Summary
En metod diskuteras genom vilken
Abstract
Implanterbara microdevices vinner betydande uppmärksamhet i flera biomedicinska tillämpningar 1-4. Sådana anordningar har skett från en rad olika material, alla med sina egna fördelar och brister 5,6. Mest framträdande, på grund av de mikroskala enhetens dimensioner, är en hög modul för att underlätta implantation i levande vävnad. Omvänt bör styvheten av anordningen matchar den omgivande vävnaden för att minimera inducerad lokal stam 7-9. Därför utvecklade vi nyligen en ny klass av bio-inspirerade material för att möta dessa krav genom att reagera på stimuli från omgivningen med en förändring av de mekaniska egenskaperna 10-14. Specifikt visar vår poly (vinylacetat)-baserad nanokomposit (PVAc-NC) en minskning i styvhet när de utsätts för vatten och förhöjda temperaturer (t.ex. kroppstemperatur). Tyvärr är det få metoder finns att kvantifiera styvheten av material in vivo 15, och mekanical testning utanför den fysiologiska miljön kräver ofta stora prover olämpligt för implantation. Vidare kan stimuli-responsiva material återhämta sig snabbt sin ursprungliga styvhet efter explantation. Därför har vi utvecklat en metod som de mekaniska egenskaperna hos implanterade microsamples kan mätas ex vivo, med simulerade fysiologiska förhållanden upprätthålls med hjälp av fukt-och temperaturkontroll 13,16,17.
För detta ändamål har en anpassad microtensile testare utformad för att rymma mikroskala prover 13,17 med mycket varierande Youngs moduler (intervallet 10 MPa till 5 GPa). Eftersom våra intressen är i tillämpningen av PVAc-NC som ett biologiskt anpassningsbar neural testsubstrat, ett verktyg som kan mekanisk karakterisering av prover på mikroskala var nödvändigt. Detta verktyg har anpassats för att ge fukt och temperaturkontroll, vilket minimerade prov torkning och kylning 17. Som ett resultat, mekanikernal egenskaper explanterad provet avspeglar nära de för provet strax före explantation.
Det övergripande målet med denna metod är att kvantitativt utvärdera in vivo mekaniska egenskaper, särskilt den Youngs modul, av stimuli-lyhörd, mekaniskt-adaptiva polymerbaserade material. Detta åstadkommes genom att först fastställa de miljöförhållanden som kommer att minimera en förändring i prov mekaniska egenskaper efter explantation utan att bidra till en minskad styvhet oberoende av det som följer av implantation. Prover framställs därefter för implantation, hantering, och testning (Figur 1A). Varje prov implanteras i hjärnbarken hos råttor, som representeras här som en explanterad råtta hjärna, under en viss tid (Figur 1B). Vid denna punkt, är provet explanterades och omedelbart laddas i microtensile testare, och utsattes sedan för dragprovning (Figur1C). Efterföljande analys av data ger en inblick i det mekaniska beteendet hos dessa innovativa material i miljön av hjärnbarken.
Protocol
Ett. Provberedning
- Förbered PVAc-NC film av tjocklek i området av 25 till 100 ^ m med användning av en lösning gjutning och kompressionsteknik 10-12.
- Följ film till en kiselskiva genom upphettning på en värmeplatta i två minuter vid 70 ° C (över glastemperaturen) för att främja intim kontakt mellan filmen och skivan. Detta steg säkerställer att den behandlade filmen förblir platt och fast till Si-skivan, vilket är nödvändigt för plana mikrobearbetningstekniker processer.
- Mönster filmen i geometrierna provet genom laser-mikrobearbetning (VLS 3.50, VersaLASER). Ställ in CO 2 direktritning parametrar laser mikrobearbetning till 1,0% effekt (0,5 W), 4,0% varvtal (56 mm / s), och 1000 pulser per tum 13,16.
- Mönster prover som kommer att användas för att fastställa miljöförhållanden ("Setup prover") i hundben-formade strukturer med laterala pad måtten 1.5 x 1.5 mm 2, och lateral balk dimensions 300 x 3.000 ìm 2, med en tjocklek som matchar av film i hela (Figur 2).
- Mönster proverna för ex vivo-experiment ("implantat prov") till balkar 300 um x 6 mm, med en tjocklek som matchar av filmen.
- Släpp försiktigt proverna från skivan med ett rakblad och pincett.
