Summary
En fremgangsmåde er beskrevet, hvorved
Abstract
Implanterbare microdevices vinder stor opmærksomhed i flere biomedicinske anvendelser 1-4. Sådanne enheder er blevet lavet af en række materialer, der hver tilbyder sine egne fordele og mangler 5,6. Mest fremtrædende grund mikroskala enhed dimensioner, er en højt modul nødvendig for at lette implantation i levende væv. Omvendt bør stivheden af indretningen matcher det omgivende væv for at minimere induceret lokal stamme 7-9. Derfor har vi for nylig udviklet en ny klasse af bio-inspirerede materialer til at opfylde disse krav ved at reagere på miljømæssige stimuli med en ændring i mekaniske egenskaber 10-14. Specifikt vores poly (vinylacetat)-baserede nanocomposite (PVAc-NC) viser en reduktion i stivhed, når de udsættes for vand og forhøjede temperaturer (f.eks kropstemperatur). Desværre par metoder eksisterer for at kvantificere stivhed af materialer in vivo 15 og mechnisk afprøvning uden for fysiologisk miljø kræver ofte store prøver uhensigtsmæssigt for implantation. Endvidere kan stimuli-responderende materialer hurtigt at genvinde deres oprindelige stivhed efter explantation. Derfor har vi udviklet en fremgangsmåde, ved hvilken de mekaniske egenskaber af implanterede microsamples kan måles ex vivo, med simulerede fysiologiske betingelser opretholdes ved hjælp fugt og temperaturstyring 13,16,17.
Til dette formål blev en brugerdefineret microtensile tester designet til at rumme mikroskala prøver 13,17 med bredt varierende Youngs moduli (mellem 10 MPa til 5 GPa). Da vores interesser er i anvendelsen af PVAc-NC som en biologisk-tilpasningsdygtige neural sonde substrat, et værktøj i stand til mekanisk karakterisering af prøver på mikroskala var nødvendig. Dette værktøj blev tilpasset for at give fugtighed og temperatur kontrol, hvilket minimerede prøve tørring og køling 17. Som et resultat, mekaniker denal kendetegn eksplanterede prøve nøje afspejler dem af prøven lige før eksplantation.
Det overordnede mål med denne metode er at kvantitativt vurdere in vivo mekaniske egenskaber, specifikt Youngs modul, af stimuli-lydhør, mekanisk adaptive polymer-baserede materialer. Dette opnås ved først om de miljømæssige forhold, der minimerer en ændring i prøve mekaniske egenskaber efter eksplantation uden at bidrage til en reduktion i stivhed uafhængig af resultatet af implantation. Prøver fremstilles derefter til implantation, håndtering og testning (figur 1A). Hver prøve implanteres i hjernebarken hos rotter, der er repræsenteret her som en eksplanteret rottehjerne, i et bestemt tidsrum (figur 1B). På dette punkt er prøven eksplanteret og straks fyldt i microtensile testeren, og derefter underkastet trækprøvning (figur1C). Efterfølgende data analyse giver indsigt i den mekaniske opførsel af disse innovative materialer i miljøet af hjernebarken.
Protocol
1.. Prøveforberedelse
- Forbered PVAc-NC film af tykkelse i området fra 25 til 100 um med en opløsning støbning og komprimering teknik 10-12.
- Klæbe filmen til en silicium wafer ved opvarmning på en varm plade til to minutter ved 70 ° C (over glasovergangstemperaturen) for at fremme intim kontakt mellem filmen og skiven. Dette trin sikrer, at det fremstillede film stadig flad og fast til Si wafer, der er nødvendig for plane micromachining processer.
- Mønster filmen til forsøgsprøvebælterne geometrier ved hjælp af laser-micromachining (VLS 3.50, VersaLASER). Indstil CO 2 direkte write laser micromachining parametre til 1,0% effekt (0,5 W), 4,0% hastighed (56 mm / s), og 1.000 pulser per inch 13,16.
- Mønster prøver, der vil blive brugt til at etablere miljømæssige forhold ("setup prøver") ind dogbone-formede strukturer med laterale pad dimensioner 1,5 x 1,5 mm 2, og laterale stråle dimensions 300 x 3.000 um 2, med en tykkelse, som matcher det af filmen hele (figur 2).
