Summary
En fremgangsmåte er omtalt hvorved
Abstract
Implanterbare microdevices er stadig betydelig oppmerksomhet i flere biomedisinske applikasjoner 1-4. Slike enheter har blitt laget av en rekke materialer, som hver har sine egne fordeler og mangler 5,6. Mest fremtredende, på grunn av de mikroskala enhet dimensjoner, en høy elastisitetsmodul som kreves for å lette implantering i levende vev. Motsatt bør stivhet av enheten samsvarer med omkringliggende vev for å minimere indusert lokale belastningen 7-9. Derfor har vi nylig utviklet en ny klasse av bio-inspirerte materialer for å møte disse kravene ved å svare på miljømessige stimuli med en endring i mekaniske egenskaper 10-14. Nærmere bestemt viser vår poly (vinylacetat)-basert nanokompositt (PVAc-NC) en reduksjon i stivhet når den utsettes for vann og ved høyere temperaturer (f.eks kroppstemperatur). Dessverre, noen metoder eksisterer for å kvantifisere stivhet av materialer in vivo 15, og mechanical testing utenfor den fysiologiske miljøet krever ofte store prøver upassende for implantasjon. Videre kan stimuli-responsive materialer raskt gjenopprette sin opprinnelige stivhet etter explantation. Derfor har vi utviklet en metode der de mekaniske egenskapene til implanterte microsamples kan måles ex vivo, med simulerte fysiologiske forhold opprettholdes ved hjelp av fuktighet og temperatur kontroll 13,16,17.
For å oppnå dette, ble en tilpasset microtensile tester utviklet for å imøtekomme mikroskala prøver 13,17 med allment varierende Youngs moduli (området 10 MPa til 5 GPa). Som våre interesser er i bruk av PVAc-NC som et biologisk tilpasningsdyktig neural-substrat, et verktøy i stand til mekanisk karakterisering av prøver på mikroskala var nødvendig. Dette verktøyet er tilpasset for å gi fuktighet og temperatur, som minimert prøven tørking og avkjøling 17. Som et resultat av mekanikerenal karakteristikk av eksplantert prøven tett reflektere de av prøven rett før explantation.
Det overordnede målet med denne metoden er å kvantitativt vurdere in vivo mekaniske egenskaper, spesielt den Youngs modul, av stimuli-responsive, mekanisk-adaptive polymer-baserte materialer. Dette oppnås ved først å etablere de miljøforhold som vil minimere en endring i prøven mekaniske egenskaper etter explantation uten å bidra til en reduksjon i stivhet uavhengig av det resulterende fra implantasjonen. Prøvene blir deretter forberedt for implantasjon, håndtering og testing (figur 1A). Hver prøve blir implantert i cerebral cortex i rotter, som er representert her som en eksplantert rottehjerne, i en bestemt tidsperiode (figur 1B). På dette punktet, prøven er eksplantert og umiddelbart lagt i microtensile tester, og deretter utsatt for strekkprøving (figur1C). Etterfølgende data analyse gir innsikt i den mekaniske oppførselen til disse innovative materialer i miljøet av hjernebarken.
Protocol
En. Sample Preparation
- Forbered PVAc-NC film av tykkelse i området fra 25-100 pm under anvendelse av en løsning støping og komprimering teknikk 10-12.
- Følge film til en silisiumskive ved oppvarming på en varm plate for to minutter ved 70 ° C (over glassovergangs-temperatur) for å fremme intim kontakt mellom filmen og skiven. Dette trinnet sikrer at den fremstilte film forblir flat og festet til hudplaten Si, som er nødvendig for plane mikromaskinering prosesser.
- Mønster filmen inn prøven geometries etter laser-mikromaskinering (VLS 3.50, VersaLASER). Still CO 2 direkte skrive laser mikromaskinering parametere til 1,0% effekt (0,5 W), 4,0% hastighet (56 mm / s), og 1000 pulser per tomme 13,16.
- Mønster prøver som skal brukes til å etablere miljøforhold ("oppsett samples") inn dogbone-formede strukturer med lateral pad dimensjoner 1,5 x 1,5 mm 2, og lateral bjelke dimensions 300 x 3000 um 2, med en tykkelse som samsvarer med den av filmen hele (figur 2).
