Abstract
Regenerativ medisin som mål å konstruere materialer for å erstatte eller gjenopprette skadede eller syke organer. De mekaniske egenskapene til slike materialer bør etterligner de humane vev de tar sikte på å erstatte; for å tilveiebringe den nødvendige anatomisk form, må materialene være i stand til å tåle de mekaniske krefter som de vil oppleve når implantert på det defekte område. Selv om de mekaniske egenskapene til vev-konstruerte stillaser er av stor betydning, mange menneskelige vev med restaurering med konstruerte materialer har ikke vært fullt biomekanisk karakterisert. Flere trykk- og strekk-protokoller er rapportert for evaluering av materialene, men med store variabiliteten er det vanskelig å sammenligne resultater mellom studier. Ytterligere komp studiene er ofte ødeleggende natur mekanisk testing. Mens en forståelse av vev svikt er viktig, er det også viktig å ha kjennskap til de elastiske og viskoelastiske egenskaper under mer Physiological lasteforhold.
Denne rapporten tar sikte på å tilveiebringe en minimal ødeleggende protokoll for å evaluere de trykk- og strekkegenskaper av humane bløtvev. Som eksempler på denne teknikk blir den strekkprøving av hud og trykktesting av brusk rives. Protokollene kan også være direkte påført på syntetiske materialer for å sikre at de mekaniske egenskaper er lik den opprinnelige vev. Protokoller for å vurdere de mekaniske egenskapene til menneskets opprinnelige vev vil tillate en benchmark ved å skape egnede vev-konstruert substitutter.
Introduction
Pasientene er stadig venter på ulike organtransplantasjoner å behandle sviktende eller skadde organer. Men med mangel på egnede donor organer, er regenerativ medisin som mål å skape alternative løsninger for pasienter med sluttstadiet organsvikt. Regenerativ medisin mål å møte denne kliniske behovet ved tekniske materialer for å fungere som vev erstatninger, inkludert myke vev, for eksempel brusk og hud. For å skape en vellykket materiale for å gjenopprette ødelagte vev, bør erstatningen materialet etterligne egenskapene til den opprinnelige vev det kommer til å erstatte 1-2. Når implantert, vil materialet må gi anatomiske formen til vevet defekten og således de mekaniske egenskapene til materialet er avgjørende en. For eksempel bør et materiale erstatte aurikulær brusk har de nødvendige mekaniske egenskaper for å hindre kompresjon av den overliggende huden 2. På samme måte, til et materiale erstatte nasal biltilage må ha tilstrekkelige mekaniske egenskaper for å hindre kollaps under pusting tre. Men til tross for viktigheten av mekaniske egenskaper ved fremstilling av materialer for implantering, har lite bevis for fokusert på å karakterisere de mekaniske egenskaper for forskjellige humane vev.
Mekanisk testing regimer kan brukes til å etablere trykk, strekk, bøyning eller skjær-egenskaper av en vev. Skin er en svært anisotropisk, viskoelastisk, og nesten inkompressibel materiale 4-9. Vanligvis spaltet hud blir testet ved hjelp av uniaksiale strekk metoder, hvor en passende formet strimmel av hud blir grepet ved begge ender og strukket mens belastningen og forlengelsen er ført 4-9.
Siden hovedkomponenten i alle myke vev er porevann, den mekaniske responsen av brusk er sterkt knyttet til fluidstrømmen gjennom vev 10-11. Myke vev, slik som brusk have tradisjonelt blitt testet ved hjelp av kompresjon testing. Metodene for testing i kompresjon er ganske variert, med begrenset, trangt, og innrykk som er den mest fremherskende (figur 1). Innenfor begrenset kompresjon, er en brusk prøve plassert i en ugjennomtrengelig, væskefylt brønn og lastet gjennom en porøs plate. Siden brønnen er ikke-porøs, strømnings skjønt brusk er i vertikalretningen 12-13. I unconfined kompresjon, blir brusk lastet ved hjelp av en ikke-porøs plate på et ikke-porøst kammer, tvinge fluidstrømmen til å være overveiende radial 12-13. Innrykk er den mest brukte metoden for å vurdere biomekaniske egenskapene til brusk 12-13. Den består av en inntrenger, som er mindre enn overflaten av prøven som blir testet, som er brakt ned på prøven. Innrykk har mange fordeler fremfor andre metoder for komprimering, inkludert det faktum at innrykk kan utføres in situ, enabling test for å være mer fysiologisk (figur 1) 12-13.
