Los autores desean agradecer a Biomet 3i por su continuo apoyo financiero, y en especial Randy Goodman ayuda en el diseño y fabricación de las piezas de encargo. Spencer Bell es un beneficiario de una Beca de Postgrado Industrial, proporcionado por las ciencias nacionales e Ingeniería de Investigación de Canadá (NSERC). También nos gustaría dar las gracias a Dr. John Brunski por su respuesta muy valiosa durante la preparación del manuscrito.

1. Implante de Diseño, Fabricación y Tratamiento de Superficies <ol><li> Fabricación implantes rectangular (dimensiones 4 mm x 2,5 mm x 1,3 mm, longitud x anchura x altura) de titanio comercialmente puro (CPTI). Taladrar un orificio central a lo largo del eje largo del implante (diámetro = 0,7 mm) para facilitar la estabilidad del implante temprano dentro de la zona quirúrgica y ensayo mecánico posterior (Figura 1). </li><li> Tratar las superficies superior e inferior del implante. <ol><li> Para crear dos superficies distintas, usar un tratamiento estándar granallado (GB) para crear una superficie microtopographically compleja. Además modificar media de los implantes mediante la superposición de fosfato de calcio (CaP) nanopartículas para crear una superficie nanotopographically complejo. </li></ol></li></ol> Nota: Varios tratamientos químicos o mecánicos se pueden aplicar para crear una topografía superficial deseada y / o química, y estos dependerán de la naturaleza de la Questi experimentalde ser abordado. En el ejemplo proporcionado en este documento, un grupo de titanio comercialmente puro (CPTI) implantes fue sometido a granallado (GB) - un proceso sustractivo - para crear un microtopografia compleja. La mitad de los implantes fueron entonces modificado adicionalmente mediante la adición de fosfato de calcio (CaP) nanocristales para crear un nanotopografía súper impuesta (GB-DCD). Nota: Al ver el micro-superficie-chorreada, en comparación con el nano-superficie modificada, a 10.000 aumentos, no hay ninguna diferencia evidente en características de la superficie. Sin embargo, cuando se ve en 100.000 aumentos, las diferencias se vuelven bastante obvio (Figura 2). Se ha demostrado previamente que tales cambios en la superficie tienen profundos efectos en la osteoconducción 14. 2. Modelo Animal y Procedimiento Quirúrgico <ol><li> Utilice jóvenes ratas Wistar macho (200-250 g) para este modelo. Todos los procedimientos deben ser aprobados por com cuidado de animales localcomités. Permitir animales libre acceso a agua y comida de rata. Nota: Las ratas Wistar fueron seleccionados para este procedimiento debido a la experiencia previa con esta cepa de rata, aunque otras cepas de ratas podrían ser empleados. El acceso a alimentos y agua puede ser alterada, dependiendo de la naturaleza de la pregunta experimental que está siendo tratado. </li> <li> Ratas Sedate utilizando anestesia por inhalación se administra a través de un cono de la nariz: 4% de isoflurano en 1 LO 2 / min para la inducción; 2% de isoflurano en 1 L de óxido nitroso y 0.6 LO 2 / min para el mantenimiento. Llevar a cabo una prueba de convergencia pizca estándar para asegurar la sedación efectiva antes de continuar con el procedimiento. </li><li> Administrar analgésico pre-y post-operativamente a través de una inyección subcutánea de 0,01-0,05 mg / kg de buprenorfina. </li><li> Asignar implantes por la aleatorización parcial y colocar de forma bilateral en las metáfisis distales de los fémures de rata. Esto permite que un implante diferente, uno por cada uno de una selección de diferentes topografías de superficie que se va a comparard, en fémures contralateral, para optimizar el análisis estadístico. </li><li> Preparar a los animales por el afeitado y la limpieza del aspecto antero-lateral de cada pata trasera con 10% de Betadine. Para evitar la hipotermia, coloque una almohadilla de circulación de agua caliente debajo de la rata anestesiada. </li><li> El uso de un bisturí quirúrgico # 15, hacer una incisión a través de la piel a lo largo de la cara lateral del muslo para exponer el músculo. Exponer el fémur distal utilizando disección roma para desviar los cuerpos musculares de una manera mínimamente invasiva. </li><li> Raspe la fina capa de periostio que recubre el fémur, utilizando un elevador perióstico, para exponer completamente el hueso cortical para la perforación. Se debe tener cuidado de no dañar la placa de crecimiento o el cartílago articular de la rodilla durante la disección roma y la eliminación de periostio. </li><li> Una vez limpiado e inspeccionado, girar el fémur lateralmente para exponer la cara anterior del fémur distal (Figura 3A). </li><li> Para preparar el lugar de la cirugía, haga unbicortical ranura rectangular en el medio del hueso a través de ambas corticales. Para evitar el sobrecalentamiento del tejido, solución salina de irrigación debe mantenerse durante toda la perforación por un ayudante quirúrgico. Llevar a cabo la perforación en tres etapas: <ol><li> En primer lugar, perforar la corteza anterior, expuesta por la disección, con una fresa dental 1,3 mm en una pieza de mano dental para crear dos agujeros de 2,5 mm de separación a lo largo de la