td>공기 브러시</td><td>스냅온 산업용</td><td>BF175TA</td><td></td></tr><tr><td>공기 압축기</td><td>Paasche</td><td>B002YKN8YO</td><td>D500</td></tr><tr><td>열전대</td><td>오메가</td><td>HH12A</td><td></td></tr><tr><td>핫 플레이트</td><td>Cimarec</td><td>SP131325Q</td><td></td></tr><tr><td>CO2 직접 쓰기 레이저</td><td>VersaLaser</td><td>3.5</td><td></td></tr><tr><td>Dessicator</td><td>Fisher Scientific</td><td>08-595</td><td></td></tr><tr><td>램프</td><td></td><td></td><td>맞춤형</td></tr><tr><td>마이크로 인장 시험기</td><td></td><td></td><td>맞춤형 제작</td></tr></tbody></table>

에 대한 기계적 적응 고분자 나노 복합 재료의 환경 제어 microtensile 테스트<em&gt; 생체</em&gt; 특성

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

이식 할 수있는 초소형 디바이스는 여러 생물 의학 응용 1-4에 상당한 관심을 얻고있다. 이러한 장치는 재료 자체의 장점과 단점 5,6을 제공하는 각각의 범위에서 변경되었습니다. 가장 눈에 띄게, 마이크로 디바이스 크기 때문에, 높은 계수는 살아있는 조직으로 주입을 용이하게하기 위해 필요합니다. 반대로, 장치의 강성에 의한 지역의 긴장 7-9을 최소화하기 위해 주변 조직과 일치해야합니다. 따라서, 우리는 최근 기계적 물성 10-14의 변화와 환경 자극에 응답하여 이러한 요구 사항을 충족하는 바이오 영감 재료의 새로운 종류를 개발했다. 물과 높은 온도 (예를 들면 체온)에 노출되었을 때, 특히 우리의 폴리 (비닐 아세테이트) 기반의 나노 복합체 (PVAC-NC)는 강성의 감소를 표시합니다. 불행히도, 몇 가지 방법은 생체 내 15에있는 재료의 강성 및 기계화를 정량화하기 위해 존재생리적 환경 외부 anical 테스트는 종종 이식에 대한 큰 샘플 부적절한 필요합니다. 또한, 자극 - 반응 자료는 신속하게 explantation 후 초기 강성을 복구 할 수 있습니다. 따라서, 우리는 이식 microsamples의 기계적 특성이 생체 측정 할 수있는 방법을 개발했습니다, 시뮬레이션 생리적 조건 습기와 온도 제어 13,16,17를 사용하여 유지. 이를 위해, 사용자 정의 microtensile 테스터는 영의 계수를 (10 MPa의 5 GPa의 범위) 널리 변화와 마이크로 샘플에게 13,17을 수용 할 수 있도록 설계되었습니다. 우리의 관심은 생물학적 적응 신경 프로브 기판 마이크로에서 시료의 기계적 특성 필요하다고 할 수있는 도구로 PVAC-NC의 응용 프로그램입니다.로 이 도구는 건조 및 17 냉각 샘플을 최소화 습도와 온도 제어를 제공하기 위해 적응했다. 그 결과, 기계공explanted 시료의 알 특성은 밀접하게 explantation 직전에 샘플들을 반영한다. 이 방법의 전반적인 목표는 정량적 자극 - 반응, 기계적 적응 고분자 기반 소재의 생체 기계적 성질, 특히의 탄성 계수에 평가하는 것입니다. 이 첫 번째 이식의 결과가 독립적으로 강성의 감소에 기여하지 않고 explantation 후에 견본 기계적 특성의 변화를 최소화 할 수있는 환경 조건을 설정하여 수행됩니다. 샘플은 다음 주입, 처리 및 테스트 (그림 1A)를위한 준비가되어 있습니다. 각 샘플은 지정된 기간 동안 explanted 쥐의 두뇌 (그림 1B)로 여기에 표시됩니다 쥐의 대뇌 피질에 이식된다. 이 시점에서, 샘플 (그림 explanted 즉시로드 microtensile 테스터로하고 인장 시험을 받는다1C). 이후 데이터 분석은 대뇌 피질의 환경에서 이러한 혁신적인 재료의 기계적 거동에 대한 통찰력을 제공합니다.