- Mønster prøverne for ex vivo eksperimenter ("implantat prøve") til bjælker 300 um x 6 mm med en tykkelse, som matcher det af filmen.
- Omhyggeligt frigive prøver fra skiven med et barberblad og pincet.
- For prøvehåndtering, forberede custom-fræsede akryl holdere til formål at tjene som en del af grebet system i microtensile testeren. Laserindgraverede markeringer viser midterlinjen af holderen og 1,5 mm fra enden. Placer en lille mængde af cyanoacrylat gel-baserede klæbemiddel på centerlinien af akryl holderen og omhyggeligt overholde en 1,5 mm længde af implantatet prøven til indehaveren og overlapper den markerede midterlinie (figur 3). Hvert implantat prøve kræver en acryl indehaver. Vær omhyggelig med at sikre, at den klæbende gel forbliver kun langs de 1,5 mm længde PVAc-NC bliver overholdt ACRylic holder. Ellers kan den klæbende gel forstyrre den mekaniske opførsel af prøven.
- Fjerne fugt fra alle prøver ved at placere dem i en ekssikkator i mindst 24 timer.
- Måle længde, bredde og tykkelse dimensioner af prøverne ved hjælp af en optisk mikroskop.
2.. Etablere Miljøforhold
- Indlæse en tør opsætning prøven i microtensile testeren (se figur 4), første fastspænding mellem de mobile håndtag, så mellem de faste greb.
- Monter en luft pensel med en vandfyldt beholder i en fast position, med dysen rettet mod microtensile prøve. Slut luften pensel til en luftkompressor via plastslange. Med luften børstemundstykke helt lukket, tænde for air kompressor.
- Begynd cyklisk microtensile testprocedure, vekslende mellem trækbelastningen (positiv stamme) og trykstyrke stamme (negativ stamme) anvendes til than prøve, forbliver inden for den lineære elastiske område af stress-strain plot. For PVAc-NC er anvendt stamme begrænset til mindre end 2%. I den brugerdefinerede microtensile testeren anvendt i disse eksperimenter blev stamme styret hastighed, mens den krævede kraft til at opnå denne stamme blev målt. Alternativt kan en anden opsætning involvere styre påførte kraft under måling af den resulterende stamme.
- Gradvist øge strømmen fra luften børstemundstykke og overvåge hældningen af stress-strain plot som en funktion af mængden af strømning fra luften pensel. Den maksimale strøm, som ikke forårsager en signifikant (> 10%) reduktion i Youngs modul over en periode på 60 sek er det niveau, der vil blive anvendt til ex vivo eksperimenter. På dette tidspunkt, at fugtforhold vil ikke væde en tør prøve (og dermed bidrage til en reduktion i Youngs modul), og vil også minimere prøve tørring efter at være udsat for biologiske fluider in vivo har været ESTAblished.
- Måle temperaturen nær prøven. En ideel setup vil omfatte et termoelement med digital udlæsning og udføres, mens airbrush er i drift. Indstille intensiteten og afstanden af den strålende varmekilde, således at prøvens temperatur holdes til 37 ° C, for at matche fysiologiske betingelser.
3.. Sammenlign Environmental Control til Non-Environmental Control
- Nedsænk setup prøver til mindst 30 minutter i phosphatbufret saltvand. Efter denne tid, prøven helt mættet og er blevet reduceret til minimum Youngs modul ved en given temperatur.
- Hurtigt indlæse en prøven i microtensile testeren og begynde cyklisk microtensile test med airbrush slukket, mens prøven tørrer. Dette vil afgøre, hvor hurtigt prøven tørrer under ikke-kontrollerede forhold.
- Indlæse en anden PBS-mættet setup prøven i microtensile testeren, og begynde cyklisk microtensile testmed luft børste på. Dette vil afgøre, hvor hurtigt prøven tørrer under kontrollerede miljøforhold.
4.. Probe implantation og explantation
- Vedhæfte implantatet prøve til en mikromanipulator klemme og position vinkelret på cortexvæv.
- Inden isætning holde væv fugtig nok med saltvand for at sikre ensartethed i væv mekanik.