- Mønster prøvene for ex vivo eksperimenter ("implantat sample") i bjelkene 300 um x 6 mm, med en tykkelse som samsvarer med den av filmen.
- Nøye slipper prøvene fra wafer med et barberblad og pinsett.
- For prøvehåndtering, forberede custom-maskinerte akryl holdere laget for å tjene som en del av grepet systemet i microtensile tester. Laseretset tegninger viser senterlinjen av holderen og 1,5 mm fra enden. Plasser en liten mengde av cyanoakrylat gel-basert lim på senterlinjen av akryl holderen og nøye overholde en 1,5 mm lengde av implantatet prøven til holderen og overlapper den markerte midtlinje (fig. 3). Hvert implantat prøven krever en holder i akryl. Vær forsiktig for å sikre at limet gel gjenstår bare langs 1,5 mm lengde PVAc-NC blir overholdt acrylic holderen. Ellers kan ikke klebrig gel forstyrre den mekaniske oppførsel av prøven.
- Fjerne fuktighet fra alle prøvene ved å plassere dem i en eksikator i minst 24 timer.
- Måle lengden, bredden og tykkelsen dimensjonene av prøver ved hjelp av et optisk mikroskop.
2. Etablere Miljømessige forhold
- Legg en tørr setup prøven i microtensile tester (se figur 4), første klemming mellom de mobile grep, deretter mellom de faste grep.
- Monter en luft børste med en vannfylt reservoar inn i en fast posisjon, med dysen rettet mot microtensile prøven. Koble air brush til en luftkompressor via plastrør. Med air brush munnstykket helt lukket, slå på kompressor.
- Begynn syklisk microtensile testprosedyre, alternerende mellom strekk belastning (positiv stamme) og trykk-belastning (negativ belastning) brukes på than prøven, som blir igjen i det lineære området av elastisk belastnings plot. For PVAc-NC den påførte belastning er begrenset til mindre enn 2%. I den tilpassede microtensile tester benyttet i disse forsøkene, ble den tøyningshastighet styres mens den nødvendige kraft for å oppnå denne stamme ble målt. Alternativt kan et forskjellig oppsett involverer styring av påført kraft mens måling av den resulterende belastning.
- Gradvis øke strømningen fra luften børste munnstykke, og overvåke skråningen av belastnings plottet som en funksjon av mengden av strømning fra luften børsten. Den maksimale strøm som ikke forårsaker en signifikant (> 10%) reduksjon i Youngs modul over en periode på 60 sek er det nivået som vil bli benyttet for ex vivo eksperimenter. På dette punktet, fuktigheten forhold som ikke vil væte en tørr prøve (og således bidra til en reduksjon i Youngs modul), og vil også minimalisere prøven tørking etter å ha blitt utsatt for biologiske fluider in vivo har vært estakaster av.
- Mål temperaturen nær prøven. En ideell setup ville inkludere et termoelement med digital avlesning, og utføres mens airbrush er i drift. Sett intensitet og avstand fra stråleflaten varmekilden slik at prøvens temperatur holdes til 37 ° C, for å matche fysiologiske betingelser.
3. Sammenligne Environmental Control for å Non-Environmental kontroll
- Fordype oppsett prøver i minst 30 min i fosfat bufret. Etter denne tid, blir prøven fullstendig mettet og har blitt redusert til sin minste Youngs modul ved en gitt temperatur.
- Raskt laste inn en prøve til microtensile tester og begynne syklisk microtensile testing, med air brush off, mens prøven tørker. Dette vil avgjøre hvor raskt prøven tørker under ikke-kontrollerte forhold.
- Legg en andre PBS-mettet setup prøven i microtensile tester, og begynne syklisk microtensile testingmed luft på børsten. Dette vil avgjøre hvor raskt prøven tørker under kontrollerte miljøforhold.
4. Probe Implantasjon og Forklaring
- Fest implantat prøven til en mikromanipulator klemme og posisjon ortogonalt på kortikale vev.
- Før innsetting, holde vev tilstrekkelig fuktig med saltvann for å sikre homogeniteten i vev mekanikk.
