Este trabajo fue apoyado por el Departamento de Ingeniería Biomédica de la Universidad Case Western Reserve tanto a través de los fondos de puesta en marcha (J. Capadona) laboratorio, y el Graduate Fellowship Medtronic (K. Potter). Financiación adicional sobre esta investigación fue financiada en parte por subvención NSF ECS-0621984 (C. Zorman), la Asociación de Antiguos Alumnos del caso (C. Zorman), el Departamento de Asuntos de Veteranos a través de una revisión Merit Award (B7122R), así como la avanzada Centro de Tecnología de Plataforma (C3819C).

1. Preparación de la muestra <ol><li> Preparar película PVAc-NC de espesor en el intervalo de 25-100 micras utilizando una solución de colada y de la técnica de compresión 10-12. </li><li> Se adhieren a la película de una oblea de silicio por calentamiento en una placa caliente durante dos minutos a 70 ° C (por encima de la temperatura de transición vítrea) para promover el contacto íntimo entre la película y la oblea. Este paso asegura que la película preparada permanece plana y fija a la oblea de Si, que es necesaria para los procesos de micromecanizado planas. </li><li> Modelo de la película en la muestra de ensayo geometrías por láser micromecanizado (VLS 3.50, VersaLASER). Ajuste los 2 parámetros de micromecanizado láser escritura directa de CO a 1,0% de potencia (0,5 W), velocidad de 4,0% (56 mm / s), y 1.000 pulsos por pulgada 13,16. </li><li> Muestras patrón que se utilizarán para establecer las condiciones ambientales (&quot;muestras de configuración&quot;) en estructuras en forma de hueso de perro con las dimensiones almohadilla lateral 1.5 x 1.5 mm 2, y la viga lateral tenueensiones 300 x 3,000 m 2, que se combina con un espesor que el de la película a lo largo de (Figura 2). </li><li> Modelo de las muestras para los experimentos ex vivo (&quot;muestra de implante&quot;) en vigas de 300 micras x 6 mm, con un espesor equivalente a la de la película. </li><li> Liberar cuidadosamente las muestras de la oblea usando una cuchilla de afeitar y pinzas. </li><li> Para la manipulación de la muestra, preparar a los propietarios de acrílico de encargo-mecanizadas diseñados para servir como parte del sistema de agarre en el probador de microtensión. Marcas grabadas con láser muestran la central del soporte y 1,5 mm desde el extremo. Colocar una pequeña cantidad de adhesivo de cianoacrilato a base de gel en la línea central del soporte de acrílico y adherirse cuidadosamente una longitud de 1,5 mm de la muestra de implante para el soporte y la superposición de la línea central marcada (Figura 3). Cada muestra de implante requiere de un soporte de acrílico. Tenga cuidado para asegurar que el gel adhesivo permanece sólo a lo largo de la longitud de 1,5 mm de PVAc-NC está adherido a la acrtitular ylic. De lo contrario, el gel adhesivo puede interferir con el comportamiento mecánico de la muestra. </li><li> Retire la humedad de todas las muestras mediante la colocación de ellos en un desecador durante al menos 24 horas. </li><li> Medir la longitud, anchura, espesor y dimensiones de las muestras usando un microscopio óptico. </li></ol> 2. Establecer las condiciones ambientales <ol><li> Cargar una muestra seca de configuración en el probador microtracción (véase la Figura 4), ​​primero de sujeción entre las mordazas móviles, a continuación, entre las mordazas fijas. </li><li> Montar un cepillo de aire con un depósito lleno de agua en una posición fija, con la boquilla dirigida hacia la muestra microtensión. Conectar el cepillo de aire de un compresor de aire a través de tubos de plástico. Con la boquilla de cepillo de aire completamente cerrada, encienda el compresor de aire. </li><li> Comience procedimiento de prueba microtensión cíclico, alternando entre el esfuerzo de tracción (tensión positiva) y la tensión a la compresión (presión negativa) aplicada a tque muestra, permaneciendo dentro de la región elástica lineal de la trama de tensión-deformación. Para PVAc-NC, la deformación aplicada está limitada a menos de 2%. En el probador microtensión personalizado utilizado en estos experimentos, la velocidad de deformación se controla mientras se midió la fuerza requerida para lograr que la cepa. Alternativamente, una configuración diferente podría implicar el control de la fuerza aplicada mientras que la medición de la tensión resultante. </li><li> Poco a poco aumentar el flujo de la boquilla de cepillo de aire, y vigilar la pendiente de la gráfica de tensión-deformación como una función de la cantidad de flujo desde el cepillo de aire. El caudal máximo que no causa una reducción significativa (&gt; 10%) en el módulo de Young en un período de 60 segundos es el nivel que se utilizará para los experimentos ex vivo. En este punto, las condiciones de humedad que no mojar una muestra seca (y por lo tanto contribuir a una reducción en el módulo de Young), y también minimizar el secado de la muestra después de ser expuesto a los fluidos biológicos in vivo han sido thisblecido. </li><li> Medir la temperatura cerca de la muestra. Un ajuste ideal sería incluir un termopar con lectura digital, y se realiza mientras el aerógrafo está funcionando. Ajuste de la intensidad y la distancia de la fuente de calor radiante de modo que la temperatura de la muestra se mantiene a 37 ° C, para que coincida con las condiciones fisiológicas. </li></ol> 3. Comparación de Control Ambiental para el Control No ambiental <ol><li> Muestras por instalación inmersión durante al menos 30 min en tampón fosfato salino. Después de este período de tiempo, la muestra está completamente saturada y se ha reducido al mínimo su módulo de Young a una temperatura dada. </li><li> Cargar rápidamente una muestra en el probador microtensión e iniciar las pruebas microtensión cíclica, con el pincel de aire, mientras se seca la muestra. Esto determinará la rapidez con que se seque la muestra en condiciones no controladas. </li><li> Cargue una segunda muestra de configuración PBS-saturada en el probador microtensión, e iniciar las pruebas microtensión cíclicacon el pincel de aire en. Esto determinará la rapidez con que se seque la muestra