For å forstå de trykk- og strekkegenskapene til et vev, er Youngs elastisitetsmodul vanligvis beregnet ved å analysere den lineære delen av stress-belastningskurve, som viser den elastiske motstand mot kompresjon eller spenning, uavhengig av prøvestørrelse 12. Både strekk- og trykktesting regimer kan variere alt etter den belastning eller deformering anvendt og frekvensen av begge disse parametre. I dag er det mange forskjellige testprotokoller for å vurdere vev mekanikere, noe som gjør det ekstremt vanskelig å tolke eller sammenligne resultater fra ulike studier 6-13. Videre er mange mekaniske metoder for tiden fokusere på å karakterisere de mekaniske egenskapene til vevet ved å teste prøven for ødeleggelse. Vi tar sikte på å demonstrere et innrykk og strekk protokoll som gir direkte, ikke-destruktiv sammenligning av menneskeligmykt vev og vev-konstruert konstruksjoner.
Vi viser en metode som begrenser de mekaniske tester for påkjenninger, men likevel oppnår en Youngs elastisitetsmodul i kompresjon og strekk. Prøven understrekes enten i strekk eller kompresjon til en viss verdi, og når den valgte spenning verdi er nådd, blir prøven lov til å slappe mens alle dataene er registrert. Denne metoden registrerer både de viskoelastiske og avslapping egenskaper av vev innenfor den samme test, som kan brukes direkte til det syntetiske materiale. Vi har brukt innrykk protokollen for å evaluere human myke vev, inkludert hud og brusk 14-16. Brusk er vurdert ved hjelp av innrykk testing og huden er evaluert ved hjelp av spenning teste 14-16. Forskere tar sikte på å konstruere materialer med tilsvarende egenskaper til menneskelig bløtvev kan vurdere å gjennomføre disse protokollene.
Protocol
Denne protokollen følger de etiske retningslinjene i vår institusjonens menneskelige forskningsetiske komité retningslinjer for bruk, lagring og avhending av menneskelig vev. Menneske vevsprøver kan fjernet fra avdød organer som har blitt samtykket til forskningsformål med relevante etiske godkjenninger. Prøver kan også bli forkastet vev fra samtykket pasienter som gjennomgår kirurgiske prosedyrer, med relevant etisk godkjenning.
1. Utarbeidelse av Skin
- Forbered prøvene ved manuelt å dissekere av fettvev og det tynne laget av dype dermis ved hjelp av et skalpellblad og tang. Dette trinnet er viktig for å sikre konsistens mellom prøvene 14.
- Skjær den resulterende ark med split-tykkelse huden inn en standardisert utvalgsstørrelse (for eksempel 1 cm x 5 cm prøver). Bestemme prøvestørrelse basert på dimensjonene av testapparatet. Hvis en vev-konstruert konstruksjonen blir også testet, den specimen størrelse bør være passende for materialet av interesse 14. Kast skalpellblader i de aktuelle Sharps binger.
- For å muliggjøre fullførelse av de mekaniske beregninger, måle tykkelsen av huden som blir testet ved hjelp av elektroniske målepunkter før og etter mekanisk testing.
2. Strekkprøving
MERK: Alle materialer testing maskiner bør kalibreres i henhold til produsentens retningslinjer før testing.
- Test hudprøver i uniaxial spenning ved hjelp av en materialprøving maskinen (figur 2A) ved romtemperatur (22 ° C) 14.
- Orientere de hudprøver i samme retning for alle prøvene (for eksempel vinkelrett eller i-linje med Langer linjer (topologiske linje trukket på et kart av menneskekroppen, og som refererer til den naturlige orientering av kollagenfibre i dermis)) 14.
- Immobilisere prøven mellom to klemmer (en commercial jigg), en festet til et 98,07 N belastningscelle og den andre til en fast basisplate 14. Det resulterende området mellom klemmene som ble testet i uniaksial spenning bør være 1 cm x 4 cm (figur 2).