- Senk polymer prøven i hjernebarken ved hjelp av micromanipulator håndkontroller. La prøven i kortikale vev helt til målet implantatet tid, vanligvis mellom 1 og 30 min. For å hindre vev tørker for tidspunkter over 5 min, lett DAB vevet hvert 5 min med en saltløsning-gjennomvåt bomullsdott.
- Mens sonden er implantert i cortex, klargjøres microtensile testeren for lasting av for tiden implantert prøven ved å sette drivstangen til den null-forskyvning stilling av 3,0 mm fra den stasjonære prøven klemmen. Sett også air brush dysetil flyten innstilling og strålende varme til de rette intensitet bestemme i trinn 2.4.
- Ved slutten av den angitte tid implantatet, heve sonden ut av cortex ved hjelp mikromanipluatoren manuelle styringer. Straks, og forsiktig, fjerne prøven fra mikromanipulator klemmen og laste inn i microtensile tester, som beskrevet i mer detalj i trinn 5.2.
5. Microtensile Testing av Implant Samples
- For å spare tid etter explantation, sørge for at microtensile tester er helt klar til å akseptere implantatet prøven før implantasjon, som beskrevet i trinn 4.4.
- Umiddelbart etter explantation, legger utvalget mellom de to settene med microtensile tester klemmer. Ettersom prøven er montert på en holder i akryl utformet for å tjene som den øvre halvdel av en klemme, plassere implantatet prøven montering på den mobile grep, sample ned. Det er viktig å sikre at prøven er montert slik at belastningen er Applied bare langs lengden av sonden for å unngå tilføring av moment til prøven under testingen. Som sådan, må prøven være montert til midten av hver klemme, og klemmene må være lik med hensyn til hverandre.
- Juster prøven posisjon slik at avstanden mellom klemmene er 3,0 mm, og den ende av sonden er plassert i den faste klemme. Dette 3,0 mm lengde mellom klemmene er måleren lengde for prøven, og vil bli benyttet i senere beregninger for å bestemme belastningen på prøven.
- Umiddelbart etter å ha sikret prøven mellom begge klemmene, og i løpet av 2 min med explantation fra neural vev, aktiverer motoren i strekk-retning for å forlenge prøven ved en konstant hastighet (10 mm / sek som brukes her), og samtidig å måle og registrere forlengelse av prøven (ved hjelp av en forskyvning indikator, Mitutoyu 543-561) og tilhørende kraft (ved hjelp av en last celle, Svinger Techniques MDB-2.5) pålagt å stamme prøven.
- Gjenta microtensile testing for hver prøve, og / eller hvert sett av betingelser (dvs. innsetting tid).
6. Data Analysis
- Omdanner den ubehandlede tøyelighet data til engineering belastning påføres implantatet prøven ved å dividere avstanden av forlengelse av den opprinnelige lengde måleren, slik det er beskrevet i ligning 1, hvor ε den påførte belastning, t er tid, D er forskyvningen målt ved mikrometer indikator, og L 0 er den første måle lengden av prøvestykket:
(1) - Konvertere rå kraft data til prosjektering stress på prøven ved å dele kraft (i Newton), ved transverse tverrsnittsareal, slik det er beskrevet i ligning 2:
(2)
hvor σ er derved belastningen av prøven, F er kraften måles av belastningscellen (i Newton), w 0 den innledende bredde av prøven, og t 0 er den opprinnelige tykkelse av prøven. - Plotte stress (σ [t]) vs stamme (ε [t]) kurve for hver prøve ved hjelp av et dataprogram, for eksempel Microsoft Excel.
- Isoler lineært elastisk del av plottet og bruke programvare-baserte kurvetilpasning verktøy for å finne den beste linjen som passer til denne delen. Skråningen av best mulig passform linjen tilsvarer Youngs modul av prøven. Det isolerte delen av plottet bør inneholde minst 10 belastnings punkter, og bør tas fra den delen av plottet hvor helningen er størst.
- For sykliske tester, vil Youngs modulus må bestemmes for hver syklus. Dette kan være automatisert eller utføres manuelt.
- For de sykliske tester, plot Youngs modulus av hver syklus versus tid. Dette viser hvor de målte modulus endres med tiden, noe som er en indikasjon på hvor raskt et oppsett prøven tisse eller tørking.