- För provhantering, förbereda specialanpassade maskinbearbetade akryl innehavare är avsedda att fungera som en del av greppet systemet i microtensile testare. Laser-etsade markeringar visar mittlinjen av innehavaren och 1,5 mm från änden. Placera en liten mängd cyanoakrylat gelbaserad bindemedel på centrumlinjen för hållare av akryl och noggrant fästa en 1,5 mm längd av implantatet provet till innehavaren och överlappa den markerade centrumlinje (figur 3). Varje implantat prov kräver en hållare av akryl. Var noga med att se till att det självhäftande gel återstår bara längs 1,5 mm längd PVAc-NC följs ACRylic hållare. Annars kan den självhäftande gel störa det mekaniska uppträdandet hos provet.
- Ta bort fukt från samtliga prover genom att placera dem i en torkapparat under minst 24 tim.
- Mät längd, bredd, och tjockleksdimensionerna av proverna med hjälp av ett optiskt mikroskop.
2. Upprätta Miljökrav
- Ladda en torr installation provet i microtensile testaren (se figur 4), första spännelementet mellan de mobila grepp, sedan mellan de fasta grepp.
- Montera en luft borste med en vattenfylld behållare in en fast position, med munstycket riktad mot microtensile provet. Anslut luft borste till en luftkompressor via plaströr. Med luft borstmunstycke helt stängd, slå på kompressorn.
- Börja cykliskt förfarande microtensile testning, alternerande mellan dragspänning (positiv stam) och tryckpåkänning (negativ stam) på than prov kvar inom det linjära elastiska området av den stress-stammen tomt. För PVAc-NC är den anbringade töjningen begränsad till mindre än 2%. I den anpassade microtensile testare användes i dessa experiment, var töjningshastighet styrs medan den erforderliga kraften för att uppnå denna stam mättes. Alternativt skulle en annan inställning inbegriper kontroll av den pålagda kraften under mätning av den resulterande stammen.
- Gradvis öka flödet från luften borstmunstycke, och övervaka lutningen på spännings-töjnings plot som en funktion av mängden av flöde från luften borsten. Det maximala flödet som inte orsakar en signifikant (> 10%) minskning av Youngs modul över en period av 60 sek är den nivå som kommer att användas för de ex vivo experiment. Vid denna punkt, att fuktighet inte väter ett torrt prov (och på så sätt bidra till en minskning av elasticitetsmodulen), och också minimerar prov torkning efter att ha utsatts för biologiska vätskor in vivo har established.
- Mät temperaturen nära provet. En idealisk inställning skulle innefatta ett termoelement med digital avläsning, och utföras medan airbrush fungerar. Ställ in intensiteten och avståndet för strålningsvärmekälla så att provet hålles till 37 ° C, för att matcha fysiologiska betingelser.
Tre. Jämför Environmental Control till Icke-Environmental Control
- Sänk inställningar prover för minst 30 min i fosfatbuffrad saltlösning. Efter denna tid, är provet helt mättad och har reducerats till sin minimala Youngs modul vid en given temperatur.
- Snabbt ladda ett prov i microtensile testare och börja cyklisk microtensile testning, med luften borsta bort, medan provet torkar. Detta avgör hur snabbt provet torkar under icke-kontrollerade förhållanden.
- Ladda en andra PBS-mättad inställning prov i microtensile testare, och börja cykliska microtensile testningmed luften pensel på. Detta avgör hur snabbt provet torkar under kontrollerade miljöförhållanden.
4. Probe Implantation och Explantation
- Bifoga implantat prov till en mikromanipulator klämma och position vinkelrätt mot kortikal vävnad.
- Före insättning, hålla vävnaden tillräckligt fuktig med koksaltlösning för att säkerställa homogenitet av vävnad mekanik.
- Sänk polymerprovet i cortex med kontrollerna mikromanipulator handen. Låt provet i kortikal vävnad tills målet implantatet tid, vanligen mellan 1 och 30 min. För att förhindra att vävnad från torkning tidpunkter under 5 minuter, lätt sandskädda vävnaden var 5 min med hjälp av en saltlösning-indränkt bomullstuss.
- Medan sonden är implanterad i cortex, förbereda microtensile testare för laddning av närvarande implanterade provet genom att ställa in drivstången till noll-förskjutningsläge av 3,0 mm från den stationära provet klämman. Ställ också in munstycket air brushtill flödet inställning och strålningsvärmekälla till rätt intensitet avgör i steg 2.4.