en condiciones ambientales controladas. </li></ol> 4. La implantación de sondas y explantación <ol><li> Adjuntar muestra de implante a una abrazadera micromanipulador y la posición ortogonal con respecto al tejido cortical. </li><li> Antes de la inserción, mantener el tejido suficientemente húmeda con solución salina para asegurar la homogeneidad de la mecánica del tejido. </li><li> Baje la muestra de polímero en la corteza utilizando los controles manuales micromanipulador. Agregar muestra en tejido cortical hasta que el tiempo de implante objetivo, generalmente entre 1 y 30 min. Para evitar que el tejido se seque por momentos durante 5 minutos, pase suavemente el tejido cada 5 minutos con un algodón embebido en solución salina. </li><li> Mientras que la sonda se implanta en la corteza, preparar el probador de microtracción para la carga de la muestra actualmente implantado mediante el establecimiento de la varilla de accionamiento a la posición de desplazamiento cero de 3,0 mm a partir de la abrazadera de la muestra estacionaria. Además, ponga la boquilla de cepillo de airepara el ajuste del caudal y la fuente de calor radiante a la intensidad adecuada determinar en el paso 2.4. </li><li> Al final del tiempo de implante especificado, elevar la sonda de la corteza utilizando los controles manuales micromanipulador. Inmediatamente, y con cuidado, retire la muestra de la abrazadera micromanipulador y cargar en el probador de microtracción, como se describe en más detalle en el Paso 5.2. </li></ol> 5. Pruebas Microtracción de muestras de implantes <ol><li> Para ahorrar tiempo después de la explantación, asegúrese de que el probador de microtensión está completamente listo para aceptar la muestra de implante antes de la implantación, tal como se describe en el paso 4.4. </li><li> Inmediatamente después de la explantación, cargar la muestra entre los dos conjuntos de abrazaderas probador microtracción. Dado que la muestra se monta en un soporte de acrílico diseñado para servir como la mitad superior de una de las pinzas, colocar el conjunto de muestra de implante en la empuñadura, lado de la muestra móvil hacia abajo. Es importante asegurarse de que está montada la muestra de tal manera que la cepa es aplied sólo a lo largo de la longitud de la sonda para evitar la aplicación de par de torsión a la muestra durante la prueba. Como tal, la muestra debe ser montado en el centro de cada abrazadera, y las abrazaderas debe estar a nivel con respecto a la otra. </li><li> Ajustar la posición de la muestra de tal manera que la distancia entre las abrazaderas es 3,0 mm, y el extremo de la sonda se coloca en la mordaza fija. Esta longitud de 3,0 mm entre las abrazaderas es la longitud de referencia para la muestra, y se utiliza en los cálculos posteriores para determinar la tensión en la muestra. </li><li> Inmediatamente después de obtener la muestra entre las dos pinzas, y dentro de 2 minutos de la explantación del tejido neural, activar el motor en la dirección de tracción para alargar la muestra a una velocidad constante (10 m / seg utilizados aquí), mientras que simultáneamente medir y registrar la elongación de la muestra (usando un indicador de desplazamiento, Mitutoyu 543-561) y la fuerza asociada (usando una célula de carga, Técnicas Transductor MDB-2.5) requerido para tensar la muestra. </li><li&gt; Detener la prueba de microtensión en caso de fallo mecánico de la muestra, o cuando se alcanza el final de la gama de varilla de accionamiento. Exportar los datos recogidos, y realizar análisis de datos. </li><li> Repita la prueba de microtensión para cada muestra y / o cada conjunto de condiciones (es decir, tiempo de inserción). </li></ol> 6. Análisis de Datos <ol><li> Convertir los datos de elongación primas a deformación de ingeniería aplicada a la muestra implante dividiendo la distancia de la elongación por la longitud de referencia inicial, como se describe en la Ecuación 1, donde ε es la deformación aplicada, t es el tiempo, d es el desplazamiento medido por el micrómetro indicador y L0 es la longitud de referencia inicial de la muestra: <img src="/files/ftp_upload/50078/50078eq1.jpg" alt="Ecuación 1" fo:src="/files/ftp_upload/50078/50078eq1highres.jpg"/> (1) </li><li> Convertir los datos de la fuerza primas a la tensión de ingeniería en la muestra dividiendo la fuerza (en Newtons), por la TRAárea de sección transversal nsverse, tal como se describe en la Ecuación 2: <img src="/files/ftp_upload/50078/50078eq2.jpg" alt="Ecuación 2" fo:src="/files/ftp_upload/50078/50078eq2highres.jpg"/> (2) donde σ es la tensión en la muestra, F es la fuerza medida por la célula de carga (en Newtons), w 0 es la anchura inicial de la muestra, y t 0 es el espesor inicial de la muestra. </li><li> Trazar la tensión (σ [t]) vs deformación (ε [t]) curva para cada muestra usando un programa de computadora, tales como Microsoft Excel. </li><li> Aislar la parte elástica lineal de la trama y el uso de herramientas de ajuste de curvas basadas en software para encontrar la mejor línea de ajuste de esta parte. La pendiente de la línea de mejor ajuste corresponde al módulo de la muestra de Young. La porción aislada de la trama debe incluir por lo menos 10 puntos de tensión-deformación, y debe ser tomada de la parte de la parcela donde la pendiente es mayor. </li><li> Para los ensayos cíclicos, tendrá que ser determinado para cada ciclo el módulo de Young. Esto puede ser automatizado o lleva a cabo manualmente. </li><li> Para los ensayos cíclicos, parcela el módulo de Young de cada ciclo en función del tiempo. Esto indica cómo cambia el módulo medido con el tiempo, lo cual es indicativo de la rapidez con una muestra de configuración está mojando o secado. </li><li> Para las muestras de implantes, cada muestra y el tiempo de implante corresponde a un único ciclo de los ensayos cíclicos. Mida el módulo de Young utilizando el procedimiento descrito anteriormente para cada muestra de implante. </li><li> Trazar el módulo de Young en función del tiempo de implante. En este punto, se pueden hacer comparaciones para las investigaciones de sobremesa, etc </li></ol>