우리 PVAC-NC를 포함한 거의 모든 고분자 재료의 기계적 특성은 환경 조건에 노출에 따라 달라집니다. 특히, 이러한 열이나 습기에 노출이 (가) 있습니다. 재료 인해 수분의 흡수에 가소, 또는 온도 변화를 겪게되면 탄성 계수의 감소를 표시합니다. 습기 및 생체 시료 기계적 특성에 대한 온도 제어 환경을 준비, 그것은 기계적 테스트 중에 microtensile 테스터뿐만 아니라에 샘플을로드하는 동안 시료의 수분 함량에 최소한의 변화가 있는지 확인하는 것이 중요합니다. 이것은 샘플 에어 브러시에 의해 생성 된 수분에 의해 좌우되지 않으며, 빠르게 외부 환경에 건조 않는지 확인하기 위해 컨트롤 설정의 샘플 실험을 사용하여 계산됩니다. 그림 5는 마른 설치의 기계적 동작을 설명하는 예제 플롯을 보여줍니다 CYCL 동안 샘플적절한 에어 브러시 습기 설정 iCal의 인장 시험. 에어 브러시가 켜진 상태에서 탄성 계수에 변화가 최소화됩니다. 외부 환경 강성의 감소 또는 증가에 기여하지 않아...

방법을 논의하는<em&gt; 생체 내</em자극 - 반응 자료&gt; 기계 동작은 시간의 함수로 모니터링됩니다. 샘플 테스트<em&gt; 생체</em&gt; 생리적 환경을 시뮬레이션하기 위해 환경 관리와 microtensile 테스터를 사용하여. 이 작품은 더 이해 촉진<em&gt; 생체 내</em우리의 물자의&gt; 행동.