- For implantat prøver, tilsvarer hver prøve og tidspunktet for implantering til en enkelt syklus av de cykliske tester. Mål Youngs modul ved hjelp av fremgangsmåten som er beskrevet ovenfor for hvert implantat prøve.
- Plotte Youngs modul versus implantat tid. På dette punktet, kan sammenligninger gjøres til stasjonære undersøkelser mv
(1) 
(2) Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
De mekaniske egenskapene til nesten alle polymere materialer, inkludert vår PVAc-NC, er avhengig av eksponering for miljømessige forhold. Mest spesielt, disse inkluderer eksponering for varme og fuktighet. Når et materiale er myknet på grunn av opptaket av fuktighet, eller gjennomgår en termisk overgang, viser det en reduksjon i Youngs modul. Ved fremstilling av den fukt-og temperatur-kontrollert miljø for ex vivo prøve mekanisk karakterisering, er det viktig å sikre at det er en minimal forandring i fuktighetsinnholdet i prøven under lasting prøven i microtensile tester, så vel som under mekanisk testing. Dette blir vurdert ved hjelp av kontroll oppsett sample eksperimenter for å sikre at prøven ikke blir påvirket av fuktighet som genereres av luft pensel, heller ikke det raskt tørke i det ytre miljøet. Figur 5 viser et eksempel på plott som viser den mekaniske oppførsel av en tørr oppsett prøven under CYCLical strekk testing etter en passende air brush fuktighet setting. Enhver endring i Youngs modul mens luften børsten er slått på er minimal. Dette er viktig som det ytre miljø ikke skal bidra til en reduksjon eller økning i stivhet. Når strømmen fra air brush er satt for høyt, vil Youngs modulus av utvalget betydelig reduksjon innen ca 60 sek.
Kontroll over mekanisk testing miljø kan også sørge for at materialene ikke for tidlig tørke ut. For eksempel øker anvendelse av vårt fuktighet kontrollert miljø tiden det tar for en prøve å tørke eksplantert og gjenopprette dens før-implantasjons-mekaniske egenskaper. Figur 6 demonstrerer tørking oppførselen til to kontroll oppsett prøvene fuktet til metning deretter underkastet syklisk strekkprøving i henhold både kontrollerte og ikke-kontrollerte miljøforhold. Under en ikke-kontrollert miljø, prøvene gjenopprette en Youngs moduloverstiger 400 MPa i 150 sek der prøven ble lastet inn i microtensile tester. Dette Youngs modul økning på 20-40 ganger mer enn en mettet prøven skyldes den raske tørking av prøven 13. Under miljøkontroll, er en merkbar økning i Youngs modul ikke målt til 240 sekunder etter fjerning fra nedsenking bad. Denne perioden er tilstrekkelig til både last prøven og utføre nok av mekanisk testing for å muliggjøre utvinning av Youngs modulus.
Utformingen for implantatet prøvene for ex vivo-forsøk (figur 3) omfatter en vurdering av en rekke faktorer. Først prøvene må bli implantert inn i vevet av interesse, som er den cerebrale cortex i denne undersøkelsen. Som et resultat, bør prøven ha en nål-inspirert geometri, som er representert ved den smale PVAc-NC strålen. I tillegg bør prøven være utformet med hensyn til den kraft som kreves til p.enetrate vev av interesse uten knekking. Eulers knekking formel tar hensyn til Youngs modul av materialet, samt lengde, bredde og tykkelse av strålen for å gi en kritisk kraft ved hvilken en stråle-type sonde er forventet å spenne 17.. I denne studien ble bjelkedimensjoner valgt slik at sonden ville trenge gjennom det neurale vev uten fare for knekking. Gitt tidligere studier som viser en innsetting kraft mindre enn 15 minutter, en utvalgt probe lengde på 4,5 mm for å tillate en 3 mm test bjelke og en 1,5 mm lengde for gripende, og en kjent film tykkelse over 75 mikrometer, kan vi beregne at sensorbredden bør overstige 107 mikrometer. For å sikre maksimal repeterbarhet med laseren mikromaskinering verktøyet, en bredde på 300 um valgt for prøvene. En ytterligere punkt av interesse er håndtering av mikrosonde prøven under innsetting inn i vevet, og fjerning fra vevet. Som en enkel bjelke kan bli skadet under håndtering, feste beam til en mer omfattende struktur (dvs. holder i akryl) gir sikrere overføring til implantasjon og mekanisk testing. Endelig bør denne montering være optimalisert for å tillate lasting inn i strekkfasthetstester så raskt som mulig.