<ol>
	<li>Chen, P. J., Saati, S., Varma, R., Humayun, M. S., Tai, Y. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Wireless+intraocular+pressure+sensing+using+microfabricated+minimally+invasive+flexible-coiled+LC+sensor+implant.">Wireless intraocular pressure sensing using microfabricated minimally invasive flexible-coiled LC sensor implant.</a> Journal of Microelectromechanical Systems. 19, 721-734 (2010).</li><li>Ren, X., Zheng, N., Gao, Y., Chen, T., Lu, W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biodegradable+three-dimension+micro-device+delivering+5-fluorouracil+in+tumor+bearing+mice.">Biodegradable three-dimension micro-device delivering 5-fluorouracil in tumor bearing mice.</a> Drug Delivery. 19, 36-44 (2012).</li><li>Bai, Q. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Single-unit+neural+recording+with+active+microelectrode+arrays.">Single-unit neural recording with active microelectrode arrays.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 911 (2001).</li><li>Rousche, P. J., Pellinen, D. S., Pivin, D. P., Williams, J. C., Vetter, R. J., kirke, D. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Flexible+polyimide-based+intracortical+electrode+arrays+with+bioactive+capability.">Flexible polyimide-based intracortical electrode arrays with bioactive capability.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 361-371 (2001).</li><li>Hassler, C., Boretius, T., Stieglitz, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Polymers+for+neural+implants.">Polymers for neural implants.</a> Journal of Polymer Science Part B: Polymer Physics. 49, 18-33 (2011).</li><li>Mercanzini, A., Colin, P., Bensadoun, J. C., Bertsch, A., Renaud, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=In+Vivo+Electrical+Impedance+Spectroscopy+of+Tissue+Reaction+to+Microelectrode+Arrays.">In Vivo Electrical Impedance Spectroscopy of Tissue Reaction to Microelectrode Arrays.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 56, 1909-1918 (2009).</li><li>Polikov, V. S., Tresco, P. A., Reichert, W. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Response+of+brain+tissue+to+chronically+implanted+neural+electrodes.">Response of brain tissue to chronically implanted neural electrodes.</a> Journal of Neuroscience Methods. 148, 1-18 (2005).</li><li>Subbaroyan, J., Kipke, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Engineering+in+Medicine+and+Biology+Society,+2006.">Engineering in Medicine and Biology Society, 2006.</a> , 3588-3591 (2006).</li><li>Harris, J., Capadona, J., Miller, R., Healy, B., Shanmuganathan, K., Rowan, S., Weder, C., Tyler, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mechanically+adaptive+intracortical+implants+improve+the+proximity+of+neuronal+cell+bodies.">Mechanically adaptive intracortical implants improve the proximity of neuronal cell bodies.</a> Journal of Neural Engineering. 8, 066011 (2011).</li><li>Capadona, J. R., Shanmuganathan, K., Tyler, D. J., Rowan, S. J., Weder, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Stimuli-Responsive+Polymer+Nanocomposites+Inspired+by+the+Sea+Cucumber+Dermis.">Stimuli-Responsive Polymer Nanocomposites Inspired by the Sea Cucumber Dermis.</a> Science. 319, 1370-1374 (2008).</li><li>Shanmuganathan, K., Capadona, J. R., Rowan, S. J., Weder, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Stimuli-Responsive+Mechanically+Adaptive+Polymer+Nanocomposites.">Stimuli-Responsive Mechanically Adaptive Polymer Nanocomposites.</a> ACS Applied Materials &amp; Interfaces. 2, 165-174 (2009).</li><li>Shanmuganathan, K., Capadona, J. R., Rowan, S. J., Weder, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Bio-inspired+mechanically-adaptive+nanocomposites+derived+from+cotton+cellulose+whiskers.">Bio-inspired mechanically-adaptive nanocomposites derived from cotton cellulose whiskers.</a> Journal of Materials Chemistry. 20, 180 (2010).</li><li>Hess, A., Capadona, J., Shanmuganathan, K., Hsu, L., Rowan, S., Weder, C., Tyler, D., Zorman, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Development+of+a+stimuli-responsive+polymer+nanocomposite+toward+biologically+optimized,+MEMS-based+neural+probes.">Development of a stimuli-responsive polymer nanocomposite toward biologically optimized, MEMS-based neural probes.</a> Journal of Micromechanics and Microengineering. 21, 054009 (2011).</li><li>Capadona, J. R., Tyler, D. J., Zorman, C. A., Rowan, S. J., Weder, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mechanically+adaptive+nanocomposites+for+neural+interfacing.">Mechanically adaptive nanocomposites for neural interfacing.</a> Materials Research Society Bulletin. 37, 581-589 (2012).</li><li>Ophir, J., Cespedes, I., Garra, B., Ponnekanti, H., Huang, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Elastography:+ultrasonic+imaging+of+tissue+strain+and+elastic+modulus+in+vivo.">Elastography: ultrasonic imaging of tissue strain and elastic modulus in vivo.</a> European journal of ultrasound. 3, 49-70 (1996).</li><li>Hess, A., Shanmuganathan, K., Capadona, J., Hsu, L., Rowan, S., Weder, C., Tyler, D., Zorman, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Micro+Electro+Mechanical+Systems+(MEMS).">Micro Electro Mechanical Systems (MEMS).</a> , 453-456 (2011).</li><li>Harris, J. P., Hess, A. E., Rowan, S. J., Weder, C., Zorman, C. A., Tyler, D. J., Capadona, J. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=In+vivo+deployment+of+mechanically+adaptive+nanocomposites+for+intracortical+microelectrodes.">In vivo deployment of mechanically adaptive nanocomposites for intracortical microelectrodes.</a> Journal of Neural Engineering. 8, 046010 (2011).</li><li>Shanmuganathan, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Bio-inspired Stimuli-responsive Mechanically Dynamic Nanocomposites. , (2010).</li><li>Rousche, P. J., Pellinen, D. S., Pivin, D. P., Williams, J. C., Vetter, R. J., Kipke, D. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Flexible+polyimide-based+intracortical+electrode+arrays+with+bioactive+capability.">Flexible polyimide-based intracortical electrode arrays with bioactive capability.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 48, 361-371 (2001).</li><li>Norlin, P., Kindlundh, M., Mouroux, A., Yoshida, K., Hofmann, U. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+32-site+neural+recording+probe+fabricated+by+DRIE+of+SOI+substrates.">A 32-site neural recording probe fabricated by DRIE of SOI substrates.</a> Journal of Micromechanics and Microengineering. 12, 414 (2002).</li><li>Ward, M. P., Rajdev, P., Ellison, C., Irazoqui, P. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Toward+a+comparison+of+microelectrodes+for+acute+and+chronic+recordings.">Toward a comparison of microelectrodes for acute and chronic recordings.</a> Brain Research. 1282, 183-200 (2009).</li><li>Lin, J. M., Chang, P. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+Novel+Remote+Health+Monitor+with+Replaceable+Non-Fragile+Bio-Probes+on+RFID+Tag.">A Novel Remote Health Monitor with Replaceable Non-Fragile Bio-Probes on RFID Tag.</a> Applied Mechanics and Materials. 145, 415-419 (2012).</li><li>Kunzelman, K. S., Cochran, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Stress/strain+characteristics+of+porcine+mitral+valve+tissue:+parallel+versus+perpendicular+collagen+orientation.">Stress/strain characteristics of porcine mitral valve tissue: parallel versus perpendicular collagen orientation.</a> Journal of Cardiac Surgery. 7, 71-78 (1992).</li><li>Snedeker, J., Niederer, P., Schmidlin, F., Farshad, M., Demetropoulos, C., Lee, J., Yang, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Strain-rate+dependent+material+properties+of+the+porcine+and+human+kidney+capsule.">Strain-rate dependent material properties of the porcine and human kidney capsule.</a> Journal of Biomechanics. 38, 1011-1021 (2005).</li><li>Ahn, S., Kasi, R. M., Kim, S. C., Sharma, N., Zhou, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Stimuli-responsive+polymer+gels.">Stimuli-responsive polymer gels.</a> Soft Matter. 4, 1151-1157 (2008).</li><li>Stuart, M. A. C., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Emerging+applications+of+stimuli-responsive+polymer+materials.">Emerging applications of stimuli-responsive polymer materials.</a> Nature Materials. 9, 101-113 (2010).</li></ol>