MERK: En kommersiell jigg ble anvendt for å unngå ujevn gripe- og skade på prøven før testing. Prøven er fiksert til en "finger-tight" tetthet. - Dekk til prøveområdet (etter anbringelse i apparatet) på begge sider med vaselin for å forhindre at prøven uttørking.
- Programmere strekkbelastning og avslapning testing regime i programvaren som en liste over handlinger som følger: Zero Load | Zero Plassering | Finn Contact (Strekk lasting) | Vent (Avslapping).
- Start test med programmet. Last prøven under spenning til 29,42 N på 1 mm / s. Bruk en hastighet og belastning som ikke forårsaker svikt i huden (f.eks 29,42 N på 1 mm / s).
- Etter 29,42 N-belastning er nådd, lar vev til å slappei 1,5 timer, på hvilket det er en tids-punkt minimal endring av avslapping oppførsel, styrt av datamaskinprogramvaren 14.
Merk: fortrengning holdes konstant under avslapning fasen, ikke lasten. - Beregn elastiske og viskoelastiske egenskaper i henhold til retningslinjene analyse delen. De mekaniske egenskapene undersøkt vil representere den gjennomsnittlige egenskaper av split-tykkelse hud bestanddeler (epidermis og dermis) 14.
Merk: Det er ingen definert tara belastning, som det er klart fra rådata når deformasjon finner sted, og således er bare disse datapunkter er inkludert.
3. Utarbeidelse av Brusk
- Fjern skinnet og fascia fra brusk prøven med en skalpell blad og tang 15, 16.
- Del brusk prøver i en standardisert utvalgsstørrelse (f.eks 1,5 cm blokker) med en skalpell blad og tang. For alle prøvene, bruk en semicircular formede inntrenger (figur 2B) som har en diameter og tykkelse på minst 8 ganger større enn størrelsen av brusk prøven. Dette forholdet gjør at indenter ikke påvirkes av eventuelle kanteffekter fra prøven forberedelse 15. Kast skalpellblader i de aktuelle Sharps binger.
- For å muliggjøre fullførelse av de mekaniske beregninger, måle tykkelsen av brusk som skal lastes ved hjelp av elektroniske målepunkter før og etter mekanisk testing 15, 16.
4. Trykk Innrykk Testing
- Komprimere brusk prøver ved hjelp av et materialprøvemaskin i en hydratisert miljø ved romtemperatur. Dekk brusk prøven med fosfat-bufret saltvann (PBS) før og under sammenpressingen testing for å sikre at prøven er hydrert.
MERK: PBS ikke stemmer helt fysiologisk miljø, men det gjør at både materialer og vev å være comlignet like 15, 16. - Orientere brusk prøven slik at overflaten er vinkelrett på indenter. Dette gjør at komprimering for å være uniaxial og begrenser eventuelle skjær lasting 15.
- Programmere derfor belastningen og avslapning testing regime i programvaren som en liste over handlinger som følger: Zero Load | Zero Plassering | Finn Contact (Trykk lasting) | Vent (Avslapping).
- Start testen ved å bruke programmet. Last prøven under trykk til 2,94 N på 1 mm / s 15, 16.
MERK: Dette var fast bestemt på å være et ikke-destruktiv last som er følsom nok til å identifisere både elastiske og viskoelastiske egenskaper brusk 15. - Etter at 2,94-N grensen er nådd, lar brusken til å slappe av i 15 minutter, på hvilket det er en tids-punkt minimal endring av avslapping oppførsel, ved hjelp av datamaskinprogramvaren 15, 16.
MERK: Figur2C-D viser et typisk oppsett for komprimering og strekkprøving av menneskelige vevsprøver. De samme protokollene kan deretter brukes til syntetiske biomaterialer å matche biomekaniske egenskaper til den opprinnelige vev blir analysert. For eksempel viser figur 2E-F komprimering og strekkprøving av menneskelig vev godt overens et syntetisk materiale er biomekaniske egenskaper.
5. Beregning av Youngs elastisitetsmodul for Innrykk og Strekkprøving
- Samle rådata inkludert gang (er), fortrengning (mm), og last (N) fra materialprøving enhet 14-16.
- Beregn spenning (MPa) og stammen (%) ved hjelp av formlene vist i Figur 3.