Et representativt plot som viser de spennings-tøynings-kurver for en tørr prøve, og en våt prøve som var blitt implantert i rotte cortex i 30 min er gitt i Figur 7.. Den Youngs modul, som tilsvarer helningen på belastnings tomt i den lineære region elastisk, er klart mye større for den tørre prøven enn for det implanterte prøven. Begge prøvene ble anstrengt å bryte. Imidlertid er Youngs modul avledet fra lineære elastiske delen av plottet som samles tidlig i strekk-test, før de går inn plastisk deformasjon og prøven svikt, som vist i figur 8.. Figur 9 viser at etter ca 5 min av implantering, de sample disspiller liten endring i Youngs modul, noe som tyder på at prøven går i metning og minimum stivhet innenfor denne perioden.
Figur 1. Skjematisk oversikt over den eksperimentelle metoden for å karakterisere in vivo mekaniske oppførsel av et stimuli-responsive, mekanisk-adaptiv polymer nanokompositt mikrosonde. (A) Først blir prøven fremstilt ved mønstring av det PVAc-NC plastfilm til en bjelke og montering på en akryl holderen. (B) Sonden blir deretter implantert inn i hjernebarken for en spesifisert tidsperiode. (C) Til slutt, er utvalget eksplantert og utsatt for microtensile testing ved hjelp av en spesialbygd microtensile tester.
Figur 2. Laser-mikromaskinerte PVAc-NC oppsett prøven for å etablere nødvendige miljøforhold for å opprettholde in vivo mekanisk oppførsel av PVAc-NC implantat prøvene etter explantation.
Figur 3. Fotografier av implantatet prøve, som består av en laser-mønstrede PVAc-NC bjelke montert på en holder i akryl.
Figur 4. Blokkdiagram av microtensile testeren. Prøven er klemt fast mellom en fast klemme og en mobil klemme som er festet til drivstangen for den lineære piezomotor. Den tøyningshastighet på den lineære piezomotor styres og belastningen måles ved hjelp av forskyvning indikatoren. Lasten må anstrenge prøven er megasured av en lastcelle. De miljømessige forholdene i nærheten av prøven er kontrollert av en luft-børste og en varmelampe.
Figur 5. Youngs modul (E) som en funksjon av tid, målt under sykliske strekk-tester for å fastslå de riktige luft-børste innstillinger for å styre fuktigheten i testen miljø. Det skraverte området er den tid under hvilken luften børsten ble slått på. På air brush innstillingene som brukes, ikke Youngs modul ikke endrer seg vesentlig over tid, noe som tyder på at mengden av vann absorberes av setup prøven fra air brush er ikke nok til å bidra til en reduksjon i stivhet.
Figur 6. Youngs modul (E) versus tid for vann-saturated prøver i begge fuktighet kontrollerte og ikke-kontrollert Strekkprøving miljøer. Gjenvinningen av den innledende Youngs modul er mye tregere i kontrollert miljø.
Figur 7. Eksempel på stress-strain tomter for PVAc-NC prøvene som var tørr (aldri implantert) og våt (ex vivo, eksplantert fra vev etter 30 min in vivo).
Figur 8. Ytterligere sett av spennings-tøynings plott For å demonstrere at den lineære elastiske delen av plottet er isolert fra den samlede spenning-tøyning plott (til venstre), og ekstrahert og passer til en rekke (til høyre). For denne målingen, Youngsmodulen er 16,8 MPa. Klikk her for å se større figur .