No tenemos nada que revelar.

El avance de los sistemas microelectromecánicos biomédicos implantables (bioMEMS) para interactuar con los sistemas biológicos está motivando el desarrollo de nuevos materiales con propiedades altamente personalizable. Algunos de estos materiales están diseñados para mostrar un cambio en las propiedades del material en respuesta a un estímulo que se encuentra en el entorno fisiológico. Una clase recientemente desarrollada de materiales responde a la presencia de hidrógeno líquidos de formación de enlace (...

<table border="1">
	<tbody>
		<tr>
			<td>Name of Reagent/Material</td>
			<td>Company</td>
			<td>Catalogue Number</td>
			<td>Comments</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Silicon wafer</td>
			<td>University Wafer</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>Mechanical grade</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Extruded acrylic sheet</td>
			<td>Professional Plastics</td>
			<td>SACR 062EF</td>
			<td>Thickness 0.062"</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Razor blade</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td>3962A3</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Tweezers</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td>8384A47</td>
			<td>#5 tip</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Super Glue Gel</td>
			<td>Loctite</td>
			<td>130380</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Air Brush</td>
			<td>Snap-on Industrial</td>
			<td>BF175TA</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Air Compressor</td>
			<td>Paasche</td>
			<td>B002YKN8YO</td>
			<td>D500</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Thermocouple</td>
			<td>Omega</td>
			<td>HH12A</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Hot plate</td>
			<td>Cimarec</td>
			<td>SP131325Q</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>CO2 direct-write laser</td>
			<td>VersaLaser</td>
			<td>3.5</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Dessicator</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>08-595</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Lamp</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>custom-built</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Microtensile tester</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>custom-built</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

environmentally-controlled microtensile testing of mechanically-adaptive polymer nanocomposites for ex vivo characterization