- Sænk polymer prøven i cortex ved hjælp af mikromanipulator håndkontrolgrebene. Efterlad prøven i cortexvæv indtil målet implantatet tid, almindeligvis mellem 1 og 30 min. For at forhindre væv fra tørring i tidspunkter i løbet af 5 min, let ising vævet hver 5 min med en saltvand-gennemblødt vatpind.
- Mens sonden er implanteret i cortex, forberede microtensile testeren til lastning den aktuelt implanteret prøve ved at indstille drivstangen til nul-forskydningsposition af 3,0 mm fra den stationære prøve klemme. Indstil også luften børstemundstykketil strømmen indstilling og strålelyskilde til den rette intensitet afgøre i trin 2.4.
- Ved afslutningen af den angivne implantat tid, hæve sonden ud af cortex hjælp af mikromanipulator håndkontrolgrebene. Straks, og forsigtigt, fjerne prøven fra mikromanipulator klemmen og indlæse i microtensile testeren, som beskrevet mere detaljeret i trin 5.2.
5.. Microtensile Afprøvning af Implant Prøver
- At spare tid efter eksplantation, sikre at microtensile testeren er helt klar til at acceptere implantatet prøven før implantation, som beskrevet i trin 4.4.
- Umiddelbart efter explantation, indlæse prøven mellem de to sæt microtensile tester klemmer. Da prøven er monteret på en acryl indehaver designet til at fungere som den øverste halvdel af en klemme, placere implantatet prøve montering på den mobile greb, prøve nedad. Det er vigtigt at sikre, at prøven er monteret således, at stammen er applIED kun langs længden af proben at undgå at anvende moment til prøven under testning. Som sådan skal prøven monteres på midten af hver klemme, og klemmerne skal være i niveau med hensyn til hinanden.
- Juster prøven position, således at afstanden mellem klemmerne er 3,0 mm, og enden af sonden anbringes i den faste klemme. Dette 3,0 mm længde mellem klemmer er målelængden for prøven, og vil blive brugt i senere beregninger for at bestemme belastningen på prøven.
- Umiddelbart efter at have sikret prøven mellem begge klemmer, og inden 2 min af eksplantation fra nervevæv, aktivere motoren i trækstyrke retning at forlænge prøven ved en konstant hastighed (10 um / sek anvendt her), mens samtidig måling og registrering af forlængelse af prøven (med en forskydning indikator Mitutoyu 543-561) og tilhørende kraft (ved hjælp af en vejecelle, Transducer Techniques MDB-2.5), der kræves for at belaste prøven.
- Gentag microtensile test for hver prøve og / eller hvert sæt af betingelser (dvs. indsættelse tid).
6.. Dataanalyse
- Konvertere de rå brudforlængelse data til ingeniør stamme anvendt til implantatet prøve ved at dividere afstanden forlængelse af den oprindelige målelængde, som beskrevet i ligning 1, hvor ε er den anvendte stamme, t er tiden, d er forskydningen målt ved mikrometer indikator, og L 0 er den indledende målelængde af prøven:
(1) - Konverter de rå kraft data til engineering stress på prøven ved at dividere den kraft (i newton), ved transverse tværsnitsareal, som beskrevet i ligning 2:
(2)
hvor σ er stress på prøven, F er den kraft, der måles ved belastningscelle (i newton), w 0 er den oprindelige bredde af prøven, og t 0 er den oprindelige tykkelse af prøven. - Plot stress (σ [t]) vs stamme (ε [t]) kurve for hver prøve ved hjælp af et edb-program, som Microsoft Excel.
- Isoler den lineære elastiske del af plottet og bruger software-baserede kurvetilpasningsprogrammer værktøjer til at finde den bedste pasform linje til denne del. Hældningen af den bedst tilpassede linie svarer til Youngs modul af prøven. Den isolerede del af plottet bør omfatte mindst 10 stress-strain punkter, og bør tages fra den del af plottet, hvor hældningen er størst.
- For cykliske tests vil Youngs modul skal bestemmes for hver cyklus. Dette kan automatiseres eller udføres manuelt.