- Vid slutet av den specificerade implantat tid, höja sonden ur hjärnbarken med kontrollerna mikromanipulator handen. Omedelbart, och försiktigt, avlägsna provet från mikromanipulator klämman och ladda i microtensile testare, såsom beskrivs mer i detalj i steg 5.2.
Fem. Microtensile Provning av implantat Prov
- För att spara tid efter explantation, se till att microtensile testaren är helt redo att acceptera implantatet provet före implantation, som beskrivs i steg 4,4.
- Omedelbart efter explantation, ladda provet mellan de två uppsättningarna av microtensile testare klämmor. Eftersom provet är monterad på en hållare av akryl avsedd att fungera som den övre halvan av en klämma, placera monteringen implantatet prov på den mobila grepp, prov nedåt. Det är viktigt att säkerställa att provet är monterad så att stam är applied endast utmed längden av sonden för att undvika att applicera vridmoment till provet under testningen. Som sådan måste provet vara monterad på mitten av varje klämma, och klämmorna måste vara i nivå med avseende på varandra.
- Justera provposition så att avståndet mellan klämmorna är 3,0 mm, och änden av sonden är placerad i den fasta klämman. Denna 3,0 mm längd mellan klämmorna är mätsträckan för provet, och kommer att användas i senare beräkningar för att bestämma belastningen på provet.
- Omedelbart efter att ha säkrat provet mellan båda klämmorna, och inom 2 min av explantation från neural vävnad, aktivera motorn i den tänjbara riktningen för att förlänga provet med en konstant hastighet (10 ^ m / sek används här) och samtidigt mäta och registrera den töjning av provet (med en förskjutning indikator, Mitutoyu 543-561) och tillhörande kraft (med en lastcell, Givare Tekniker MDB-2.5) som krävs för att töja provet.
- Upprepa microtensile testning för varje prov och / eller varje uppsättning villkor (dvs. insertion tid).
6. Data Analysis
- Konvertera de råa töjning data till ingenjörskonst stam appliceras på implantatet provet genom att dividera avståndet av töjning av den ursprungliga mätlängden, såsom beskrivs i ekvation 1, där ε är den anbringade töjningen, t är tid, d är förskjutningen mäts av mikrometer indikator, och L 0 är den initiala mätlängd av provet:
(1) - Konvertera de råa kraftdata till verkstadsindustrin stress på provet genom att dividera den kraft (i Newton), vid transverse tvärsnittsarea, såsom beskrivs i ekvation 2:
(2)
där σ är påkänningen på provet, F är den kraft som mäts av belastningscellen (i Newton), är w 0 den initiala bredden av provet, och t 0 är den initiala tjockleken av provet. - Rita stress (σ [t]) vs stam (ε [t]) kurva för varje prov med hjälp av ett datorprogram, t.ex. Microsoft Excel.
- Isolera den linjära elastiska delen av tomten och använder programvara-baserade verktyg kurvanpassning för att hitta den som passar bäst linjen till denna del. Lutningen av den bäst anpassade linjen motsvarar Youngs modul av provet. Den isolerade del av diagrammet bör omfatta minst 10 spännings-töjnings poäng, och bör tas från den del av diagrammet där lutningen är som störst.
- För cykliska tester kommer Youngs modul behöver fastställas för varje cykel. Detta kan vara automatiserad eller manuellt.
- För de cykliska tester, tomt Youngs modul i varje cykel kontra tid. Detta visar hur de uppmätta modul ändras med tiden, vilket indikerar hur snabbt en inställning prov vätning eller torkning.
- För implantat prover, motsvarar varje prov och tid för implantatet till en enda cykel av de cykliska tester. Mät Youngs modul med användning av ovan beskrivna förfarande för varje implantat prov.