Micro dispositivos implantables están ganando mucha atención por varias aplicaciones biomédicas 1-4. Estos dispositivos se han realizado a partir de una variedad de materiales, cada uno con sus propias ventajas y desventajas 5,6. Lo más prominente, debido a las dimensiones del dispositivo a microescala, se requiere un alto módulo para facilitar la implantación en tejido vivo. Por el contrario, la rigidez del dispositivo debe coincidir con el tejido circundante para minimizar la tensión local, inducida por 7-9. Por lo tanto, hemos desarrollado recientemente una nueva clase de materiales bio-inspirados para cumplir con estos requisitos, respondiendo a los estímulos ambientales con un cambio en las propiedades mecánicas 10-14. Específicamente, nuestra nanocompuesto de poli (acetato de vinilo) basado en (PVAc-NC) muestra una reducción en la rigidez cuando se expone al agua y temperaturas elevadas (por ejemplo, la temperatura corporal). Desafortunadamente, existen pocos métodos para cuantificar la rigidez de los materiales in vivo 15, y mechpruebas mecánicos fuera del entorno fisiológico a menudo requiere grandes muestras no apropiado para la implantación. Además, los materiales que responden a estímulos pueden recuperar rápidamente su rigidez inicial después de la explantación. Por lo tanto, hemos desarrollado un método por el cual las propiedades mecánicas de micromuestras implantados se pueden medir ex vivo, con las condiciones fisiológicas simuladas mantienen utilizando la humedad y el control de la temperatura 13,16,17. Para este fin, un comprobador de microtensión costumbre fue diseñado para dar cabida a muestras microescala con 13,17 ampliamente variables en módulos de Young (rango de 10 MPa a 5 GPa). Como nuestros intereses son en la aplicación de PVAc-NC como una sonda de sustrato neuronal biológicamente-adaptable, una herramienta capaz de caracterización mecánica de las muestras en la microescala era necesario. Esta herramienta se adapta para proporcionar control de humedad y temperatura, que reduce al mínimo de la muestra de secado y enfriamiento 17. Como resultado, el mecánicoal características de la muestra explantado reflejan estrechamente las de la muestra justo antes de la explantación. El objetivo general de este método es evaluar cuantitativamente las propiedades mecánicas in vivo, en concreto el módulo de Young, de materia estímulos-respuesta, mecánica adaptable a base de polímeros en. Esto se logra mediante el establecimiento de primero las condiciones ambientales que reduzcan al mínimo un cambio en las propiedades mecánicas de muestras después de la explantación sin contribuir a una reducción en la rigidez independiente de la que resulta de la implantación. Las muestras se prepararon a continuación para la implantación, la manipulación, y las pruebas (Figura 1A). Cada muestra se implanta en la corteza cerebral de ratas, que está representado aquí como un cerebro de rata explantado, durante un tiempo especificado (Figura 1B). En este punto, la muestra se explantados y se carga inmediatamente en el probador microtracción, y después se sometió a ensayos de tracción (figura1C). El análisis posterior de los datos nos permite conocer el comportamiento mecánico de estos materiales innovadores en el ámbito de la corteza cerebral.

Las propiedades mecánicas de casi todos los materiales poliméricos, incluyendo nuestra PVAc-NC, dependen de la exposición a las condiciones ambientales. Más notablemente, estos incluyen la exposición al calor y la humedad. Cuando un material se plastifica debido a la absorción de humedad, o se somete a una transición térmica, que muestra una reducción en el módulo de Young. En la preparación de la humedad y el medio ambiente de temperatura controlada para la muestra ex vivo caracterización mecánica...

Watch this Scientific Journal Video about Environmentally-controlled Microtensile Testing of Mechanically-adaptive Polymer Nanocomposites for ex vivo Characterization at JoVE.com

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

Se discute un método por el cual la<em&gt; In vivo</em&gt; Comportamiento mecánico de los materiales sensibles a estímulos se controla como una función de tiempo. Las muestras se prueban<em&gt; Ex vivo</em&gt; El uso de un probador de microtracción con controles ambientales para simular el entorno fisiológico. Este trabajo promueve una mayor comprensión de la<em&gt; In vivo</em&gt; Comportamiento de nuestro material.

Prueba Microtracción ambientalmente controlado mecánicamente de adaptación nanocompuestos poliméricos para<em&gt; Ex vivo</em&gt; Caracterización

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

environmentally-controlled-microtensile-testing-mechanically-adaptive

Research

JoVE Journal

Bioengineering

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

10.1K vistas.  Louis Stokes Cleveland Department of Veterans Affairs Medical Center. Se discute un método por el cual la In vivo Comportamiento mecánico de los materiales sensibles a estímulos se controla como una función de tiempo. Las muestras se prueban Ex vivo El uso de un probador de microtracción con controles ambientales para simular el entorno fisiológico. Este trabajo promueve una mayor comprensión de la In vivo Comportamiento de nuestro material.

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

Design of a Cyclic Pressure Bioreactor for the Ex Vivo Study of Aortic Heart Valves

The aortic valve, located between the left ventricle and the aorta, allows for unidirectional blood flow, preventing backflow into the ventricle. Aortic valve leaflets are composed of interstitial cells suspended within an extracellular matrix (ECM) and are lined with an endothelial cell monolayer. The valve withstands a harsh, dynamic environment and is constantly exposed to shear, flexion, tension, and compression. Research has shown calcific lesions in diseased valves occur in areas of high mechanical stress as a result of endothelial disruption or interstitial matrix damage1-3. Hence, it is not surprising that epidemiological studies have shown high blood pressure to be a leading risk factor in the onset of aortic valve disease4. 
The only treatment option currently available for valve disease is surgical replacement of the diseased valve with a bioprosthetic or mechanical valve5. Improved understanding of valve biology in response to physical stresses would help elucidate the mechanisms of valve pathogenesis. In turn, this could help in the development of non-invasive therapies such as pharmaceutical intervention or prevention. Several bioreactors have been previously developed to study the mechanobiology of native or engineered heart valves6-9. Pulsatile bioreactors have also been developed to study a range of tissues including cartilage10, bone11 and bladder12. The aim of this work was to develop a cyclic pressure system that could be used to elucidate the biological response of aortic valve leaflets to increased pressure loads. 
The system consisted of an acrylic chamber in which to place samples and produce cyclic pressure, viton diaphragm solenoid valves to control the timing of the pressure cycle, and a computer to control electrical devices. The pressure was monitored using a pressure transducer, and the signal was conditioned using a load cell conditioner. A LabVIEW program regulated the pressure using an analog device to pump compressed air into the system at the appropriate rate. The system mimicked the dynamic transvalvular pressure levels associated with the aortic valve; a saw tooth wave produced a gradual increase in pressure, typical of the transvalvular pressure gradient that is present across the valve during diastole, followed by a sharp pressure drop depicting valve opening in systole. The LabVIEW program allowed users to control the magnitude and frequency of cyclic pressure. The system was able to subject tissue samples to physiological and pathological pressure conditions. This device can be used to increase our understanding of how heart valves respond to changes in the local mechanical environment.