- For de cykliske tests, den Youngs plot modul i hver cyklus mod tiden. Dette angiver, hvor de målte modul ændrer sig med tiden, hvilket er tegn på, hvor hurtigt en opsætning prøve fugtning eller tørring.
- For implantat prøver, svarer hver prøve og tidspunkt for implantatet til en enkelt cyklus af de cykliske tests. Måle Youngs modul ved hjælp af fremgangsmåden beskrevet ovenfor for hvert implantat prøve.
- Plotte Youngs modul versus implantat tid. På dette tidspunkt kan der foretages sammenligninger til stationære undersøgelser osv.
(1) 
(2) Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
De mekaniske egenskaber af næsten alle polymere materialer, herunder vores PVAc-NC, afhænger udsættelse for miljømæssige betingelser. Mest bemærkelsesværdigt, disse omfatter udsættelse for varme og fugt. Når et materiale blødgøres grund af optagelse af fugt, eller undergår en termisk overgang, det viser en reduktion i Youngs modul. Ved udarbejdelsen af fugt-og temperatur-kontrolleret miljø for ex vivo prøve mekanisk karakterisering, er det vigtigt at sikre, at der er minimal ændring i vandindhold af prøven under indlæsning af prøven i microtensile testeren, samt under mekanisk afprøvning. Dette vurderes ved hjælp af kontrolpanelets setup prøve eksperimenter for at sikre, at prøven ikke påvirkes af fugt genereret af airbrush, heller ikke tørrer hurtigt i det eksterne miljø. Figur 5 viser et eksempel plot viser den mekaniske opførsel af en tør opsætning prøve under CYCLniske trækprøvning en passende air brush fugt indstilling. Enhver ændring i Youngs modul, mens air brush er tændt, er minimal. Dette er vigtigt, da det eksterne miljø ikke bør bidrage til en reduktion eller forøgelse af stivhed. Når strømmen fra luften brush er sat for højt, vil Youngs modul af prøven signifikant fald inden for ca 60 sek.
Kontrol over den mekaniske testmiljø kan også sikre, at de materialer, ikke for tidligt tørre ud. For eksempel øger brugen af vores fugtighed kontrolleret miljø den nødvendige tid til en eksplanteret prøven tørres og genvinde sin præ-implantation mekaniske egenskaber. Figur 6 viser tørring opførsel af to kontrol setup prøver gennemblødt til mætning derefter underkastet cykliske trækprøvning under både kontrollerede og ikke-kontrollerede miljøforhold. Under et ikke-kontrolleret miljø, genoprette prøverne et Youngs modulover 400 MPa i 150 sek, hvor prøven blev indlæst i microtensile tester. Dette Youngs modul stigning på 20-40 gange større end en mættet prøve resulterede fra den hurtige tørring af prøven 13.. Under miljøkontrol er en betydelig stigning i Youngs modul ikke målt før 240 sec efter fjernelse fra nedsænkning bad. Denne periode er tilstrækkelig til både belastning prøven og udføre nok af den mekaniske test for at muliggøre ekstraktion af Youngs modul.
Designet for implantatet prøver til ex vivo-testning (Figur 3) indeholder overvejelser om en række faktorer. Dels de prøver skal implanteres i vævet af interesse, som er hjernebarken i denne undersøgelse. Som et resultat, bør prøven have en nål-inspireret geometri, som er repræsenteret ved den smalle PVAc-NC stråle. Desuden skal prøven være udformet med hensyn til den nødvendige kraft til penetrate væv af interesse uden foldning. Eulers buckling formlen tages Youngs modul af materialet, samt længde, bredde og tykkelse af strålen for at tilvejebringe en kritisk kraft som en stråle-typen sonde forventes at spænde 17. I denne undersøgelse blev beam dimensioner valgt således, at sonden ville trænge gennem neurale væv uden risiko for udbøjning. Da tidligere undersøgelser, der viser en insertion force på mindre end 15 mN, en udvalgt probe længde på 4,5 mm for at sikre en 3 mm teststråle og et 1,5 mm længde for gribende og en kendt lagtykkelse over 75 um, kunne vi beregne, at sonden bredde bør overstige 107 um. For at sikre maksimal repeterbarhed med laser mikro værktøjet blev en bredde på 300 um valgt til prøverne. En yderligere kilde til bekymring er håndtering af mikrosonde prøven under indføring i vævet og fjernelse fra vævet. Som en simpel bjælke kan blive beskadiget under håndtering, fastgørelse af beam til en mere omfattende struktur (dvs. akryl indehaver) giver sikrere overførsel til implantation og til mekanisk afprøvning. Endelig bør denne samling være optimeret til at muliggøre lastning i trækprøvemaskinen så hurtigt som muligt.