- Plotta Youngs modul mot implantat tid. Vid denna punkt, kan jämförelser göras med stationärmaskiner bevakning mm
(1) 
(2) Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
De mekaniska egenskaperna hos nästan alla polymera material, inklusive vår PVAc-NC, är beroende av påverkan av miljöfaktorer. Notably, dessa inkluderar exponering för värme och fukt. Då ett material mjukgjort grund av upptag av fukt, eller genomgår en termisk övergång, visar den en minskning av elasticitetsmodulen. Vid framställning av fukt-och temperatur-kontrollerad miljö för ex vivo prov mekanisk karakterisering, är det viktigt att se till att det finns minimal förändring av vattenhalten i provet samtidigt laddar provet i microtensile testare, samt under mekanisk provning. Detta utvärderas med kontrollexperimenten installation provet för att säkerställa att provet inte påverkas av fukt som alstrats av luften pensel, inte heller snabbt torka i den yttre miljön. Figur 5 visar ett exempel plot som visar det mekaniska beteendet hos en torr installation prov under cyklical dragprovning under en lämplig luft borste fukthärdande. Alla förändringar i elasticitetsmodul medan luften borsten är påslagen är minimal. Detta är viktigt eftersom den yttre miljön inte bör bidra till en minskning eller ökning av styvheten. När flödet från luften borsten sätts för högt kommer elasticitetsmodul provet minska avsevärt inom ca 60 sek.
Kontroll över den mekaniska testmiljön kan också se till att de material som inte i förtid ska torka. Till exempel ökar användningen av vår fukt kontrollerad miljö den tid som krävs för en explanterades prov för att torka och återställa dess preimplantatorisk mekaniska egenskaper. Figur 6 visar torkning beteende två kontrollprover installation indränkt till mättnad därefter genomgå cyklisk dragprovning enligt både kontrollerade och icke-kontrollerade miljöförhållanden. Enligt en icke-kontrollerad miljö, proverna återfå en elasticitetsmodulöverstigande 400 MPa i 150 sek under vilken provet laddades i microtensile testare. Denna Youngs modul ökning med 20 till 40 gånger högre än en mättade provet resulterade från den snabba torkningen av provet 13. Under miljökontroll, är en märkbar ökning av elasticitetsmodul inte mätas förrän 240 sek efter avlägsnande från immersion bath. Denna tidsperiod är tillräcklig för att både ladda provet och utföra nog av mekanisk provning för att möjliggöra extraktion av Youngs modul.
Designen för implantatet prover för ex vivo-testning (Figur 3) innefattar behandling av ett antal faktorer. Först proverna måste implanteras i vävnaden av intresse, som är hjärnbarken i denna undersökning. Som ett resultat, ska provet ha en nål-inspirerad geometri, som representeras av den smala PVAc-NC balk. Dessutom bör provet vara utformade med hänsyn till den kraft som krävs till penetrate vävnaden av intresse utan buckling. Eulers buckling formel tar hänsyn Youngs modul av materialet, såväl som längden, bredden och tjockleken av strålen att tillhandahålla en kritisk kraft, vid vilken en stråle-typ sonden förväntas spänne 17. I denna studie var de beam dimensioner väljs så att sonden skulle penetrera genom nervvävnad utan risk för buckling. Med tanke på tidigare studier som visar en insättning kraft mindre än 15 mN, en vald sond längd på 4,5 mm för att tillåta en 3 mm teststråle och en 1,5 mm längd för gripande, och en känd film tjocklek av mer än 75 um, kunde vi räkna ut att sondbredden bör överstiga 107 um. För att säkerställa maximal repeterbarhet med lasern mikrobearbetning verktyget har en bredd av 300 ^ m som valts för proven. En ytterligare källa till oro är hantering av mikrosondanalys provet under införande i vävnaden och avlägsnandet från vävnaden. Som ett enkelt Strålen kan skadas under hantering, fästa beam till en mer omfattande struktur (dvs. hållare av akryl) möjliggör säkrare överföring till implantation och mekanisk provning. Slutligen bör detta aggregat vara optimerad för att möjliggöra laddning i dragprovaren så snabbt som möjligt.
En representativ kurva som visar spännings-töjningskurvan för ett torrt prov och ett vått prov som hade implanterats i råttkortex under 30 min visas i figur 7. Den Youngs modul, vilket motsvarar lutningen av spännings-töjnings tomt i det linjära elastiska området, är helt klart mycket större för det torra provet än för den implanterade provet. Båda proverna ansträngda att bryta. Emellertid är Youngs modul härledd från den linjära elastiska del av diagrammet som samlas tidigt i dragprovning, innan plastisk deformation och provet misslyckas, såsom visas i figur 8. Figur 9 visar att efter ca 5 min av implantation, den prov disspelar liten förändring i Youngs modul, vilket tyder på att provet når mättnad och minimal styvhet inom denna tidsperiod.