Design of a Cyclic Pressure Bioreactor for the Ex Vivo Study of Aortic Heart Valves

A cyclic pressure bioreactor capable of subjecting heart valve tissue to physiological and pathological pressure conditions has been designed. A LabVIEW program allows users to control pressure magnitude, amplitude and frequency. This device can be used to study the mechanobiology of heart valve tissue or isolated cells.

Diseño de un biorreactor de presión cíclica de la Ex Vivo Estudio de las válvulas aórtica del corazón

The aortic valve, located between the left ventricle and the aorta, allows for unidirectional blood flow, preventing backflow into the ventricle. Aortic ...

Investigación

Bioingeniería

Ex vivo Mimicry of Normal and Abnormal Human Hematopoiesis

Hematopoietic stem cells require a unique microenvironment in order to sustain blood cell formation1; the bone marrow (BM) is a complex three-dimensional (3D) tissue wherein hematopoiesis is regulated by spatially organized cellular microenvironments termed niches2-4. The organization of the BM niches is critical for the function or dysfunction of normal or malignant BM5. Therefore a better understanding of the in vivo microenvironment using an ex vivo mimicry would help us elucidate the molecular, cellular and microenvironmental determinants of leukemogenesis6.
Currently, hematopoietic cells are cultured in vitro in two-dimensional (2D) tissue culture flasks/well-plates7 requiring either co-culture with allogenic or xenogenic stromal cells or addition of exogenous cytokines8. These conditions are artificial and differ from the in vivo microenvironment in that they lack the 3D cellular niches and expose the cells to abnormally high cytokine concentrations which can result in differentiation and loss of pluripotency9,10.
Herein, we present a novel 3D bone marrow culture system that simulates the in vivo 3D growth environment and supports multilineage hematopoiesis in the absence of exogenous growth factors. The highly porous scaffold used in this system made of polyurethane (PU), facilitates high-density cell growth across a higher specific surface area than the conventional monolayer culture in 2D11. Our work has indicated that this model supported the growth of human cord blood (CB) mononuclear cells (MNC)12 and primary leukemic cells in the absence of exogenous cytokines. This novel 3D mimicry provides a viable platform for the development of a human experimental model to study hematopoiesis and to explore novel treatments for leukemia.

Ex vivo Mimicry of Normal and Abnormal Human Hematopoiesis

A 3D culture system for hematopoiesis is described using human cord blood and leukemic bone marrow cells. The method is based on the use of a porous synthetic polyurethane scaffold coated with extracellular matrix proteins. This scaffold is adaptable to accommodate a wide range of cells.

Ex vivo mimetismo de la hematopoyesis humano normal y anormal

Hematopoietic stem cells require a unique microenvironment in order to sustain blood cell formation1; the bone marrow (BM) is a complex three-dimensional ...

Determination of the Transport Rate of Xenobiotics and Nanomaterials Across the Placenta using the ex vivo Human Placental Perfusion Model

Decades ago the human placenta was thought to be an impenetrable barrier between mother and unborn child. However, the discovery of thalidomide-induced birth defects and many later studies afterwards proved the opposite. Today several harmful xenobiotics like nicotine, heroin, methadone or drugs as well as environmental pollutants were described to overcome this barrier. With the growing use of nanotechnology, the placenta is likely to come into contact with novel nanoparticles either accidentally through exposure or intentionally in the case of potential nanomedical applications. Data from animal experiments cannot be extrapolated to humans because the placenta is the most species-specific mammalian organ 1. Therefore, the ex vivo dual recirculating human placental perfusion, developed by Panigel et al. in 1967 2 and continuously modified by Schneider et al. in 1972 3, can serve as an excellent model to study the transfer of xenobiotics or particles.
Here, we focus on the ex vivo dual recirculating human placental perfusion protocol and its further development to acquire reproducible results.
The placentae were obtained after informed consent of the mothers from uncomplicated term pregnancies undergoing caesarean delivery. The fetal and maternal vessels of an intact cotyledon were cannulated and perfused at least for five hours. As a model particle fluorescently labelled polystyrene particles with sizes of 80 and 500 nm in diameter were added to the maternal circuit. The 80 nm particles were able to cross the placental barrier and provide a perfect example for a substance which is transferred across the placenta to the fetus while the 500 nm particles were retained in the placental tissue or maternal circuit. The ex vivo human placental perfusion model is one of few models providing reliable information about the transport behavior of xenobiotics at an important tissue barrier which delivers predictive and clinical relevant data.

Determination of the Transport Rate of Xenobiotics and Nanomaterials Across the Placenta using the ex vivo Human Placental Perfusion Model

The ex vivo dual recirculating human placental perfusion model can be used to investigate the transfer of xenobiotics and nanoparticles across the human placenta. In this video protocol we describe the equipment and techniques required for a successful execution of a placenta perfusion.

Determinación de la velocidad de transporte de xenobióticos y Nanomateriales través de la placenta mediante el<em&gt; Ex vivo</em&gt; Modelo perfusión placentaria humana

Decades ago the human placenta was thought to be an impenetrable barrier between mother and unborn child. However, the discovery of thalidomide-induced ...

Imaging Denatured Collagen Strands In vivo and Ex vivo via Photo-triggered Hybridization of Caged Collagen Mimetic Peptides

Collagen is a major structural component of the extracellular matrix that supports tissue formation and maintenance. Although collagen remodeling is an integral part of normal tissue renewal, excessive amount of remodeling activity is involved in tumors, arthritis, and many other pathological conditions. During collagen remodeling, the triple helical structure of collagen molecules is disrupted by proteases in the extracellular environment. In addition, collagens present in many histological tissue samples are partially denatured by the fixation and preservation processes. Therefore, these denatured collagen strands can serve as effective targets for biological imaging. We previously developed a caged collagen mimetic peptide (CMP) that can be photo-triggered to hybridize with denatured collagen strands by forming triple helical structure, which is unique to collagens. The overall goals of this procedure are i)&#160;to image denatured collagen strands resulting from normal remodeling activities in vivo, and ii) to visualize collagens in ex vivo tissue sections using the photo-triggered caged CMPs. To achieve effective hybridization and successful in vivo and ex vivo imaging, fluorescently labeled caged CMPs are either photo-activated immediately before intravenous injection, or are directly activated on tissue sections. Normal skeletal collagen remolding in nude mice and collagens in prefixed mouse cornea tissue sections are imaged in this procedure. The imaging method based on the CMP-collagen hybridization technology presented here could lead to deeper understanding of the tissue remodeling process, as well as allow development of new diagnostics for diseases associated with high collagen remodeling activity.