Et repræsentativt plot viser stress-strain kurver for en tør prøve og en våd prøve, der var blevet implanteret i rottecortex i 30 minutter er vist i figur 7. Youngs modul, der svarer til hældningen af den stress-strain plot i den lineære elastiske område, er tydeligvis meget større for den tørre prøve end for den implanterede prøve. Begge prøver blev belastet til at bryde. Imidlertid er Youngs modul stammer fra den lineære elastiske del af plottet, der er indsamlet tidligt i trækprøvning, før indtastning plastisk deformation og fejl i prøven, som vist i fig. 8. Figur 9 viser, at efter ca 5 min for implantation, den Prøven disspiller lille ændring i Youngs modul, hvilket antyder, at prøven når mætningspunktet og minimal stivhed inden for denne periode.
Figur 1. Skematisk oversigt over den eksperimentelle metode til at karakterisere in vivo mekaniske opførsel af en stimuli-lydhør, mekanisk adaptive polymer nanocomposite mikrosonde. (A) Først prøven forberedt som mønstring den PVAc-NC film i en stråle og montering på en acryl holder. (B) Sonden er derefter implanteres i hjernebarken for en bestemt periode. (C) Endelig er prøven eksplanteret og underkastet microtensile test ved hjælp af en specialbygget microtensile tester.
Figur 2. Laser-micromachined PVAc-NC setup prøve for at etablere de nødvendige miljømæssige betingelser for opretholdelse af in vivo mekaniske opførsel af PVAc-NC implantat prøver efter explantation.
Figur 3. Fotografier af implantat stikprøve, bestående af et laser-mønstrede PVAc-NC stråle monteret på en akryl holder.
Figur 4.. Blokdiagram af microtensile testeren. Prøven er fastspændt mellem en fast klemme og en mobil klemme, der er fastgjort til drivstangen af den lineære piezomotor. Tøjningshastighed af den lineære piezomotor styres, og stammen er målt ved hjælp af forskydning indikator. Belastningen kræves til at strække prøven er migasured af en belastningscelle. De miljømæssige forhold i nærheden af prøven styres af en luft pensel og en varmelampe.
Figur 5. Youngs modul (E), som en funktion af tiden, som den måles under cykliske trækforsøg at bestemme den korrekte luft penselindstillinger til styring af fugt i testmiljø. Det skraverede område er det tidsrum, hvori luft børste blev tændt. På air brush anvendte indstillinger, har Youngs modul ikke væsentligt over tid, hvilket antyder, at mængden af vand absorberet af setup prøve fra airbrush ikke er nok til at bidrage til en reduktion i stivhed.
Figur 6.. Youngs modul (E) versus tid for vand-saturated prøver i både fugt kontrollerede og ikke-kontrollerede trækstyrke testmiljøer. Genopretningen af den oprindelige Youngs modul er meget langsommere i et kontrolleret miljø.
Figur 7. Eksempel på stress-strain grunde til PVAc-NC prøver, der var tør (aldrig implanteret) og våd (ex vivo, eksplanteret fra væv efter 30 min in vivo).
Figur 8. Ekstra sæt af stress-strain plots at påvise, at den lineære elastiske del af plottet er isoleret fra den samlede stress-strain plot (venstre) og ekstraheret og passer til en linje (til højre). Til denne særlige måling Youngsmodul er 16,8 MPa. Klik her for at se større figur .