Figur 1. Schematisk översikt av den experimentella metod för att karakterisera in vivo mekaniska beteendet hos ett stimuli-lyhörd, mekaniskt-adaptiva polymer Nanocomposite mikrosondanalys. (A) Först provet framställs genom mönstring av PVAc-NC-film till en stråle och montering på en akryl hållare. (B) Sonden sedan implanteras i hjärnbarken under en angiven tidsperiod. (C) Slutligen provet explanterades och utsattes för microtensile tester med en specialbyggd microtensile testare.
Figur 2. Laser-mikrobearbetad PVAc-NC inställning prov för att fastställa nödvändiga miljövillkor för att bibehålla in vivo mekaniska beteende PVAc-NC implantat prover efter explantation.
Figur 3. Fotografier av implantat prov, som består av en laser-mönstrad PVAc-NC balk monterad på en hållare av akryl.
Figur 4. Blockschema för microtensile testare. Provet kläms fast mellan en fast klämma och en mobil klämma som är fäst vid drivstången för den linjära PiezoMotor. Den töjningshastighet av den linjära PiezoMotor styrs och stammen mäts med användning av förskjutningen indikator. Den belastning som erfordras för att töja provet är migasured av en lastcell. Miljön i närheten av provet styrs av en luft-borste och en värmelampa.
Figur 5. Youngs modul (E) som en funktion av tiden, mätt under cykliska dragprov till att inställningarna air brush för styrning av fukt i testmiljön. Det skuggade området är den tid under vilken luft borste var påslagen. Vid Den luft som används pensel inställningar ändrar elasticitetsmodulen inte signifikant över tiden, vilket tyder på att den mängd vatten som absorberas av setup prov från luften borsten är inte tillräckligt för att bidra till en minskad styvhet.
Figur 6. Youngs modul (E) mot tiden för vatten-mättade strömtransformaed prover i både fukt kontrollerade och icke-kontrollerade miljöer dragprovning. Återhämtningen av den initiala elasticitetsmodulen är mycket långsammare i kontrollerad miljö.
Figur 7. Exempel på spännings-töjnings tomter för PVAc-NC prover som var torr (aldrig implanteras) och vått (ex vivo, explanterad från vävnad efter 30 min in vivo).
Figur 8. Extra uppsättning av spännings-töjnings tomter att påvisa att den linjära elastiska delen av tomten är isolerad från resten av spännings-töjnings plot (vänster), och extraheras och passar till en linje (höger). För denna speciella mått, Youngsmodul är 16,8 MPa. Klicka här för att visa en större bild .
Figur 9. Youngs modul, E, jämfört med implantat tid för PVAc-NC prover implanteras i cortex. Felstaplarna representerar standardfelet med n = 4, med undantag av 5 min implantatet, med n = 2.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Främjande av implanterbara biomedicinska mikroelektromekaniska system (bioMEMS) för att interagera med biologiska system är motiverande att utveckla nya material med högt skräddarsydda egenskaper. Några av dessa material är utformade för att uppvisa en förändring i materialegenskaper i svar på ett stimulus som finns i den fysiologiska miljön. En nyligen utvecklad klass av material reagerar på närvaron av väte bindningsbildande vätskor (t.ex. vatten) och förhöjda temperaturer för att minska elasticitetsmodulen, ett mått på materialets styvhet, med tre storleksordningar 10,11,18. Dessa polymera nanokomposit material har en mjuk polymer matris (dvs. poly (vinylacetat)) med cellulosa nanofibrer som nanofillern fasen. Interaktioner mellan de cellulosa Nanofiber diktera de mekaniska egenskaperna hos materialet som helhet, och är påslagna "på" när det är torrt och slås "från" i vått tillstånd. Dessutom mjukgör vatten polymeren nanocomposite, vilket minskar glasövergångstemperaturen till under kroppstemperatur (37 ° C), vilket resulterade i en ytterligare minskning i elasticitetsmodulen. En applikation för denna klass av material är att fungera som en bio-adaptiv substrat för intracortical sönder för att samverka med enskilda nervceller 13,17. Emellertid är fördelarna med en mekaniskt-adaptiv materialet inte begränsade till gränssnitt med nervsystemet.