MERK: Hvis en halvkuleformet indenter ble brukt under komprimeringen testing, dividere kraften av tverrsnittsarealet gir den nominelle (gjennomsnitt) stress, men ikke peak stress. - Bruk en lineær spredningsplottå plotte belastning MPa (y-aksen) mot stammen (x-aksen). Bestem lineær kurve. Den lineære kurve er lik y = mx + b med en respektiv R-verdi.
MERK: Alle datapunkter er inkludert for å oppnå et minimum R-verdi> 0,98. M verdi er den skråning, som tilsvarer den modulus av stress over stammen, noe som indikerer trykk resistens eller motstand mot strekk i MPa (dvs. Youngs modul). Hvis R-verdien ikke er> 0,98, og under forutsetning av karakteriserende lineærviskoelastiske oppførsel er ugyldig. - Å identifisere de viskoelastiske egenskapene i hvilken fluidstrømning fra eksponering mot deformasjon har nådd likevekt, er forholdet mellom spenning over tid i løpet av de siste 200 s med mekanisk testing og den endelige spenningsnivået ved slutten av forsøket blir beregnet.
MERK: Med økende tid, vil stressnivået reduseres (slappe av) som væskestrømmen når likevekt 17, 18. En rask stress avslapping svar .indikatoreres at det er vanskelig å opprettholde høye spenninger i prøven 17, 18.
6. Avslapping Properties
- Plot spenning i MPa (y-aksen) mot tiden i s (x-aksen) på en lineær spredningsdiagram.
- Bestem en lineær kurve for å beregne frekvensen av avslapning. Den lineære kurve er lik y = mx + b med en tilsvarende verdien av de siste 200 s. Den m verdien er satsen for avslapning.
- Ta med alle datapunkter for å oppnå et minimum R-verdi> 0,98. Den endelige spenning (MPa) på 1,5 h for hud og 15 min for brusk er den endelige absolutt avslapping verdi.
Representative Results
Figurene 4 og 5 gir eksempler på data oppnådd via innsnitt og strekkprøving. Figur 4 viser typiske verdier oppnådd etter menneskelig brusk innrykk testing. Figur 4A er et eksempel på en typisk stamme-versus-stress plott oppnådd etter innrykk testing. For å oppnå den Youngs modul, er alle verdiene inkludert inntil linjen kurvetilpasning har en minimumsverdi på 0,98 R (figur 4B). Den m verdien er indikator på Youngs modul i MPa; for eksempel, i disse data, har brusk en modul på 1,76 MPa. Figur 4C viser et typisk plott av spenning mot tid for å evaluere relaksasjonsegenskaper til brusk. Satsen for avslapping er beregnet ut fra de siste 200 s. På samme måte, for å oppnå hastigheten av avslapning, er m verdien av en linje kurvetilpasning i MPa benyttet. For eksempel, i disse data, har en hastighet på bruskavslapning av 8,78 x 10 -6 MPa / s (figur 4D). Den absolutt siste nivå av velvære er det siste punktet stress i MPa. For eksempel, i dette datasettet, vil det absolutte endelige nivå av velvære være 0,028 MPa (Figur 4D).
Figur 5 viser hvordan man skal vurdere viskoelastisiteten til huden vev etter strekkprøving. Analysen er utført i henhold til komprimering testing. Figur 5A viser en typisk stamme-versus-stress plottet oppnådd fra strekkprøveprotokoll. For å oppnå den Youngs Modulus i strekk, er alle verdiene inkludert inntil linjen kurvetilpasning har et minimum R verdi på 0,98 (figur 5B). Den m verdien er indikator på Youngs modul i MPa; for eksempel, i disse data, er huden en modulus på 0,62 MPa. Figur 5C viser en typisk plott stress mot tiden for å evaluere avslapping egenskaper of huden. Satsen for avslapping er beregnet ut fra de siste 200 s. På samme måte, for å oppnå hastigheten av avslapning, er m verdien av en linje kurvetilpasning i MPa benyttet. For eksempel, i disse data, har hud en hastighet på avslapning av 3,1 x 10 -5 MPa / s (figur 5D). Den absolutt siste nivå av velvære er det siste punktet stress i MPa. For eksempel, i dette datasettet, vil nivået være 0,64 MPa (figur 5D). Den samme analysen kan deretter benyttes til å analysere biomaterialer under trykk og strekkprøving for å matche sine biomekaniske egenskaper til naturlig vev.