Figur 9. Youngs modul, E versus implantat tid til PVAc-NC prøver implanteret i cortex. Fejlbjælkerne repræsenterer standardafvigelsen med n = 4, med undtagelse af 5 min implantatet, med n = 2.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Udviklingen af implanterbare biomedicinske microelectromechanical systemer (bioMEMS) for at interagere med biologiske systemer er motiverende udvikling af nye materialer med højt tilpassede egenskaber. Nogle af disse materialer er designet til at udvise en ændring i materialeegenskaber som reaktion på en stimulus findes i det fysiologiske miljø. Et nyligt udviklet klasse af materialer reagerer på tilstedeværelsen af hydrogen bindingsdannende væsker (fx vand) og forhøjede temperaturer for at reducere Youngs modul, et mål for materialets stivhed ved tre størrelsesordener 10,11,18. Disse polymer nanocomposite materialer har en blød polymer matrix (dvs. poly (vinylacetat)) med cellulose nanofibre som nanofiller fase. Interaktioner mellem cellulose nanofibers diktere de mekaniske egenskaber af materialet som en helhed, og er "tændes", når tørre og slået "fra", når vådt. Derudover plasticizes vand polymer nanocomposite, hvorved glasovergangstemperaturen til under legemstemperatur (37 ° C), hvilket resulterer i en yderligere reduktion i Youngs modul. En anvendelse af denne klasse af materialer er at fungere som en bio-adaptiv substrat for intracortical sonder til interfacing med individuelle neuroner 13,17. Imidlertid er fordelene ved en mekanisk adaptiv materiale ikke begrænset til interfacing med nervesystemet.
Præsenteret her er en metode, som den mekaniske adfærd PVAc-NC-baserede pæle kan vurderes efter implantation i nervevæv for et bestemt tidsrum. Ved hjælp af denne metode, kan ex vivo mekaniske indsamles til sammenligning med stationære studier. Endvidere kan tidshorisont ændringer i mekaniske egenskaber skal vurderes. Den miljømæssige styring aktiveret af den meget justerbar luft pensel og strålevarme indstillinger giver en mekanisme, hvorved de implanterede prøver kan testes ex vivo med minimal ændring i mekaniske egenskaber som følge af ændringen i miljøet. Som sådan kan den in vivo-opførsel af materialet udledes, giver overlegen information i forhold til stationære eksperimenter med prøver helt nedsænket i kunstig cerebrospinalvæske (ACSF). Den komplekse fysiologiske miljø kræver tilgængeligheden af sådanne metoder, men eksperimentelle metoder til denne vurdering er begrænsede.
Der er flere fordele ved at vores metode til mekanisk karakterisering af implanterede, mekanisk adaptive polymer nanocomposite prøver. Den brugerdefinerede microtensile testeren er egnet til at teste prøver med dimensionerne sammenlignes med en typisk neural sonde (1,5-8 mm lange, 50-500 um-bred, 15-100 um tyk 3,19-21). Andre mekaniske karakterisering metoder er velegnede til enten større, bulk prøver eller nanoskala prøver. Ved hjælp af en mekanisk test værktøj af passende skala fjerner ukendte af ejendom skalerbarhed. Derudover har microtensile testeren åben adgang til prøven under test, så fugt og temperaturstyring af testmiljøet. Yderligere, selv med miljøkontrol, er det nødvendigt at begynde trækprøvning hurtigt efter fjernelse af prøven fra nervevæv. Ex vivo prøven Tørring og dermed afstivning, er blevet minimeret her ved hjælp af prøve-og microtensile tester design, der letter hurtig (generelt inden for 120 sek) lastning og påbegyndelse af mekanisk afprøvning. Endelig er denne microtensile testeren plads prøver, der ikke har puder på begge ender, hvilket letter brugen af sonde-lignende prøver til mekanisk afprøvning, der kan implanteres i dyr i samme måde som for biologisk evaluering.
Fjernelse af prøven fra det neurale væv præsenterer et nyt miljø, hvilket kan føre til ændringer i mekaniske opførsel efter explantation fordi stimuli-responderende opførsel af materialet er reversible ennd potentielt hurtigt virkende. Når du bruger denne miljømæssigt kontrollerede trækprøvning metode til at vurdere ændringen i mekanisk adfærd efter prøven implantation i hjernen for en given periode, skal de potentielle uoverensstemmelser med hensyn til, at den faktiske Youngs modul in vivo overvejes. Først ved at teste prøver ex vivo, er de, per definition, fjernet fra det fysiologiske miljø og underkastes en alternativ miljø. For en prøve med mekaniske egenskaber afhængige de miljømæssige forhold, vil fjerne en prøve fra miljø ændre dets mekaniske egenskaber. Tidshorisonten, som denne ændring sker, afhænger af de materialeegenskaber, samt i hvilken grad det eksterne miljø styres.