Figur 9. Youngs modul, E, implantat versus tid for PVAc-NC prøvene implantert i cortex. Feilstolpene representerer standardfeil med n = 4, med unntak av 5 min implantatet, med n = 2.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Fremme av implanterbare biomedisinske mikroelektromekaniske systemer (BioMEMS) for samhandling med biologiske systemer er motiverende utvikling av nye materialer med høyt skreddersydde egenskaper. Noen av disse materialene er utformet for å utvise en forandring i materialegenskapene som respons på en stimulus som finnes i det fysiologiske miljø. En nylig utviklet klasse av materialer som reagerer på nærværet av hydrogen-binding-dannende væsker (f.eks vann) og ved høyere temperaturer for å redusere Youngs modul, et mål på stivheten i materialet, av tre størrelsesordener 10,11,18. Disse polymer nanocomposite materialer har en myk polymer matrise (dvs. poly (vinylacetat)) med cellulose nanofibers som nanofiller fase. Interaksjoner mellom cellulose nanofibers diktere de mekaniske egenskapene til materialet som helhet, og er slått "på" når den er tørr og slått "av" når det er vått. I tillegg plastiserer vann polymeren nanocomposite, og dermed redusere glasstemperaturen til under kroppstemperatur (37 ° C), noe som resulterer i en ytterligere reduksjon i Youngs modul. Ett program for denne klassen av materialer er å tjene som en bio-adaptive substrat for intracortical sonder til grensesnitt med individuelle nerveceller 13,17. Imidlertid er fordelene med en mekanisk-adaptive materialet ikke begrenset til grensesnitt med nervesystemet.
Presenteres her er en metode der den mekaniske oppførselen til PVAc-NC-baserte microprobes kan vurderes etter implantering i nevrale vev for en bestemt tidsperiode. Ved hjelp av denne metoden, kan ex vivo mekaniske data skal samles inn for sammenligning med stasjonære studier. Videre kan tidsskalaen for endringer i mekaniske egenskaper skal vurderes. Den miljøkontroll aktivert av den svært fleksibel air brush og strålevarme innstillinger gir en mekanisme som de implanterte prøvene kan testes ex vivo med minimal endring i mekaniske egenskaper som følge av endring i miljøet. Som sådan kan den in vivo-oppførsel av materialet utledes, som gir overlegen informasjon i forhold til stasjonære eksperimenter med prøvene fullstendig nedsenket i kunstig cerebrospinalvæske (ACSF). Komplekset fysiologiske miljø krever tilgjengeligheten av slike metoder, men eksperimentelle metoder for denne vurderingen er begrenset.
Det er flere fordeler med å vår metode for mekanisk karakterisering av implantert, mekanisk-adaptive polymer nanokompositte prøver. Skikken microtensile tester er egnet for testing av prøver med dimensjoner som kan sammenlignes med en typisk nevrale probe (1,5-8 mm lange, 50-500 mikrometer brede, 15-100 mikrometer tykk 3,19-21). Andre mekaniske karakterisering metoder er egnet for enten større, bulk prøver eller nanoskala prøver. Utnytte en mekanisk testing verktøy for riktig skala fjerner det ukjente av eiendom skalerbarhet. I tillegg har tester microtensile åpen tilgang til prøven under test, slik at fuktighet og temperatur-kontroll av test-miljø. Videre, selv med miljø-kontroll, er det nødvendig å starte strekkprøving raskt etter fjerning av prøven fra nervevev. Ex vivo prøven tørking, og således stivne, er blitt minimalisert ved hjelp av her testprøve og microtensile tester utforming som letter hurtig (vanligvis innenfor 120 sek) lasting og oppstart av mekanisk testing. Endelig rommer dette microtensile testeren prøvene som ikke har elektrodene i begge ender, lette bruken av sonde-lignende prøver for mekanisk testing som kan bli implantert inn i dyr i identisk måte som for biologisk evaluering.
Fjerning av prøven fra nervevev presenterer et nytt miljø, noe som kan føre til endringer i mekanisk oppførsel etter explantation fordi stimuli-responsive oppførsel av materialet er reversibel ennd potensielt hurtigvirkende. Ved bruk av denne miljømessig kontrollerte strekkprøving metode for å vurdere endringer i mekaniske oppførsel etter prøven implantering inn i hjernen for et gitt tidsrom, bør den potensielle avvik med hensyn til den faktiske Youngs modul in vivo bli vurdert. Først, ved å teste prøver ex vivo, de er, ved definisjon, fjernes fra den fysiologiske miljø og underkastes en alternativ miljø. For en prøve med mekaniske egenskaper avhengig av miljøforhold, vil fjerne en prøve fra miljøet forandre sine mekaniske egenskaper. Tidsskalaen med hvilken denne endringen skjer avhenger av materialegenskapene til, så vel som den grad til hvilken det ytre miljø er kontrollert.