Figur 1: Prinsippskisse for å illustrere forskjellige kompresjonsmetoder. A. Innrykk Testing. En belastning påføres til et lite område av brusk ved å bruke en ikke-porøs indenter. B. Confined Compression. Brusken Prøven blir plassert i en ugjennomtrengelig fluidfylt brønnen. Brusken ble deretter lagt gjennom en porøs plate. Siden brønnen er ugjennomtrengelig, strømning gjennom brusken er bare i vertikal retning. C. unconfined Compression. Brusken er lastet ved hjelp av en ikke-porøs plate på en ikke-porøs kammeret, tvinger fluidstrømning til å være hovedsakelig radial.
Figur 2: Oppsett av mekanisk testing av maskinen. A. Illustrasjon av testing av maskinen. B. Illustrasjon av indenter brukes for kompresjon testing analyse. C. Brusk som analyseres ved hjelp av komprimering innrykk testing. D. Huden vev blir analysert under strekkprøving. E. Strekkprøving av en syntetisk biomateriale. F.
Figur 3: formler som brukes til å beregne de trykk- og strekk-mekaniske egenskaper til et vev eller vev-konstruert konstruksjon. De formler som brukes til å beregne kraften (N), stress (MPa), og belastning (%).
Figur 4: Eksempel på kompresjon analyse av human brusk. A. Stress-versus-stamme analyse. B. m verdi av linjen kurvetilpasningen ligningen er Youngs elastisitetsmodul i MPa. C. Stress-versus-tid-analyse for å demonstrere relaksasjonsegenskaper. D. m verdi av linjen kurvetilpasningen ligning angir relaksasjonshastigheten. Den endelige enbsolute er det siste punktet på grafen.
Figur 5: Eksempel på strekk analyse av menneskelig hud. A. Stress-versus-stamme analyse. B. m verdi av linjen kurvetilpasningen ligningen er Youngs elastisitetsmodul i MPa. C. Stress-versus-tid-analyse for å demonstrere relaksasjonsegenskaper. D. m verdi av linjen kurvetilpasning ligning tilsvarer den relaksasjonshastigheten. Den endelige absolutte hastighet er det siste punktet på grafen.
Discussion
Flere strekk og innrykks protokoller er publisert for å karakterisere menneske bløtvev. Vi har gitt en annen metode, som tar sikte på å være mer diagnostisk og ikke-destruktiv. Prøvene som gjennomgår mekanisk testing i denne protokollen er begrenset av last i stedet for ved forskyvning, som svingere er mer følsomme enn å laste til forskyvning. Derfor kan reproduksjoner av forsøket være mer nøyaktig på tvers av vev og syntetiske materialer. Ved hjelp av denne teknikk, har vi vist en strekk protokoll for evaluering av hudvev, og en fordypning protokoll for å analysere bruskvev. Begge protokollene er lett og enkelt å implementere og kan anses for karakterisering av menneskelig mykt vev og vev-konstruert konstruksjoner.
Ett av de viktige trinnene i metoden for å oppnå en stress-relaksasjonskurve egnet for analyse er for å sikre at prøven ikke glir under testing. Tilstrekkelig fiksering er required, men dette må balanseres mot å forårsake noen belastning på prøvene og sikre at den inntrenger er vinkelrett på overflaten for å forhindre enhver skjærbelastning. Det er viktig at preparatet i tillegg til størrelse og form av vevet er lik mellom prøver. For brusk, er det viktig å benytte en repeterbar disseksjon protokoll og prøve dimensjoner. For hudprøver, er det viktig å fjerne alt det subkutane vev for å oppnå en repeterbar prøve. Det er også viktig å sikre at for alle prøver, de prøvebetingelser er identiske, inkludert fuktighet, romtemperatur, og tineprosessen, hvis det er hensiktsmessig.