Denne tilgang til karakterisering og kvantificering af stimuli-responsiv mekaniske opførsel er bedst egnet til prøver med nåle-lignende geometrier, med en længde meget stortr end bredden eller tykkelsen af enheden. Desuden bør materialets stivhed og den specifikke motor og dens maksimale kraft overvejes ved valg enhed dimensioner. Givet et sæt af eksempler dimension, vil et mere stift materiale kræver en større pull-force til at anvende den samme mængde stamme som et materiale med en mindre Youngs modul. Reduktion af bredden og / eller tykkelse eller forhøjelse prøven længde, vil reducere mængden af kraft, der kræves til at forlænge prøven en given mængde. Til den brugerdefinerede trækprøvning setup, har den lineære piezomotor en maksimal trækkraft 6 N, som giver mulighed for prøver med Youngs modul af 5 GPa og tværsnitsareal op til en 24.000 um 2 at blive belastet 5% uden at nå den maksimale træk tvinge af motoren. Belastningscellen anvendes til at måle den kraft i microtensile testeren har en opløsning på mindre end 1 mN, således at den mindste Youngs modul, der kan måles i prøver, der anvendes i vores undersøgelse (bredde 300um, tykkelse 100 gm) cirka 1 MPa. Denne nedre grænse kan reduceres yderligere med brug af prøver med større tværsnitsareal, dog. Forskydningen Indikatoren har en opløsning på 0,5 um, hvilket er passende til de materialer med elastiske adfærd er begrænset til 0,2% belastning (ved en indledende længde på 3 mm), hvilket er en ordre-of-størrelsesorden mindre end den elastiske region for PVAc- NC selv i tør tilstand.
En begrænsning på denne metode til ex vivo karakterisering er, at det ikke kan være effektiv til meget stive eller sprøde materialer. Praktisk talt, da prøven skal hurtigt monteres i microtensile testeren, en skørt materiale er i fare for at bryde under monteringen procedure. Derudover stråle-lignende prøver (med dimensioner svarende til bestemmelserne i vores eksperimenter) med den ene ende klæbet til akryl indehaver og den anden ende fri kan ikke anvendes til materialer på mere end cirka 2,5 GPa som den kraft, der kræves til strai prøven overstiger kraft af klemmerne holder prøven på plads, hvilket resulterer i glidning af prøven gennem klemmerne og unøjagtige resultater. Dette problem blev løst med anvendelsen af håndvægtformede-formede prøver med puder på hver ende. Denne anvendelse af denne metode til måling og analyse af in vivo mekaniske opførsel af pæle er ikke begrænset til PVAc-NC klasse af materialer. Yderligere potentielle anvendelser omfatte overvågning af nedbrydningshastigheden for biologisk nedbrydelige materialer 22 og karakterisere den mekaniske opførsel af biologisk væv 23,24, samt karakterisering af mikroskala strukturer for ikke-biologiske anvendelser. Endvidere kan yderligere miljøkontrol tilsættes (f.eks pH, bølgelængde omgivende lys, elektrisk felt, magnetisk felt) for materialer, der er lydhøre over for forskellige stimuli 25,26. En af de vigtigste fordele ved denne metode er dens alsidighed og anvendelighed til mange forskellige materials og applikationer.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Vi har intet at afsløre.
Acknowledgments
Dette arbejde blev støttet af Institut for Biomedical Engineering ved Case Western Reserve University gennem både lab nystartede fonde (J. Capadona) og Medtronic Graduate Fellowship (K. Potter). Yderligere finansiering på denne forskning blev støttet delvist af NSF tilskud ECS-0621984 (C. Zorman) Case Alumni Association (C. Zorman), Department of Veterans Affairs gennem en Merit anmeldelse Award (B7122R), samt Advanced Platform 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).