línea media del fémur. </li><li> A continuación, utilice una segunda broca (giro 1,3 mm fresa dental) para extender estos agujeros a través de la corteza de oposición, resultando en huecos paralelos bicorticales. </li><li> Por último, se unen los orificios con una tercera fresa de corte lateral de encargo en una dirección proximal-distal, formando el sitio para el implante (Figura 3B). </li></ol></li><li> Pasar una sutura biodegradable a través del defecto óseo usando la aguja y volver alrededor de la corteza femoral externo. </li><li> Pase el implante sobre el extremo libre de la sutura y lo guiará en el defecto, waquí debe ser la presión-equipada. De esta manera, el eje largo del implante debe estar orientado perpendicular al eje largo del fémur (Figura 3C). </li><li> Ate la sutura alrededor de la cara lateral del fémur para proporcionar la estabilidad del implante durante la recuperación post-operatoria y las primeras etapas de la curación. Utilice la sutura restante para cerrar el tejido muscular, y reoppose el tejido cutáneo usando grapas quirúrgicas (9 mm grapas para heridas). </li><li> Inspeccionar los sitios quirúrgicos para detectar signos de infección, y observar a los animales todos los días para la capacidad ambulatoria comprometida. Excluir a los animales que no se recuperan totalmente la deambulación, o los que tienen fracturas de fémur en el sacrificio, desde el análisis. </li></ol> 3. La recolección de la muestra <ol><li> Sacrificio de animales a los 9 días después de la operación por dislocación cervical después de CO 2 de la exposición. </li><li> Tras el sacrificio, separar fémures y limpia de los tejidos blandos. Almacenar inmediatamente en solución de tampón de sacarosa 15% para mantener el tejido hydration en preparación para la prueba mecánica (Figura 4A). Nota: Las muestras se almacenan en la solución tampón de sacarosa para mantener la hidratación del tejido durante el transporte entre las instalaciones. Especímenes gastarán aproximadamente 2-3 horas en solución durante la preparación para la prueba mecánica. </li> <li> Para preparar muestras para los ensayos mecánicos, recortar el hueso a la anchura de los implantes utilizando una fresa de diamante cilíndrica conectada a un sistema de alta velocidad. Las muestras de ensayo finales consisten en dos arcos de hueso unidos a cada cara del implante (Figura 4B). Para arcos que se caen durante la preparación o el transporte, asigne un valor de ensayos mecánicos de 0 N. Nota: Es importante ser muy gentil y preciso para cortar las muestras, con el fin de evitar dañar o pretensado de la interfaz. Callo óseo reparativo puede crecer alrededor del eje largo del implante e incluso en el orificio longitudinal. Tal exceso de hueso debe ser retirado por trimming especímenes a las dimensiones exactas del implante rectangular, como se puede sesgar los resultados de ensayos mecánicos. </li></ol> 4. Pruebas Mecánicas Un molde de ruptura de encargo fue diseñado para olla de cada muestra, la creación de un método repetible y precisa de la preparación de muestras para ensayos mecánicos. El diseño permite el aislamiento de una región de 0,5 mm de hueso peri-implante para una zona de pruebas consistentes, mientras se mantiene la muestra centrada y completamente horizontal durante el proceso de encapsulación, lo que permite la aplicación de una fuerza directamente perpendicular a la superficie del implante. Consulte la Figura 5 para los planos completos y la Figura 6 para los componentes finales. Nota: Conducta Todas las pruebas utilizando un aparato de ensayos mecánicos, que funciona a una velocidad de cruceta de 30 mm / min. Para una evaluación cualitativa de hueso residual después de las pruebas, un microscopio de disección se puede utilizar. <ol><li> Plantar en macetade las Muestras y Pruebas Mecánicas <ol><li> Retirar las muestras de la solución de tampón de sacarosa y seca suavemente blot. </li><li> Posición de la muestra en el molde personalizado. Deslizar el pasador horizontalmente a través de agujeros en las paredes del molde y a través del agujero en el medio del implante. Coloque la placa de estabilización en el lado posterior del molde para estabilizar el implante (Figura 7.) </li><li> Llene la base del molde con composite dental fluida y curar durante 60 segundos utilizando una alta intensidad de luz de curado. Nota: Es importante elegir un compuesto que no establece con una reacción exotérmica, como tal, el calor generado puede influir en las propiedades de los tejidos. </li><li> Después de curar, abrir el molde y retire primero la muestra y endurecido. Dibuja una línea fina negro con un marcador permanente en el arco lateral con fines de identificación. </li><li> Fijar una réplica prefabricada de la probeta en un vicio, y el centro de la unidad sobre la base del instrumento de la prueba mecánica. </li><li> Fijar la probeta en el vicio y pasar una línea de nylon a través del agujero en el implante (Figura 8). Conecte los extremos sueltos para el centro de la cruceta móvil. Para mantener la coherencia, siempre etiquetar y poner a prueba el lado lateral primero. Repita el proceso con el arco medial. </li></ol></li></ol>