Det er noen begrensninger i protokollene som presenteres. Studier har antydet at deformasjonskarakteristikker av hud og brusk er avhengig av prøveorientering 13. Huden ble anerkjent for å være anisotropisk så langt tilbake som det 19. århundre, med Langer viser i 1861 at huden har naturlige linjerav spenning, omtalt som Langer linjer 4. Således, ved karakterisering av hudprøver, er det viktig å orientere alle prøver parallelt med eller vinkelrett i forhold til de Langer linjer for å unngå innføring av en metode skjevhet 4. Brusk viser også anisotropiske egenskaper, og inneholder Hultkrantz linjer, som er ekvivalent med Langer linjer, slik at brusken kan deformere seg på en annen måte ifølge den retning i hvilken den er lastet 12, 19. Derfor er det viktig å øke prøvestørrelse for å tillate testing av brusk i forskjellige retninger. Som biomekaniske egenskapene til vevet også varierer med alder og kjønn, bør studier utføres med en representant pasient kohort å opprettholde gyldigheten til klinisk setting. Videre er noen mekaniske protokoller argumentere for forkondisjonering, hvor vevet gjennomgår syklisk belastning for å sikre at vevet er i en stabil tilstand for etterfølgende mekanisk testing 20. Men den nøyaktige mekanisme for prekondisjonering er uklar og det nøyaktige antallet sykluser som trengs for å produsere en konsistent og repeterbare respons varierer i ulike studier 20. Forskeren bør vurdere om ikke å inkludere preconditioning etter vurdering av årsaken til å utføre bestemte biomekaniske test 20.
Huden er et komplekst, flerlags materiale, delt inn i tre hoved lag: epidermis, dermis og hypodermis 4. De mekaniske egenskapene til hudvevet har nylig blitt evaluert ved hjelp av in vivo-vurdering 4. Imidlertid kan protokollene av strekk testing brukes til å forstå huden biomekanikk skåret hud fire. Slike tester kan gi informasjon til modellen stressbelastningsforhold, siden grensebetingelsene kan defineres fire. Typisk, in vitro testregime bruke høye belastninger for å karakterisere materialet til svikt, in vivo systemer bruk menslav belastning varierer 4. Når man sammenligner biomekaniske verdier for spaltet hud under strekk, er det en stor variasjon mellom forskjellige studier, som strekker seg 2,9 til 150 MPa 4. Store forskjeller mellom fagene er forventet på grunn av naturlig biologisk variasjon, men forskjeller i protokollen regimer kan også forverre disse naturlige biologiske forskjeller. For eksempel, vil forskjeller i lasterater mellom protokoller forårsake variasjon, som større lasterater føre til mindre tid til å strømme ut, noe som resulterer i en høyere stivhet. Tilberedning, excision, og håndtering av protokoller i huden vev vil også føre til forskjeller i de mekaniske egenskapene 4. Denne protokollen for testing demonstrert hud tilveiebringer en alternativ metode for forskere å karakterisere hud vev. Det gir noen fordeler, inkludert muligheten til å identifisere de elastiske og viskoelastiske egenskaper av huden vev i en mekanisk test, noe som åpner for en større forståelse av hudeni løpet av kort tid. Videre kan den samme test anvendes på vev-erstatninger konstruert for å fremstille konstruksjoner med tilsvarende biomekaniske egenskaper som naturlig hud.
Innrykk testing gir et attraktivt alternativ i forhold til begrenset kompresjon testing for å forstå biomekanikk av brusk 21. Skår har evnen til å bevare den fysiologiske struktur av brusk og således gir verdier som etterligner de i en klinisk sammenheng. Ved hjelp av hakk, er det også mulig å teste brusk mens det fremdeles er festet til det underliggende ben. Innrykk gir også mulighet for fysiologisk testing av brusk som in vivo. Når to brusk overflater nærmer seg hverandre, at kantene som omgir området for kontakt "bule" på grunn av vann under kontaktområdet forskyves sideveis etter trykk deformasjon oppstår 17, 21. Brusk innrykk må utføres med en inDTast med en mindre radius enn den brusken prøven for å tillate tilsvarende utbuling. Størrelsen på indenter bør også være minst 8 ganger prøvestørrelsen for å sikre at brusken reagerer som om den var en del av en ubestemt prøve 22. Ved hjelp av en inntrenger mye mindre enn radius av prøve diameter eliminerer eventuelle kanteffekter som er tilstede i prøven oppretting. I tillegg unngår skår eventuelle eksperimentelle feil forårsaket ved å teste bruskdefekter skadet av prøven ekstraksjon. Innrykk heller ikke innebære dyp prøvepreparering, så som begrenset kompresjon, slik at små, tynne stykker av brusk som skal testes, 17, 21. Videre er ikke-destruktiv metode for innrykk betyr at den har en potensiell anvendelse i klinisk setting som et diagnostisk verktøy etter validering og verifisering studier er blitt utført.