Presenteras här är en metod som den mekaniska beteende PVAc-NC-baserade mikroprober kan bedömas efter implantation i nervvävnad för en viss tid. Med denna metod, kan ex vivo mekaniska samlas in för jämförelse med stationärmaskiner studier. Vidare kan tidsskalan av förändringar i mekaniska egenskaper bedömas. Den miljömässiga kontrollen aktiveras genom den mycket avstämbara luft borste och strålande inställningar värme ger en mekanism genom vilken de implanterade proverna kan testas ex vivo med minimal förändras i mekaniska egenskaper till följd av förändring i miljön. Som sådan kan den uppträdande in vivo av materialet framgår, ger överlägsen uppgifter jämfört med stationärmaskiner experiment med prover helt nedsänkt i artificiell cerebrospinalvätska (ACSF). Den komplexa fysiologiska miljön kräver tillgängligheten av sådana metoder, men experimentella metoder för denna bedömning är begränsade.
Det finns flera fördelar med vår metod för mekanisk karakterisering av implanterade, mekaniskt-adaptiva polymer nanokomposit prov. Seden microtensile testaren är lämpligt för att testa prover med måtten jämförbara med en typisk neural sond (1,5-8 mm lång, 50-500 ìm bred, 15-100 um tjock 3,19-21). Andra mekaniska metoder för karakterisering är lämpade för antingen större, bulkprover eller nanoskala prover. Använda en mekanisk testverktyg av lämplig skala bort det okända av egendom skalbarhet. Dessutom har microtensile testare öppen tillgång till provexemplaret, som möjliggör fukt och temperaturkontroll av testmiljön. Vidare, även med miljökontroll, är det nödvändigt att börja dragprovning snabbt efter avlägsnande av provet från neural vävnad., Ex vivo prov torkning och därmed styva, har minimerats här med testprov och microtensile mönster testare som underlättar snabbt (i allmänhet inom 120 sek) lastning och påbörjande av mekanisk provning. Slutligen rymmer denna microtensile testare prover som inte har kuddar på båda ändar, vilket underlättar användning av prob-liknande prover för mekanisk provning som kan implanteras i djur i identiskt sätt som för biologisk utvärdering.
Borttagning av provet från neural vävnad presenterar en ny miljö, vilket kan leda till förändringar i mekaniska beteendet efter explantation eftersom stimuli-lyhörda beteende av materialet är reversibel ettnd potentiellt snabbverkande. När du använder denna miljömässigt kontrollerad metod dragprovning att bedöma förändringen i mekaniska beteende efter provet implantation i hjärnan under en given tidsperiod, bör eventuella skillnader med avseende på det faktiska elasticitetsmodul in vivo övervägas. Först, genom att testa prover ex vivo, de är, per definition, avlägsnas från den fysiologiska miljön och utsattes för en alternativ miljö. För ett prov med mekaniska egenskaper beroende på miljöförhållanden, kommer att ta bort ett prov från miljön ändra dess mekaniska egenskaper. Den tidsplan som denna förändring sker beror på materialegenskaperna, samt i vilken grad den yttre miljön styrs.
Denna syn på karakterisering och kvantifiering av stimuli-lyhörd mekaniska beteende är bäst lämpad för prover med nål-liknande geometrier, med en längd mycket storr än bredden eller tjockleken på enheten. Dessutom bör styvheten i materialet och den specifika motorn och dess maximala styrka övervägas vid val av enhetens dimensioner. Eftersom en uppsättning av provdimensioner kommer ett mer styvt material kräver en större drag-kraft för att tillämpa samma grad av spänning som ett material med en mindre elasticitetsmodul. Att minska bredd och / eller tjocklek, eller öka provlängd, kommer att minska mängden kraft som krävs för att förlänga provet en given mängd. För den anpassade dragprovning setup, har den linjära PiezoMotor en maximal dragkraft på 6 N, vilket möjliggör för prover med Youngs modul av 5 GPa och tvärsnittsarea upp till 24.000 nm 2 ansträngd 5% utan att nå den maximala drag tvinga av motorn. Lastcellen som används för att mäta kraften i microtensile testaren har en upplösning på mindre än 1 mN, så att det minsta Youngs modul som kan mätas i de prover som användes i vår studie (bredd 300im, tjocklek 100 ^ m) ca 1 MPa. Denna nedre gräns kan minskas ytterligare med hjälp av prover med större tvärsnittsarea, dock. Förskjutningen Indikatorn har en upplösning på 0,5 pm, vilket är tillräckligt för de material med elastiskt beteende begränsas till 0,2% töjning (vid en initial längd på 3 mm), vilket är en order-of-storleksordning mindre än den elastiska området för PVAc- NC även i torrt tillstånd.