<ol>
	<li>Brunski, J. B. <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+bone+response+to+biomechanical+loading+at+the+bone-dental+implant+interface.">In vivo bone response to biomechanical loading at the bone-dental implant interface.</a> Adv. Dental Res. 13, 99-119 (1999).</li><li>Brunski, J. B., Glantz, P. -. O., Helms, J. A., Nanci, A., Br&#229;nemark, P. I., Chien, S., Gr&#246;ndahl, H. G., Robinson, 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> Transfer of mechanical load across the interface. In: The Osseointegration Book. , 209-249 (2005).</li><li>Br&#229;nemark, R., Ohrnell, L. O., Nilsson, P., Thomsen, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biomechanical+characterization+of+osseointegration+during+healing:+an+experimental+in+vivo+study+in+the+rat.">Biomechanical characterization of osseointegration during healing: an experimental in vivo study in the rat.</a> Biomaterials. 18 (14), 969-978 (1997).</li><li>It&#228;l&#228;, A., Koort, J., Yl&#228;nen, H. O., Hupa, M., Aro, H. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biologic+significance+of+surface+microroughing+in+bone+incorporation+of+porous+bioactive+glass+implants.">Biologic significance of surface microroughing in bone incorporation of porous bioactive glass implants.</a> J. Biomed. Mater. Res. A. 67 (2), 496-503 (2003).</li><li>Br&#229;nemark, R., Emanuelsson, L., Palmquist, A., Thomsen, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Bone+response+to+laser-induced+micro-+and+nano-size+titanium+surface+features.">Bone response to laser-induced micro- and nano-size titanium surface features.</a> Nanomedicine. 7 (2), 220-227 (2011).</li><li>Kato, H., 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=Bonding+of+Alkali-+and+Heat-Treated+Tantalum+Implants+to+Bone.">Bonding of Alkali- and Heat-Treated Tantalum Implants to Bone.</a> J. Biomed. Mater. Res. 53, 28-35 (2000).</li><li>Hong, L., Xu, H. C., de Groot, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Tensile+strength+of+the+interface+between+hydroxyapatite+and+bone.">Tensile strength of the interface between hydroxyapatite and bone.</a> J. Biomed. Mater. 26 (1), 7-18 (1992).</li><li>Currey, J. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mechanical+properties+of+bone+tissues+with+greatly+different+functions.">Mechanical properties of bone tissues with greatly different functions.</a> J. Biomech. 9 (12), 313-319 (1979).</li><li>Nakamura, T., Yamamuro, T., Higashi, S., Kokubo, T., Itoo, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+new+glass-ceramic+for+bone+replacement:+evaluation+of+its+bonding+to+bone+tissue.">A new glass-ceramic for bone replacement: evaluation of its bonding to bone tissue.</a> J. Biomed. Mater. Res. 19 (6), 685-698 (1985).</li><li>Hench, L. L., Splinter, R. J., Allen, W. C., Greenlee, T. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Bonding+mechanisms+at+the+interface+of+ceramic+prosthetic+materials.">Bonding mechanisms at the interface of ceramic prosthetic materials.</a> J. Biomed. Mater. Res. Symp. 1, 117-141 (1972).</li><li>Edwards, J. T., Brunski, J. B., Higuchi, H. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mechanical+and+morphologic+investigation+of+the+tensile+strength+of+a+bone-hydroxyapatite+interface.">Mechanical and morphologic investigation of the tensile strength of a bone-hydroxyapatite interface.</a> J. Biomed. Mater. Res. 36 (4), 454-468 (1997).</li><li>Davies, J. E., Ajami, E., Moineddin, R., Mendes, V. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+roles+of+different+scale+ranges+of+surface+implant+topography+on+the+stability+of+the+bone/implant+interface.">The roles of different scale ranges of surface implant topography on the stability of the bone/implant interface.</a> Biomaterials. 34, 3535-3546 (2013).</li><li>R&#248;nold, H. J., Lyngstadaasb, S. P., Ellingsen, J. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Analysing+the+optimal+value+for+titanium+implant+roughness+in+bone+attachment+using+a+tensile+test.">Analysing the optimal value for titanium implant roughness in bone attachment using a tensile test.</a> Biomaterials. 24, 4559-4564 (2003).</li><li>Mendes, V. C., Moineddin, R., Davies, J. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+effect+of+discrete+calcium+phosphate+nanocrystals+on+bone-bonding+to+titanium+surfaces.">The effect of discrete calcium phosphate nanocrystals on bone-bonding to titanium surfaces.</a> Biomaterials. 28 (32), 4748-4755 (2007).</li><li>Skedros, J. G., Holmes, J. L., Vajda, E. G., Bloebaum, R. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cement+lines+of+secondary+osteons+in+human+bone+are+not+mineral+deficient:+new+data+in+a+historical+perspective.">Cement lines of secondary osteons in human bone are not mineral deficient: new data in a historical perspective.</a> Anat Rec. 286, 781-803 (2005).</li><li>McKee, M. D., Nanci, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Osteopontin+and+the+bone+remodelling+sequence:+colloidal-gold+immunocytochemistry+of+an+interfacial+extracellular+matrix+protein.">Osteopontin and the bone remodelling sequence: colloidal-gold immunocytochemistry of an interfacial extracellular matrix protein.</a> Ann. N.Y. Acad. Sci. 760, 177-189 (1995).</li><li>Davies, J. E., Hosseini, M. M., Davies, J. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Histodynamics of endosseous wound healing In: Bone Engineering. , 1-14 (2000).</li><li>Welsh, R. P., Pilliar, R. M., Macnab, I. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Surgical+implants.+The+role+of+surface+porosity+in+fixation+to+bone+and+acrylic.">Surgical implants. The role of surface porosity in fixation to bone and acrylic.</a> J. Bone Joint Surg. Am. 53 (5), 963-977 (1971).</li><li>O'Brien, F. J., Taylor, D., Clive, L. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+effect+of+bone+microstructure+on+the+initiation+and+growth+of+microcracks.">The effect of bone microstructure on the initiation and growth of microcracks.</a> J. Orthop. Res. 23 (2), 475-480 (2005).</li><li>Steflik, , 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=Ultrastructural+analyses+of+the+attachment+(bonding)+zone+between+bone+and+implanted+biomaterials.">Ultrastructural analyses of the attachment (bonding) zone between bone and implanted biomaterials.</a> J. Biomed. Mater. Res. 39 (4), 611-620 (1998).</li><li>Sul, Y. -. T., Johansson, C., Albrektsson, T. <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+in+vivo+method+for+quantifying+the+interfacial+biochemical+bond+strength+of+bone+implants.">A novel in vivo method for quantifying the interfacial biochemical bond strength of bone implants.</a> J. Royal Soc. 7 (42), 81-90 (2010).</li><li>Wong, M., 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=Effect+of+surface+topography+on+the+osseointegration+of+implant+materials+in+trabecular+bone.">Effect of surface topography on the osseointegration of implant materials in trabecular bone.</a> J. Biomed. Mater. Res. 29 (12), 1567-1575 (1995).</li><li>Gotfredsen, K., 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=Anchorage+of+titanium+implants+with+different+surface+characteristics:+an+experimental+study+in+rabbits.">Anchorage of titanium implants with different surface characteristics: an experimental study in rabbits.</a> Clin. Implant Dent. Relat. Res. 2 (3), 120-128 (2000).</li><li>Lekholm, U., Zarb, G. A., Albrektsson, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Patient selection and preparation. In: Tissue integrated prostheses. , 199-209 (1985).</li></ol>