Det er viktige forutsetninger med innrykk at brukeren må sørge for hensiktsmessig resultater. En kritisk grense tilstand i fordypningen lasting krever konstant kontakt mellom indenter og brusken overflate (dvs. at overflaten ikke skal deformeres bort fra indenter) 23, 24. Skår lasting omfatter også den antatte grensebetingelsen at kontakten mellom bruskoverflaten og inntrenger er ikke-destruktiv (dvs. at indenter er i kontakt med overflaten, men går ikke gjennom overflaten, brusk overflate må ikke svikte under indenter) 25-26. Studier har vist at denne grensebetingelse kan verifiseres ved bruk av India blekk, som vil farge skadede områder når de påføres på brusk flate 25, 26. En ytterligere grensebetingelse forutsetter at den inntrenger komprimerer brusken vinkelrett på overflaten av prøven. Den vinkelrett orientering av kompresjon er en viktig grense dirigentition fordi sammenpressing i en vinkel, spesielt ved bruk av syklisk belastning, kan forårsake glidning, som kan indusere skjærkomponenter og endre mekanisk belastning. Denne tilstanden kan sikres gjennom forsiktig testutstyr satt opp.
Etter oppsummert protokollene har blitt optimalisert for det myke vevet av interesse, vil det være nyttig for forskere å se på dynamisk testing av vevet av interesse. Passende syklisk lasting av prøver skal etterligne normale fysiologiske grenser og atferd, som for eksempel etterligne gange eller andre repetitive bevegelser 27. Oppsummert viser denne rapporten enkle mekanisk testing protokoller for å vurdere menneskelig vev. Implementering av disse protokollene vil gi viktig informasjon om de biomekaniske egenskapene til vev, slik at vev-utviklet konstruksjoner for å bedre etterligne den opprinnelige vev.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Digitial Vernier Calipers | Machine Mart | 40218046 | Digitial vernier caliper is used to measure sample thickness. |
| Water Bath | Cole Parmer | UY-12504-94 | StableTemp Digital Water Bath Flask Holder used to defrost tissues samples if they are frozen. |
| Mach-1 Material Testing Machine | Biomomentum | V500c | Mechanical Testing Machine used to test the mechancial properties of the tissues. |
| Scalpel Blade | VWR | 233-5335 | Scalpel blades using to cut and dissect the tissues. |
| Forceps | VWR | 470007-554 | Forceps used to dissect the tissues. |
| Phosphate Buffered Saline (PBS) pH 7.2 | Life Technologies | 20012019 | PBS is used to hydate the tissue samples |
References
- Chan, B. P., Leong, K. W. Scaffolding in tissue engineering: general approaches and tissue-specific considerations. Eur Spine J. 17, 467-479 (2008).
- Nimeskern, L., van Osch, G. J., Müller, R., Stok, K. S. Quantitative evaluation of mechanical properties in tissue-engineered auricular cartilage. Tissue Eng Part B Rev. 20, 17-27 (2014).
- Shaida, A. M., Kenyon, G. S. The nasal valves: changes in anatomy and physiology in normal subjects. Rhinology. 38, 7-12 (2000).
- Ní Annaidh, A., Bruyère, K., Destrade, M., Gilchrist, M. D., Otténio, M. Characterization of the anisotropic mechanical properties of excised human skin. J Mech Behav Biomed Mater. 5, 139-148 (2012).
- Ottenio, M., Tran, D., Ní Annaidh, A., Gilchrist, M. D., Bruyère, K. Strain rate and anisotropy effects on the tensile failure characteristics of human skin. J Mech Behav Biomed Mater. 41, 241-250 (2015).
- Silver, F. H., Freeman, J. W., DeVore, D. Viscoelastic properties of human skin and processed dermis. Skin Res Technol. 7, 18-23 (2001).
- Karimi, A., Navidbakhsh, M. Measurement of the uniaxial mechanical properties of rat skin using different stress-strain definitions. Skin Res Technol. 21, 149-157 (2015).