En begränsning på denna metod för ex vivo karakterisering är att det inte kan vara effektivt för mycket styva eller spröda material. Praktiskt sett, eftersom provet måste snabbt monteras in i microtensile testare, är ett sprött material som riskerar att bryta under montaget. Dessutom, de stolpliknande prover (med dimensioner som motsvarar dem i våra experiment) med ena änden fäst vid hållare av akryl och den andra änden fri kan inte användas för materialet överstiger ca 2,5 GPa som den kraft som krävs för att strai provet överstiger kraften av klämmorna som håller provet på plats, vilket resulterar i glidning av provet genom klämmorna och felaktiga resultat. Detta problem övervanns med hjälp av hundben-formade prover med kuddar på varje ände. Denna användning av denna metod för mätning och analys av in vivo mekaniska beteendet av mikropelare är inte begränsad till den PVAc-NC klass av material. Ytterligare potentiella användningsområden är övervakning av nedbrytningshastigheten av biologiskt nedbrytbara material 22 och karaktärisera det mekaniska beteendet hos biologiska vävnader 23,24, samt karakterisering av mikroskala strukturer för icke-biologiska tillämpningar. Vidare kan ytterligare miljökontroll tillsättas (t.ex. pH, våglängd av omgivande ljus, elektriska fält, magnetfält) för material som svarar på olika stimuli 25,26. En av de viktigaste fördelarna med denna metod är dess mångsidighet och användbarhet till många olika materials och applikationer.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Vi har inget att lämna ut.
Acknowledgments
Detta arbete stöddes av Institutionen för medicinsk teknik vid Case Western Reserve University genom både lab nystartade fonder (J. Capadona), och Medtronic Graduate Fellowship (K. Potter). Ytterligare finansiering på denna forskning stöds delvis av NSF bevilja ECS-0621984 (C. Zorman), Case Alumni Association (C. Zorman), Department of Veterans Affairs genom ett Merit Review Award (B7122R), samt Advanced Plattform Technology Center (C3819C).
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Silicon wafer | University Wafer | Mechanical grade | |
| Extruded acrylic sheet | Professional Plastics | SACR 062EF | Thickness 0.062" |
| Razor blade | McMaster-Carr | 3962A3 | |
| Tweezers | McMaster-Carr | 8384A47 | #5 tip |
| Super Glue Gel | Loctite | 130380 | |
| Air Brush | Snap-on Industrial | BF175TA | |
| Air Compressor | Paasche | B002YKN8YO | D500 |
| Thermocouple | Omega | HH12A | |
| Hot plate | Cimarec | SP131325Q | |
| CO2 direct-write laser | VersaLaser | 3.5 | |
| Dessicator | Fisher Scientific | 08-595 | |
| Lamp | custom-built | ||
| Microtensile tester | custom-built |
References
- Chen, P. J., Saati, S., Varma, R., Humayun, M. S., Tai, Y. C. Wireless intraocular pressure sensing using microfabricated minimally invasive flexible-coiled LC sensor implant. Journal of Microelectromechanical Systems. 19, 721-734 (2010).
- Ren, X., Zheng, N., Gao, Y., Chen, T., Lu, W. Biodegradable three-dimension micro-device delivering 5-fluorouracil in tumor bearing mice. Drug Delivery. 19, 36-44 (2012).
- Bai, Q. Single-unit neural recording with active microelectrode arrays. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 911 (2001).
- Rousche, P. J., Pellinen, D. S., Pivin, D. P., Williams, J. C., Vetter, R. J., kirke, D. R. Flexible polyimide-based intracortical electrode arrays with bioactive capability. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 361-371 (2001).
- Hassler, C., Boretius, T., Stieglitz, T. Polymers for neural implants. Journal of Polymer Science Part B: Polymer Physics. 49, 18-33 (2011).
- Mercanzini, A., Colin, P., Bensadoun, J. C., Bertsch, A., Renaud, P. In Vivo Electrical Impedance Spectroscopy of Tissue Reaction to Microelectrode Arrays. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 56, 1909-1918 (2009).