Los autores recibieron fondos y materiales de apoyo de Biomet 3i (Palm Beach Gardens, FL, EE.UU.). Biomet 3i no participó en la redacción de este manuscrito o el diseño de los experimentos descritos.

El modelo de prueba mecánica presentado aquí proporciona un método mejorado para evaluar el anclaje de hueso a superficies de implante candidatos, ya que permite precisa perpendicular, o en paralelo, la alineación de la muestra de ensayo con el eje de la fuerza aplicada interrupción, y limita la zona de fractura a en menos de medio milímetro de la superficie del implante. El modelo se incorpora fácilmente en los estudios que comparan la eficacia de cualquier gama de Químicamente, o mecánicamente, superficies mo...

Evaluación de anclaje de hueso a superficies de implantes endoóseos ha sido el foco de una atención considerable, para los que se han descrito muchos métodos de ensayos mecánicos 1,2. Todos estos métodos imponen una fuerza para romper el modelo de hueso / implante que se emplea y se pueden agrupar en cizalla, por lo general se presenta como de expulsión o modelos extraíbles 3,4, invierta torque de 3,5, y el tipo de tracción 6, 7. Comúnmente en estos ensayos, ya sea de hueso 8 o material de implante (en el caso de los vidrios frágiles y cerámicas 9,10) se fractura y, suponiendo que alguna forma de anclaje se ha producido, los restos de interfaz de hueso / implante (al menos parcialmente) intactos. Tales resultados experimentales significan no sólo que fuerza requerida causar fractura (o interrupción) del modelo no fuerza requerido separar interfaz hueso / implante 11,12 sino que superficie complejo plano fractura creado puede ser refractarios amedición precisa. Sin embargo, tales pruebas pueden ser clínicamente relevante, ya que proporcionan un medidor de comparativo de la capacidad de implantes de diferentes diseños de superficie para ser anclado en el hueso. Sin embargo, también debe tenerse en cuenta que este tipo de comparaciones sólo son válidos dentro de un modelo experimental, mientras que las comparaciones entre los modelos experimentales son llena de dificultades ya que los investigadores utilizan diferentes especies animales que exhiben ya sea laminar o tejido óseo; hueso trabecular o cortical modelos de curación, y diferente mecánico geometrías y condiciones de ensayo. En un esfuerzo para derivar una medición de la resistencia a la tracción de la interfase hueso / implante, muchos investigadores han utilizado el área de la superficie nominal del implante para derivar un valor de &quot;resistencia a la tracción&quot;, desde resistencia a la tracción se mide como la fuerza por unidad de área. Esto es claramente una aproximación dada, como se explica más arriba, que la interfase hueso / de implante permanece intacto en muchas de las pruebas de interrupción empleaned. Además la medición de la superficie de implantes, particularmente superficies topográficamente complejas, está limitada por la resolución de la técnica de medición como se discute por Ronald et al. 13 Sin embargo, tal como fue revisado por Brunski et al. 2, cuando el área de la superficie nominal de un implante se tiene en cuenta, las diferencias aparentes en la &quot;resistencia a la tracción&quot; asociado con diferentes diseños de superficie de implantes son negadas, lo que sugiere que las superficies de implantes con superficie superior proporcionan grandes áreas de contacto con el hueso / implante y por lo tanto requieren más fuerza para fracturar el modelo. Por tanto, la implicación es que más topográficamente complejo superficies pueden aumentar la osteogénesis de contacto, lo que resulta en un mayor contacto de implante óseo (BIC) y los valores resultantes de interrupción más altas en las pruebas mecánicas. Contacto osteogénesis es el producto de dos fenómenos distintos: osteoconducción y formación de hueso. De hecho, hemos demostrado que aumenta en osteoconducción en topógrafocamente superficies complejas pueden cuantificarse mediante la medición de la resultante BIC 14, y de que dichas superficies también resultan en una mayor disrupción mecánica valores 12. Sin embargo, es beneficioso tener en cuenta que el hueso peri-implante puede formar por dos mecanismos. En las células de contacto de osteogénesis de origen mesenquimal migrar a la superficie del implante (osteoconducción), diferenciarse en células óseas, y elaborar la matriz de novo de hueso en la superficie del implante (la formación de hueso). La primera matriz ósea elaborado es una línea de cemento mineralizado como se ve en la remodelación ósea normal 15 (hay mucha confusión en la literatura referente a esta estructura biológica mineralizada que se piensa a veces para ser un-mineralizada 1 o se syncretized con todas las interfaces en el hueso 16 - para una discusión completa sobre este tema ver Davies y Hosseini 17). Contactar con osteogénesis es un requisito esencial para el fenómeno de la médulaDe unión, pero que no es esencial para el crecimiento óseo 18. La línea de cemento mineralizado del hueso es mecánicamente más débil que el compartimiento de colágeno mineralizado del hueso 19. Por lo tanto, intuitivamente, si la interdigitación de matriz de línea de cemento con características nano implante se compara con el tejido óseo en crecimiento en características de implante macro entonces sería, razonablemente, se espera que la fuerza mecánica requerida para interrumpir la primera a ser inferior a este último, y nos han demostrado recientemente este experimentalmente 12. Hueso peri-implante también se puede formar por la osteogénesis distancia. En este caso, el hueso se deposita sobre la superficie del hueso viejo y se hace cada vez más cerca de la superficie del implante resultante en una interfaz que comprende matriz amorfa y los restos de células osteogénicas 20. En general, la osteogénesis distancia está asociado con superficies de implante lisas, o mecanizadas, endoóseos y se ve a menudo en la cicatrización de hueso cortical, mientras que microtopographically superficies complejas se asocian con osteogénesis de contacto que es más propio de la cicatrización del hueso trabecular. Modelos de ensayo de tracción utilizando superficies de implante lisas y la curación del hueso cortical han sido capaces de probar las propiedades adhesivas de esta amorfo ausente matriz biológica de la osteogénesis de contacto asociada con superficies topográficamente complejas, y han demostrado que la llamada unión &quot;bioquímica&quot; que se produce proporciona una componente menor de los valores de &quot;resistencia a la tracción&quot; reportados con superficies topográficamente complejas 21. Por el contrario, utilizando un modelo de curación del hueso trabecular, Wong et al. 22 mostraron &quot;una excelente correlación&quot; entre el implante rugosidad de la superficie y empujar Salida carga de falla, e indicaron que la unión química de hecho jugó un papel insignificante en el anclaje de hueso para el implante superficie. Si bien es probable que tanto el contacto y la osteogénesis distancia se producen, en diferentes grados, en todos los peri-impla endoóseant compartimentos curación, superficies microtopographically complejos han demostrado ser particularmente ventajoso en la cicatrización ósea trabecular compartimientos 23. Estos últimos se clasifican como Clase III o hueso Clase IV en la literatura dental 24. Nuestro propósito ha sido centrarse en los mecanismos de osteogénesis de contacto y la fijación en el hueso / implante resultante que puede sobrevenir en un ambiente de curación del hueso trabecular. Este anclaje, que depende de la topografía de la superficie del implante (ver más arriba), puede ocurrir en diferentes rangos de escala-. Por un lado, sólo las características de implante submicrométricas están implicados en el hueso de unión - como se describe por la interdigitación de la matriz de línea de cemento óseo con tales superficies, y vistos en vidrios bioactivos, cerámicas y óxidos de metal reticulado. Por otro, el tejido (a veces completo con vasos sanguíneos) del hueso puede crecer en varias micras o macro-escala, las características de las superficies del implante 18. Ambos casos resULT en una forma de anclaje de hueso a la superficie del implante, aunque los mecanismos son claramente diferentes. Sin embargo, un defecto común de la mayoría de los métodos de pruebas mecánicas que se hace referencia más arriba es para alinear la fuerza de interrupción en un plano exactamente perpendicular, o en paralelo a la de la superficie del implante (dependiendo de si se emplea el modo de tracción o de cizallamiento). Se presenta aquí un método que supera esta limitación.