- Wilkes, G. L., Brown, I. A., Wildnauer, R. H. The biomechanical properties of skin. CRC Crit Rev Bioeng. 1, 453-495 (1973).
- Hussain, S. H., Limthongkul, B., Humphreys, T. R. The biomechanical properties of the skin. Dermatol Surg. 39, 193-203 (2013).
- Smith, C. D., Masouros, S., Hill, A. M., Wallace, A. L., Amis, A. A., Bull, M. J. A. Mechanical testing of intra-articular tissues. Relating experiments to physiological function. Current orthopaedics. 22, 341-348 (2008).
- Korhonen, R. K., S, S. aarakkala Biomechanics and Modeling of Skeletal Soft Tissues, Theoretical Biomechanics. Klika, V. , InTech. Available from: http://www.intechopen.com/books/theoretical-biomechanics/biomechanics-and-modeling-of-skeletal-soft-tissues (2011).
- Lu, X. L., Mow, V. C. Biomechanics of articular cartilage and determination of material properties. Med Sci Sports Exerc. 40, 193-199 (2008).
- Xia, Y., Zheng, S., Szarko, M., Lee, J. Anisotropic Properties of Bovine Nasal Cartilage. Micros Res Tech. 75, 300-306 (2012).
- Wood, J. M., Soldin, M., Shaw, T. J., Szarko, M. The biomechanical and histological sequelae of common skin banking methods. J Biomech. 47, 1215-1219 (2014).
- Griffin, M. F., Premakumar, Y., Seifalian, A. M., Szarko, M., Butler, P. E. Biomechanical characterisation of the human nasal cartilages; implications for tissue engineering. J Mater Sci Mater Med. 27, 11 (2016).
- Griffin, M. F., Premakumar, Y., Seifalian, A. M., Szarko, M., Butler, P. E. Biomechanical chacterisation of human auricular cartilages; implications for tissue engineering. Annals of biomedical Engineering. , (2016).
- Shrive, N. G., Frank, C. B. Articular Cartilage. Biomechanics of the Musculo-Skeletal System. , Wiley & Sons. 86-106 (1999).
- Fung, Y. C. Biomechanics: Mechanical Properties of Living Tissues. 568, Springer. New York. (1993).
- Hultkrantz, W. Ueber die Spaltrichtungen der Gelenkknorpel. Verhandlungen der Anatomischen Gesellschaft. , (1898).
- Cheng, S., Clarke, E. C., Bilston, L. E. J. The effects of preconditioning strain on measured tissue properties. Biomech. 42, 1360-1362 (2009).
- Mow, V. C., Ratcliffe, A. Structure and Function of Articular Cartilage and Meniscus. Basic Orthopaedic Biomechanics. Mow, V. C., Hayes, W. C. , Lippincott-Raven. New York. 113-178 (1997).
- Tavakol, K. Proteoglycan & Collagen degrading activities of neural proteases from fresh and cryopreserved articular cartilage explants and the chondrocytes. An in vitro biochemical study. , University of Calgary. (1989).
- Smeathers, J. E. Cartilage and Joints. Biomechanics: Materials. Vincent, J. F. V. , Oxford University Press. Oxford. 99-131 (1992).
- Smith, C. L., Mansour, J. M. Indentation of an Osteochondral Repair: Sensitivity to Experimental Variables and Boundary Conditions. J Biomech. 33, 1507-1511 (2000).
- Niederauer, G. G., Niederauer, G. M., Cullen, L. C. Jr, Athanasiou, K. A., Thomas, J. B., Niederauer, M. Q. Correlation of Cartilage Stiffness to Thickness and Level of Degeneration Using a Handheld Indentation Probe. Ann Biomed Eng. 32, 352-359 (2004).
- Ball, S. T., Amiel, A. D., Willaims, S. K., Tontz, W., Chen, A. C., Sah, R. L., Bugbee, W. D. The Effects of Storage on Fresh Human Osteochondral Allografts. Clin Orthop Relat Res. 418, 246-252 (2004).
- Park, S., Hung, C. T., Ateshian, G. A. Mechanical response of bovine articular cartilage under dynamic unconfined compression loading at physiological stress levels. Osteoarthritis Cartilage. 12, 65-73 (2004).