에 대한 기계적 적응 고분자 나노 복합 재료의 환경 제어 Microtensile 테스트<em&gt; 생체</em&gt; 특성

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

본 절차의 전반적인 목적은 조직 내에 식립된 시간에 따른 폴리비닐 아세테이트 기반 나노 복합 구조체의 강성 변화를 정량화하는 것입니다. 이를 위해 먼저 폴리머 나노 복합체 시료를 패턴화하고, 조직 삽입 및 미세 기계적 테스트를 위해 아크릴 홀더에 부착합니다. 두 번째 단계는 습도원과 복사열원을 사용하여 ex vivo 상태에서 생리학적 환경을 모방한 미세 인장 시험기 환경을 조성하는 것입니다.다음으로, 임플란트 샘플을 조직에 삽입하고 지정된 시간이 지난 후 제거합니다. 마지막 단계는 환경 제어 마이크로 인장 시험기에 샘플을 장착하고 기계적 시험을 수행하여, 지정된 임플란트 기간 이후 재료의 영률(Young's modulus)을 결정하는 것입니다. 궁극적으로, 이 환경 제어 마이크로 인장 시험은 생리적 환경에 노출된 시간에 따른 영률로 측정되는 기계적 강성(mechanical stiffness)의 변화를 보여주는 데 사용됩니다.동적 기계 분석(dynamic mechanical analysis)과 같이 가변적인 기계적 특성을 측정하는 기존 방법들에 비해 이 기술이 갖는 주요 장점은 마이크로 규모의 시료에 적용 가능하며 습도와 온도를 제어할 수 있다는 점입니다. 이 방법은 임플란트 재료의 강성이 임플란트에 대한 염증 반응에 어떤 영향을 미치는지와 같이 신경 인터페이스 분야의 핵심적인 질문들에 답하는 데 도움이 될 수 있습니다. 먼저, 용액 캐스팅 및 압착 기술로 제작된 두께 25에서 100 micrometers의 폴리비닐 아세테이트 기반 나노 복합 필름을 준비합니다.다음으로, 70 °C의 핫플레이트에서 2분 동안 가열하여 필름을 실리콘 웨이퍼에 접착합니다. 이는 필름과 웨이퍼 사이의 밀착력을 높여 마이크로 가공 시 필름이 평평하게 유지되도록 합니다. 이제 레이저 마이크로 가공을 사용하여 필름을 원하는 테스트 샘플 형상으로 패턴화합니다.직접 기록 레이저 미세 가공 파라미터는 출력 0.5 watts, 속도 56 millimeters per second, 그리고 인치당 1000 pulses로 설정합니다. 환경 조건을 설정하는 데 사용될 셋업 샘플은 측면 패드 크기가 1.5 millimeters by 1.5 millimeters이고 측면 빔 크기가 300 micrometers by 3000 micrometers인 도그본(dog bone) 모양 구조로 가공합니다. 두께는 가공 전 과정에서 필름의 두께와 일치시킵니다. ex vivo 실험에 사용될 임플란트 샘플은 두께가 필름과 일치하며 크기가 300 micrometers by 6 millimeters인 빔 형태로 가공합니다.마이크로 가공 장치에서 웨이퍼를 제거한 후, 면도날과 핀셋을 사용하여 웨이퍼에서 샘플을 조심스럽게 떼어내어 처리합니다. 마이크로 인장 시험기의 그립 시스템 일부로 사용될 아크릴 홀더를 준비합니다. 본 실험에서 각 홀더의 크기는 11 mm × 7 mm이며 두께는 2.2 mm이고, 마이크로 인장 시험기의 볼트와 맞물리도록 두 개의 구멍이 뚫려 있습니다.레이저로 식각된 표식은 홀더 끝에서 1.5 mm 떨어진 곳에 중심선이 있음을 나타냅니다. 각 임플란트 시료마다 하나의 아크릴 홀더가 필요하므로, 아크릴 홀더의 중심선에 소량의 Sano 아크릴 겔 기반 접착제를 바르고, 임플란트 시료의 1.5 mm 길이 부분이 표시된 중심선과 겹치도록 홀더에 조심스럽게 부착합니다. 이때 접착제 겔이 아크릴 홀더에 부착되는 폴리비닐 아세테이트 기반 나노 복합체의 1.5 mm 길이에만 도포되도록 주의하십시오.먼저 건조 상태의 설정 시료를 마이크로 인장 시험기에 장착합니다. 가동 그리프 사이에 시료를 먼저 고정한 다음, 고정 그리프 사이에 고정시키고, 물이 채워진 저장조가 달린 에어브러시를 노즐이 마이크로 인장 시료를 향하도록 고정된 위치에 장착합니다. 에어브러시 노즐을 완전히 닫은 상태에서 플라스틱 튜브를 통해 에어브러시를 공기 압축기에 연결합니다.공기 압축기를 켭니다. 시료에 인장 변형과 압축 변형을 교대로 가하는 반복 미세 인장 시험 절차를 시작하십시오. 시험은 응력-변형률 곡선의 선형 탄성 영역 내에서 유지되어야 합니다.이 경우, 가해지는 변형률은 2% 미만으로 제한됩니다. 본 실험에서는 변형률 속도를 제어하면서 해당 변형률을 달성하는 데 필요한 힘을 측정하였습니다. 원하는 습도 조건을 결정하려면 에어브러시 노즐의 유량을 점진적으로 증가시키면서 에어브러시 유량에 따른 응력-변형률 플롯의 기울기를 모니터링하십시오. 60초 동안 영률(Young's modulus)의 유의미한 감소를 일으키지 않는 최대 유량이 ex vivo 실험에 사용될 수준입니다. 마지막으로, 시료 주변의 온도를 측정하십시오.이상적인 설정에는 디지털 판독 장치가 포함된 열전대(thermocouple)를 사용하는 것이 좋으며, 에어브러시가 작동하는 동안 측정을 수행해야 합니다. 생리적 조건과 일치하도록 샘플 온도가 37 °C로 유지되도록 복사 열원의 강도와 거리를 설정하십시오. 대조군 비교는 설정된 샘플을 인산완충생리식염수(PBS)에 최소 30분 동안 담가 Young's modulus가 최소치까지 낮아지도록 연화시키는 것으로 시작합니다.시료를 마이크로 인장 시험기에 빠르게 장착하고, 에어브러시를 끈 상태에서 상온 조건으로 시료를 건조시키며 주기적 마이크로 인장 시험을 시작합니다. 