<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always">
	<tbody>
		<tr >
			<td >Dulbecco&#8217;s Phosphate Buffer solution (DPBS)</td>
			<td >Gibco Life Technologies, Burlington, ON, Canada</td>
			<td >14190-250</td>
			<td ></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >10% neutral buffered formalin solution</td>
			<td >Sigma-Aldrich Co. LLC., Canada</td>
			<td >HT501128-4L</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Custom-designed rectangular implants (commercially pure titanium; dimensions: 4mm x 2.5mm x 1.3mm with a 0.7mm hole drilled centrally down the long axis)</td>
			<td >Biomet 3i, FL, USA</td>
			<td >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Custom-designed breakaway mould</td>
			<td >Biomet 3i, FL, USA</td>
			<td >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Isoflurane</td>
			<td >Baxter Internationl Inc.</td>
			<td >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Buprenorphine</td>
			<td >Bedford Laboratories</td>
			<td >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >10% betadine</td>
			<td >Bruce Medical, MA, US</td>
			<td >FR-2200-90</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Scalpel</td>
			<td >Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada</td>
			<td >2586-M36-0100</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Scalpel blade #15 (sterile)</td>
			<td >Magna, Medstore, University of Toronto, Canada</td>
			<td >2586</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Periosteal elevator #24G</td>
			<td >Spectrum Surgical, OH, USA</td>
			<td >EX7</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Forceps</td>
			<td >Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada</td>
			<td >7747-A10-108</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Tissue forceps</td>
			<td >Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada</td>
			<td >7722-A10-308</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Scissors</td>
			<td >Almedic, Medstore, University of Toronto</td>
			<td >7603-A8-240</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Absorbant Fabric General Purpose Drape (sterile)</td>
			<td >Vitality Medical</td>
			<td >1089</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Gauze (non-sterile)</td>
			<td >VWR</td>
			<td >89133-260</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Needles 25G X 5/8&#34; (disposable)</td>
			<td >BD, Canada</td>
			<td >305122</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Syringes (sterile)</td>
			<td >VWR, Canada</td>
			<td >CABD309653</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Needle Driver</td>
			<td >Almedic, Medstore, University of Toronto, Canada</td>
			<td >A17-132</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Dynarex Surgical gloves (sterile)</td>
			<td >Amazon.com</td>
			<td >2475</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Surgical masks</td>
			<td >Fisherbrand, Medstore, University of Toronto, Canada</td>
			<td >296360759</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >0.9% sterile saline</td>
			<td >House brand, Medstore, University of Toronto, Canada</td>
			<td >1011-L8001</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Hair clippers</td>
			<td >Remington, US</td>
			<td >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >4-0 Polysorb</td>
			<td >Syneture</td>
			<td >SL5627G</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >9mm Wound Clips</td>
			<td >Becton Dickinson, MD, USA</td>
			<td >427631</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >ImplantMED DU 900 and WS-75 dental hand piece&#160;</td>
			<td >W&#38;H Dentalwerk, Austria</td>
			<td >DU1000US</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >1.3 mm twist drill</td>
			<td >Brasseler, GA, USA</td>
			<td >203.21.013</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >1.3 mm dental burr&#160;</td>
			<td >Biomet 3i, FL, USA</td>
			<td >custom</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >1.2 mm cylindrical side-cutting burr</td>
			<td >Biomet 3i, FL, USA</td>
			<td >custom</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Cylindrical diamond burr</td>
			<td >Brasseler, GA, USA</td>
			<td >H1.21.014</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td rowspan="2" >High speed dental drilling system</td>
			<td >Handpiece: KaVo Dental Corporation, IL, USA</td>
			<td rowspan="2" >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Handpiece Control: DCI International, OR, USA</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >99.5% Ultra Pure sucrose</td>
			<td >BioShop Canada Inc., Burlington, ON, Canada</td>
			<td >57-50-1</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Flowable dental composite</td>
			<td >Filtek Supreme Ultra Flowable Restorative, 3M ESPE, St Paul, Minnesota, USA</td>
			<td >6033XW</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Sapphire Plasma Arc high intensity curing light</td>
			<td >Den-Mat Holdings, Santa Maria, CA, USA</td>
			<td >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Instron 4301 with 1000 N load cell</td>
			<td >Instron, Norwood, MA, USA</td>
			<td >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td rowspan="2" >Red Wolf 10lb nylon &#64257;shing line</td>
			<td rowspan="2" >Canadian Tire, Canada</td>
			<td rowspan="2" >78-3610-6</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td ></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Leica Wild M3Z Stereozoom dissecting microscope</td>
			<td >Leica, Heerbrugg, Switzerland</td>
			<td >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >QImaging Micropublisher 5.0 RTV digital camera coupled with QCapture 2.90.1 acquisition software</td>
			<td >QImaging, Surrey, BC, Canada</td>
			<td >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Electronic digital caliper&#160;</td>
			<td >Fred V. Fowler Company, Inc., Newton, MA, USA</td>
			<td >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Mechanical testing instrument</td>
			<td >Instron, Norwood, MA, USA</td>
			<td >N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