Denne tilnærmingen til karakterisering og kvantifisering av stimuli-responsive mekaniske oppførsel er best egnet for prøver med nål-lignende geometri, med en lengde mye storr enn bredden eller tykkelsen av enheten. I tillegg bør stivheten i materialet og den spesifikke motor og dens maksimale kraft bli vurdert når man velger enhet dimensjoner. Gitt et sett av prøven dimensjoner, vil et mer stivt materiale krever en større trekk-kraft for å bruke den samme mengden av belastninger som et materiale med en mindre Youngs modulus. Reduksjon av bredden og / eller tykkelse, eller ved å øke prøvens lengde, kan dette redusere mengden av kraft som kreves for å forlenge prøven en gitt mengde. For det tilpassede strekkprøving oppsett, har de lineære piezomotor en maksimal trekkraft 6 N, noe som gjør det mulig for prøver med Youngs modul av 5 GPa og tverrsnittsarealet opp til en 24 000 mikrometer 2 anstrengt 5% uten å nå den maksimale trekke kraft til motoren. Lasten celle brukes til å måle kraft i microtensile testeren har en oppløsning på mindre enn 1 mN, slik at den minste Youngs modul som kan måles i prøvene som ble analysert i vårt studium (bredde 300um, tykkelse 100 pm) var omtrent 1 MPa. Denne nedre grense kan reduseres ytterligere ved bruk av prøver med større tverrsnittsareal, men. Forskyvningen en indikator som har en oppløsning på 0,5 pm, noe som er tilstrekkelig for materialene med elastisk oppførsel begrenset til 0.2% belastning (med en initial lengde på 3 mm), noe som er en-av-størrelsesorden mindre enn det elastiske område for PVAc- NC, selv i tørr tilstand.
En begrensning til denne fremgangsmåte for ex vivo karakterisering er at den ikke kan være effektiv for meget stive eller sprø materialer. Praktisk sett, idet prøven må være enkel å montere inn i microtensile tester, er et sprøtt materiale i fare for å bryte i løpet av monteringen. I tillegg er bjelkeformet prøver (med dimensjoner som samsvarer de av våre eksperimenter) med en ende festet til den akryl holderen og den andre ende fri, kan ikke brukes for materialer som overstiger tilnærmet 2,5 GPa som den kraft som kreves for å strai prøven overskrider styrken for braketter som holder prøven på plass, noe som resulterer i glidning av prøven gjennom klemmene og unøyaktige resultater. Dette problem ble overvunnet ved bruk av dogbone-formede prøver med elektrodene i hver ende. Denne anvendelsen av denne fremgangsmåte for måling og analyse av in vivo mekaniske oppførsel av microprobes er ikke begrenset til den PVAc-NC klasse av materialer. Andre potensielle anvendelser omfatte overvåking av nedbrytnings-hastigheten av biologisk nedbrytbart materiale 22 og karakterisere den mekaniske oppførsel av biologisk vev 23,24, samt karakterisering av mikroskala strukturer for ikke-biologiske anvendelser. Videre kan ytterligere miljømessige kontroller tilsettes (for eksempel pH, bølgelengde av lys fra omgivelsene, elektrisk felt, magnetfelt) for materialer som er responsive til forskjellige stimuli 25,26. En av de viktigste fordelene med denne metoden er dens allsidighet og anvendelighet til mange forskjellige Materials og applikasjoner.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Vi har ingenting å avsløre.
Acknowledgments
Dette arbeidet ble støttet av Department of Biomedical Engineering ved Case Western Reserve University gjennom både lab oppstart fond (J. Capadona), og Medtronic Graduate Fellowship (K. Potter). Ytterligere finansiering på denne forskningen ble støttet delvis av NSF stipend ECS-0621984 (C. Zorman), Case Alumni Association (C. Zorman), Department of Veterans Affairs gjennom en Merit gjennomgang Award (B7122R), samt avansert 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).