이 데이터에서 도출된 Young's ModuLite는 비제어 조건에서 시료가 얼마나 빠르게 건조되는지를 나타냅니다. 다음으로, PBS에 포화된 두 번째 설정을 마이크로 시험기에 장착하고 에어브러시를 켠 상태에서 주기적 마이크로 인장 시험을 시작합니다. 여기서 계산된 Young's mod, I는 제어된 습도 조건에서 시료가 얼마나 빠르게 건조되는지를 나타냅니다.피질 조직 샘플을 준비합니다. 본 시연에서는 적출된 조직을 실험 전과 실험 전 과정 동안 37°C로 유지되는 인공 뇌척수액 배스 내에서 수화 상태로 유지합니다. 그다음, 홀더에 고정된 임플란트 샘플을 마이크로 매니퓰레이터 클램프에 부착합니다.프로브가 피질 조직과 직교하도록 배치하십시오. 마이크로 매니퓰레이터를 사용하여 폴리머 샘플을 피질 내로 내립니다. 수동 조작을 사용하십시오.대상 임플란트 시간이 1분에서 30분 사이로 경과할 때까지 샘플을 피질 조직에 둡니다. 프로브가 피질에 삽입되어 있는 동안 조직이 건조해지지 않도록 주의하십시오. 건조 로드를 고정 클램프로부터 3 mm 거리의 제로 변위 위치로 설정하여 미세 인장 시험기를 준비합니다.또한 에어브러시 노즐 유량 설정과 복사 열원 전력 설정을 이전에 결정한 값으로 설정하십시오. 지정된 임플란트 시간이 종료되면 마이크로 매니퓰레이터 핸드 컨트롤을 사용하여 프로브를 피질 밖으로 들어 올리고, 마이크로 매니퓰레이터 클램프에서 샘플을 즉시 주의 깊게 제거하여 마이크로 인장 시험기로 옮기십시오. 설명 직후 2분 이내에 시험을 시작하기 위해, 마이크로 인장 시험기의 두 세트 클램프 사이에 샘플을 장착하십시오. 샘플 홀더가 한쪽 클램프의 상단부 역할을 하도록 설계되어 있으므로, 임플란트 샘플 어셈블리를 이동식 그립 쪽에 샘플이 아래로 향하게 하여 놓으십시오.시료는 각 클램프의 중앙에 장착되어야 하며, 클램프들은 서로 수평을 이루어야 합니다. 이는 변형률이 프로브의 길이를 따라서만 가해지도록 하기 위함입니다. 이제 클램프 사이의 거리가 3 mm가 되도록 시료 위치를 조정하고, 프로브의 끝부분을 고정 클램프에 배치하십시오.클램프 사이의 3 mm 길이는 이후 계산에 사용될 시료의 표점 거리입니다. 시료를 양쪽 클램프 사이에 고정한 직후, 신경 조직으로부터 분리된 지 2분 이내에 인장 방향으로 모터를 작동시켜 일정한 속도로 시료를 늘립니다. 이때의 속도는 10 µm/s입니다.시료의 신장량과 시료를 변형시키는 데 필요한 관련 힘을 동시에 측정하고 기록합니다. 시료의 기계적 파손이 발생하거나 건조 로드 범위에 도달하면 미세 인장 시험을 중단합니다. 수집된 데이터를 분석을 위해 내보냅니다.각 샘플 및 이식 조건에 대해 미세 인장 시험을 반복합니다. 소프트웨어를 사용하여 각 샘플의 응력-변형률 곡선을 그립니다. 다음으로, 그래프에서 선형 탄성 영역을 분리합니다.그래프에서 분리된 부분은 최소 10개의 점을 포함해야 하며, 기울기가 가장 큰 구간에서 추출해야 합니다. 이제 소프트웨어 기반의 곡선 피팅 도구를 사용하여 이 부분에 가장 적합한 직선을 찾으십시오. 이 최적 적합 직선의 기울기가 시료의 영률(Young's modulus)에 해당합니다.사이클릭 모드로 테스트한 셋업 샘플에 대하여, 각 사이클의 영률(Young's modulus)을 결정합니다. 완료 후, 각 사이클의 영률을 시간으로 플롯합니다. 이 플롯은 환경 제어를 위한 적절한 에어브러시 설정을 결정하기 위해 사이클릭 인장 테스트 중에 측정된 시간의 함수로서의 영률을 나타냅니다.음영 처리된 영역은 설정된 에어브러시 세팅으로 에어브러시를 작동시킨 시간입니다. 영률(Young's modulus)은 시간이 지나도 크게 변하지 않습니다. 이는 에어브러시로부터 설정된 시료에 흡수된 수분의 양이 강성 감소에 영향을 줄 만큼 충분하지 않음을 시사합니다.습도 제어 및 비제어 인장 시험 환경 모두에서 수분으로 포화된 시료의 영률(Young's modulus) 대 시간 그래프입니다. 제어된 환경에서는 초기 영률의 회복 속도가 훨씬 느립니다. 이는 해당 환경에서 시료가 건조되는 데 필요한 시간이 증가함을 보여줍니다. 이 추가 시간을 활용하여 이식된 시료에 대한 기계적 시험을 수행할 수 있습니다.그림은 건조된 시료와 30분 동안 쥐의 피질에 식립된 젖은 시료의 응력-변형률 곡선을 보여주는 대표적인 그래프입니다. 선형 탄성 영역에서 응력-변형률 그래프의 기울기에 해당하는 영률(Young's modulus)은 건조된 시료에서 훨씬 더 크게 나타납니다. 두 시료 모두 파단될 때까지 변형을 가하였습니다.마지막 그래프는 피질(cortex)에 배치한 시료의 임플란트 기간에 따른 영률(Young's modulus)을 나타냅니다. 임플란트 후 약 5분이 지나면 시료의 영률에 거의 변화가 없습니다. 이는 시료가 이 시간 내에 포화 상태에 도달하고 최소 강성을 갖게 됨을 시사합니다.이 절차를 수행할 때는 조직과 ex vivo 테스트 환경 모두에서 생리학적 조건이 유지될 수 있도록 사전에 계획하는 것이 중요합니다. 이 방법은 생분해성 재료를 포함하여 환경에 따라 특성이 변하는 다른 재료의 기계적 거동을 평가하는 데 사용할 수 있으며, 생체 내(in vivo)에서 고분자 재료의 분해 속도나 기계적 안정성을 평가하기 위해 수행될 수 있습니다.

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Research

연구

JoVE Journal

Bioengineering

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