Imaging Denatured Collagen Strands In vivo and Ex vivo via Photo-triggered Hybridization of Caged Collagen Mimetic Peptides

This procedure demonstrates in vivo near IR fluorescence imaging of collagen remodeling activities in mice as well as ex vivo staining of collagens in tissue sections using caged collagen mimetic peptides that can be photo-triggered to hybridize with denatured collagen strands.

Imaging desnaturalizadas colágeno Strands<em&gt; En vivo</em&gt; Y<em&gt; Ex vivo</em&gt; A través de Photo-desencadenada Hibridación de Caged colágeno Mimetic Péptidos

Collagen is a major structural component of the extracellular matrix that supports tissue formation and maintenance. Although collagen remodeling is an ...

Biomechanical Characterization of Human Soft Tissues Using Indentation and Tensile Testing

Regenerative medicine aims to engineer materials to replace or restore damaged or diseased organs. The mechanical properties of such materials should mimic the human tissues they are aiming to replace; to provide the required anatomical shape, the materials must be able to sustain the mechanical forces they will experience when implanted at the defect site. Although the mechanical properties of tissue-engineered scaffolds are of great importance, many human tissues that undergo restoration with engineered materials have not been fully biomechanically characterized. Several compressive and tensile protocols are reported for evaluating materials, but with large variability it is difficult to compare results between studies. Further complicating the studies is the often destructive nature of mechanical testing. Whilst an understanding of tissue failure is important, it is also important to have knowledge of the elastic and viscoelastic properties under more physiological loading conditions.
This report aims to provide a minimally destructive protocol to evaluate the compressive and tensile properties of human soft tissues. As examples of this technique, the tensile testing of skin and the compressive testing of cartilage are described. These protocols can also be directly applied to synthetic materials to ensure that the mechanical properties are similar to the native tissue. Protocols to assess the mechanical properties of human native tissue will allow a benchmark by which to create suitable tissue-engineered substitutes.

Tissue biomechanics is important for maintaining cell shape and function and for determining phenotype. This report demonstrates non-destructive mechanical protocols for characterizing elastic and viscoelastic properties of human soft tissues, which can be directly applied to tissue-engineered substrates to allow a close matching of engineered materials to native tissue.

Caracterización biomecánica de los tejidos blandos humanos utilizando sangría y Ensayo de tracción

Regenerative medicine aims to engineer materials to replace or restore damaged or diseased organs. The mechanical properties of such materials should ...

A New Ex Vivo Model for the Evaluation of Endoscopic Submucosal Injection Material Performance

Increasing the performance of submucosal injection materials (SIMs) is important for endoscopic therapy of early gastrointestinal cancer. It is essential to establish an ex vivo model that can evaluate SIM performance accurately, for developing high-performance SIMs. In our previous study, we developed a new ex vivo model that can be used to evaluate the performance of various SIMs in detail by applying constant tension to the specimen&#39;s ends. We also confirmed that the proposed new ex vivo model allows accurate submucosal elevation height (SEH) measurement under uniform conditions and detailed comparisons of the performances of various types of SIMs. Here, we describe the new ex vivo model and explain the detailed setup methodology of this model. Since all parts of the new model were easy to obtain, the setup of the new model could be completed quickly. SEH of various SIMs could be measured more accurately by using the new model. The critical factor that determines SIM performance can be identified using the new model. SIM development speed will drastically increase after the factor has been identified.

A New Ex Vivo Model for the Evaluation of Endoscopic Submucosal Injection Material Performance

We developed a new ex vivo model that applies constant tension to the porcine gastric specimen. This development made it possible to evaluate the performance (the height and duration of the submucosal elevation) of various SIMs accurately.&#160; The detailed setup methodology of this new model is explained.

Un nuevo modelo Ex Vivo para la evaluación de la ejecución Material de la inyección Submucosal endoscópica

Increasing the performance of submucosal injection materials (SIMs) is important for endoscopic therapy of early gastrointestinal cancer. It is essential ...

Detection of Endotoxin in Nano-formulations Using Limulus Amoebocyte Lysate (LAL) Assays

When present in pharmaceutical products, a Gram-negative bacterial cell wall component endotoxin (often also called lipopolysaccharide) can cause inflammation, fever, hypo- or hypertension, and, in extreme cases, can lead to tissue and organ damage that may become fatal. The amounts of endotoxin in pharmaceutical products, therefore, are strictly regulated. Among the methods available for endotoxin detection and quantification, the Limulus Amoebocyte Lysate (LAL) assay is commonly used worldwide. While any pharmaceutical product can interfere with the LAL assay, nano-formulations represent a particular challenge due to their complexity. The purpose of this paper is to provide a practical guide to researchers inexperienced in estimating endotoxins in engineered nanomaterials and nanoparticle-formulated drugs. Herein, practical recommendations for performing three LAL formats including turbidity, chromogenic and gel-clot assays are discussed. These assays can be used to determine endotoxin contamination in nanotechnology-based drug products, vaccines, and adjuvants.

Detection of Endotoxin in Nano-formulations Using Limulus Amoebocyte Lysate LAL Assays

Detection of endotoxins in engineered nanomaterials represents one of the grand challenges in the field of nanomedicine. Here, we present a case study that describes the framework composed of three different LAL formats to estimate potential endotoxin contamination in nanoparticles.