- Polikov, V. S., Tresco, P. A., Reichert, W. M. Response of brain tissue to chronically implanted neural electrodes. Journal of Neuroscience Methods. 148, 1-18 (2005).
- Engineering in Medicine and Biology Society, 2006. Subbaroyan, J., Kipke, D. EMBS'06. 28th Annual International Conference of the IEEE, , IEEE. 3588-3591 (2006).
- Harris, J., Capadona, J., Miller, R., Healy, B., Shanmuganathan, K., Rowan, S., Weder, C., Tyler, D. Mechanically adaptive intracortical implants improve the proximity of neuronal cell bodies. Journal of Neural Engineering. 8, 066011 (2011).
- Capadona, J. R., Shanmuganathan, K., Tyler, D. J., Rowan, S. J., Weder, C. Stimuli-Responsive Polymer Nanocomposites Inspired by the Sea Cucumber Dermis. Science. 319, 1370-1374 (2008).
- Shanmuganathan, K., Capadona, J. R., Rowan, S. J., Weder, C. Stimuli-Responsive Mechanically Adaptive Polymer Nanocomposites. ACS Applied Materials & Interfaces. 2, 165-174 (2009).
- Shanmuganathan, K., Capadona, J. R., Rowan, S. J., Weder, C. Bio-inspired mechanically-adaptive nanocomposites derived from cotton cellulose whiskers. Journal of Materials Chemistry. 20, 180 (2010).
- Hess, A., Capadona, J., Shanmuganathan, K., Hsu, L., Rowan, S., Weder, C., Tyler, D., Zorman, C. Development of a stimuli-responsive polymer nanocomposite toward biologically optimized, MEMS-based neural probes. Journal of Micromechanics and Microengineering. 21, 054009 (2011).
- Capadona, J. R., Tyler, D. J., Zorman, C. A., Rowan, S. J., Weder, C. Mechanically adaptive nanocomposites for neural interfacing. Materials Research Society Bulletin. 37, 581-589 (2012).
- Ophir, J., Cespedes, I., Garra, B., Ponnekanti, H., Huang, Y. Elastography: ultrasonic imaging of tissue strain and elastic modulus in vivo. European journal of ultrasound. 3, 49-70 (1996).
- 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).
- Harris, J. P., Hess, A. E., Rowan, S. J., Weder, C., Zorman, C. A., Tyler, D. J., Capadona, J. R. In vivo deployment of mechanically adaptive nanocomposites for intracortical microelectrodes. Journal of Neural Engineering. 8, 046010 (2011).
- Shanmuganathan, K. Bio-inspired Stimuli-responsive Mechanically Dynamic Nanocomposites. , Case Western Reserve University. (2010).
- Rousche, P. J., Pellinen, D. S., Pivin, D. P., Williams, J. C., Vetter, R. J., Kipke, D. R. Flexible polyimide-based intracortical electrode arrays with bioactive capability. IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 361-371 (2001).
- Norlin, P., Kindlundh, M., Mouroux, A., Yoshida, K., Hofmann, U. G. A 32-site neural recording probe fabricated by DRIE of SOI substrates. Journal of Micromechanics and Microengineering. 12, 414 (2002).
- Ward, M. P., Rajdev, P., Ellison, C., Irazoqui, P. P. Toward a comparison of microelectrodes for acute and chronic recordings. Brain Research. 1282, 183-200 (2009).
- Lin, J. M., Chang, P. K. A Novel Remote Health Monitor with Replaceable Non-Fragile Bio-Probes on RFID Tag. Applied Mechanics and Materials. 145, 415-419 (2012).
- Kunzelman, K. S., Cochran, R. Stress/strain characteristics of porcine mitral valve tissue: parallel versus perpendicular collagen orientation. Journal of Cardiac Surgery. 7, 71-78 (1992).
- Snedeker, J., Niederer, P., Schmidlin, F., Farshad, M., Demetropoulos, C., Lee, J., Yang, K. Strain-rate dependent material properties of the porcine and human kidney capsule. Journal of Biomechanics. 38, 1011-1021 (2005).
- Ahn, S., Kasi, R. M., Kim, S. C., Sharma, N., Zhou, Y. Stimuli-responsive polymer gels. Soft Matter. 4, 1151-1157 (2008).
- Stuart, M. A. C., et al. Emerging applications of stimuli-responsive polymer materials. Nature Materials. 9, 101-113 (2010).