an improved mechanical testing method to assess bone-implant anchorage

Los avances recientes en la ciencia de materiales han llevado a un aumento sustancial en la complejidad topográfica de superficies de implantes, tanto a micro y nanoescala. Como tales métodos tradicionales de describir la superficie de implantes - determinantes saber numéricos de rugosidad de la superficie - no son suficientes para predecir el rendimiento en vivo. Las pruebas biomecánicas proporciona una plataforma precisa y comparativa para analizar el rendimiento de las superficies de biomateriales. Un método de ensayo mecánico mejorado para probar el anclaje de hueso para superficies de implantes candidatos se presenta. El método es aplicable a las etapas tempranas y tardías de la curación y puede emplearse para cualquier gama de superficies químicamente o mecánicamente modificadas - pero no las superficies lisas. Implantes de encargo rectangulares se colocan bilateralmente en el fémur distal de ratas Wistar macho y se recogieron con el hueso circundante. Las probetas se preparan y macetas utilizando un nuevo molde separatista y la interrupciónprueba se llevó a cabo usando una máquina de ensayo mecánico. Este método permite la alineación de la fuerza de perturbación exactamente perpendicular, o en paralelo, al plano de la superficie del implante, y proporciona un medio preciso y reproducible para el aislamiento de una región peri-implante exacta para la prueba.

Todos los animales aumentaron su actividad ambulatoria con el tiempo después de su recuperación de la cirugía. Esto es importante porque la carga tiene efectos diferenciales sobre las topografías de los diferentes rangos de escala, como se ha informado recientemente 12. Una curva de fuerza / desplazamiento representativa de muestras de ensayo siguientes ensayos mecánicos se presenta en la Figura 9A, y los datos promediados para cada superficie del implante se presenta en la Figur...

Watch this Scientific Journal Video about An Improved Mechanical Testing Method to Assess Bone-implant Anchorage at JoVE.com

An Improved Mechanical Testing Method to Assess Bone-implant Anchorage

Un método mejorado para mecánicamente prueba de fijación en el hueso a las superficies de implantes candidatos se presenta. Este método permite la alineación de la fuerza de perturbación exactamente perpendicular, o en paralelo, al plano de la superficie del implante, y proporciona un medio preciso para dirigir las fuerzas de la perturbación a una región peri-implante exacta.