Detección de endotoxinas en las formulaciones Nano mediante ensayos de Limulus Amoebocyte Lysate (LAL)

When present in pharmaceutical products, a Gram-negative bacterial cell wall component endotoxin (often also called lipopolysaccharide) can cause ...

Methods for In Vivo Biomechanical Testing on Brachial Plexus in Neonatal Piglets

Neonatal brachial plexus palsy (NBPP) is a stretch injury that occurs during the birthing process in nerve complexes located in the neck and shoulder regions, collectively referred to as the brachial plexus (BP). Despite recent advances in obstetrical care, the problem of NBPP continues to be a global health burden with an incidence of 1.5 cases per 1,000 live births. More severe types of this injury can cause permanent paralysis of the arm from the shoulder down. Prevention and treatment of NBPP warrants an understanding of the biomechanical and physiological responses of newborn BP nerves when subjected to stretch. Current knowledge of the newborn BP is extrapolated from adult animal or cadaveric BP tissue instead of in vivo neonatal BP tissue. This study describes an in vivo mechanical testing device and procedure to conduct in vivo biomechanical testing in neonatal piglets. The device consists of a clamp, actuator, load cell, and camera system that apply and monitor in vivo strains and loads until failure. The camera system also allows monitoring of the failure location during rupture. Overall, the presented method allows for a detailed biomechanical characterization of neonatal BP when subjected to stretch.

Methods for In Vivo Biomechanical Testing on Brachial Plexus in Neonatal Piglets

Presented here are methods to perform in vivo biomechanical testing on brachial plexus in a neonatal piglet model.

Métodos para ensayos biomecánicos In Vivo en el plexo braquial en lechones neonatales

Neonatal brachial plexus palsy (NBPP) is a stretch injury that occurs during the birthing process in nerve complexes located in the neck and shoulder ...

Synthesis of Graphene-Hydroxyapatite Nanocomposites for Potential Use in Bone Tissue Engineering

Developing novel materials for bone tissue engineering is one of the most important thrust areas of nanomedicine. Several nanocomposites have been fabricated with hydroxyapatite to facilitate cell adherence, proliferation, and osteogenesis. In this study, hybrid nanocomposites were successfully developed using graphene nanoribbons (GNRs) and nanoparticles of hydroxyapatite (nHAPs), that when employed in bioactive scaffolds may potentially improve bone tissue regeneration. These nanostructures can be biocompatible. Here, two approaches were used for preparing the novel materials. In one approach, a co-functionalization strategy was used where nHAP was synthesized and conjugated to GNRs simultaneously, resulting in nanohybrids of nHAP on GNR surfaces (denoted as nHAP/GNR). High-resolution transmission electron microscopy (HRTEM) confirmed that the nHAP/GNR composite is comprised of slender, thin structures of GNRs (maximum length of 1.8 &#181;m) with discrete patches (150-250 nm) of needle-like nHAP (40-50 nm in length). In the other approach, commercially available nHAP was conjugated with GNRs forming GNR-coated nHAP (denoted as GNR/nHAP) (i.e., with an opposite orientation relative to the nHAP/GNR nanohybrid). The nanohybrid formed using the latter method exhibited nHAP nanospheres with a diameter ranging from 50 nm to 70 nm covered with a network of GNRs on the surface. Energy dispersive spectra, elemental mapping, and Fourier transform infrared (FTIR) spectra confirmed the successful integration of nHAP and GNRs in both nanohybrids. Thermogravimetric analysis (TGA) indicated that the loss at elevated heating temperatures due to the presence of GNRs was 0.5% and 0.98% for GNR/nHAP and nHAP/GNR, respectively. The nHAP-GNR nanohybrids with opposite orientations represent significant materials for use in bioactive scaffolds to potentially promote cellular functions for improving bone tissue engineering applications.

Novel nanocomposites of graphene nanoribbons and hydroxyapatite nanoparticles were prepared using solution-phase synthesis. These hybrids when employed in bioactive scaffolds can exhibit potential applications in tissue engineering and bone regeneration.

Síntesis de nanocompuestos de grafeno-hidroxiapatita para uso potencial en ingeniería de tejidos óseos

Developing novel materials for bone tissue engineering is one of the most important thrust areas of nanomedicine. Several nanocomposites have been ...

Estrategias de control y monitoreo microbiano para entornos de salas limpias

Microbial Control and Monitoring Strategies for Cleanroom Environments and Cellular Therapies

A well-validated and holistic program that incorporates robust gowning, cleaning, environmental monitoring, and personnel monitoring measures is critical for minimizing the microbial bioburden in cellular therapy manufacturing suites and the corresponding testing laboratories to ensure that the facilities are operating in a state of control. Ensuring product safety via quality control measures, such as sterility testing, is a regulatory requirement for both minimally manipulated (section 361) and more than minimally manipulated (section 351) human cells, tissues, and cellular and tissue-based products (HCT/Ps). In this video, we provide a stepwise guide for how to develop and incorporate the best aseptic practices for operating in a cleanroom environment, including gowning, cleaning, staging of materials, environmental monitoring, process monitoring, and product sterility testing using direct inoculation, provided by the United States Pharmacopeia (USP&lt;71&gt;) and the National Institutes of Health (NIH) Alternative Sterility Testing Method. This protocol is intended as a reference guide for establishments expected to meet current good tissue practices (cGTP) and current good manufacturing practices (cGMP).

Autor destacado: Estrategias de control y monitoreo microbiano para entornos de salas limpias y terapias celulares  

The protocol summarizes the best practices to minimize microbial bioburden in a cleanroom environment and includes strategies such as environmental monitoring, process monitoring, and product sterility testing. It is relevant for manufacturing and testing facilities that are required to meet current good tissue practice standards and current good manufacturing practice standards.

Control microbiano y estrategias de monitoreo para ambientes de salas limpias y terapias celulares

A well-validated and holistic program that incorporates robust gowning, cleaning, environmental monitoring, and personnel monitoring measures is critical ...