Una mejorada mecánica Método de ensayo para evaluar hueso implante Anchorage

Recent advances in material science have led to a substantial increase in the topographical complexity of implant surfaces, both on a micro- and a ...

an-improved-mechanical-testing-method-to-assess-bone-implant-anchorage

Research

JoVE Journal

Bioengineering

15.4K vistas.  University of Toronto.  Un método mejorado para mecánicamente prueba de fijación en el hueso a las superficies de implantes candidatos se presenta. Este método permite la alineación de la fuerza de perturbación exactamente perpendicular, o en paralelo, al plano de la superficie del implante, y proporciona un medio preciso para dirigir las fuerzas de la perturbación a una región peri-implante exacta. 

Video: An Improved Mechanical Testing Method to Assess Bone-implant Anchorage

Mechanical Testing of Mouse Carotid Arteries: from Newborn to Adult

The large conducting arteries in vertebrates are composed of a specialized extracellular matrix designed to provide pulse dampening and reduce the work performed by the heart. The mix of matrix proteins determines the passive mechanical properties of the arterial wall1. When the matrix proteins are altered in development, aging, disease or injury, the arterial wall remodels, changing the mechanical properties and leading to subsequent cardiac adaptation2. In normal development, the remodeling leads to a functional cardiac and cardiovascular system optimized for the needs of the adult organism. In disease, the remodeling often leads to a negative feedback cycle that can cause cardiac failure and death. By quantifying passive arterial mechanical properties in development and disease, we can begin to understand the normal remodeling process to recreate it in tissue engineering and the pathological remodeling process to test disease treatments.
	Mice are useful models for studying passive arterial mechanics in development and disease. They have a relatively short lifespan (mature adults by 3 months and aged adults by 2 years), so developmental3 and aging studies4 can be carried out over a limited time course. The advances in mouse genetics provide numerous genotypes and phenotypes to study changes in arterial mechanics with disease progression5 and disease treatment6. Mice can also be manipulated experimentally to study the effects of changes in hemodynamic parameters on the arterial remodeling process7. One drawback of the mouse model, especially for examining young ages, is the size of the arteries. 
	We describe a method for passive mechanical testing of carotid arteries from mice aged 3 days to adult (approximately 90 days). We adapt a commercial myograph system to mount the arteries and perform multiple pressure or axial stretch protocols on each specimen. We discuss suitable protocols for each age, the necessary measurements and provide example data. We also include data analysis strategies for rigorous mechanical characterization of the arteries.

Passive mechanical testing of mouse carotid arteries is described, with special consideration for adapting to different specimen ages. The procedures include determining the in vivo length of the artery, mounting it in a pressure myograph, recording data, measuring the unloaded dimensions and analyzing the resulting data.

Ensayos Mecánicos del ratón arterias carótidas: desde recién nacidos hasta adultos

The large conducting arteries in vertebrates are composed of a specialized extracellular matrix designed to provide pulse dampening and reduce the work ...

Investigación

Bioingeniería

Microfluidic Chip Fabrication and Method to Detect Influenza

Fast and effective diagnostics play an important role in controlling infectious disease by enabling effective patient management and treatment. Here, we present an integrated microfluidic thermoplastic chip with the ability to amplify influenza A virus in patient nasopharyngeal (NP) swabs and aspirates. Upon loading the patient sample, the microfluidic device sequentially carries out on-chip cell lysis, RNA purification and concentration steps within the solid phase extraction (SPE), reverse transcription (RT) and polymerase chain reaction (PCR) in RT-PCR chambers, respectively. End-point detection is performed using an off-chip Bioanalyzer (Agilent Technologies, Santa Clara, CA). For peripherals, we used a single syringe pump to drive reagent and samples, while two thin film heaters were used as the heat sources for the RT and PCR chambers. The chip is designed to be single layer and suitable for high throughput manufacturing to reduce the fabrication time and cost. The microfluidic chip provides a platform to analyze a wide variety of virus and bacteria, limited only by changes in reagent design needed to detect new pathogens of interest.

An integrated microfluidic thermoplastic chip has been developed for use as a molecular diagnostic. The chip performs nucleic acid extraction, reverse transcriptase, and PCR. Methods for fabricating and running the chip are described.

Fabricación de chips de microfluidos y método para detectar la influenza

Fast  and effective diagnostics play an important role in controlling infectious  disease by enabling effective patient management and treatment. Here, we ...

Stress-induced Antibiotic Susceptibility Testing on a Chip

We have developed a rapid microfluidic method for antibiotic susceptibility testing in a stress-based environment. Fluid is passed at high speeds over bacteria immobilized on the bottom of a microfluidic channel. In the presence of stress and antibiotic, susceptible strains of bacteria die rapidly. However, resistant bacteria survive these stressful conditions. The hypothesis behind this method is new: stress activation of biochemical pathways, which are targets of antibiotics, can accelerate antibiotic susceptibility testing. As compared to standard antibiotic susceptibility testing methods, the rate-limiting step -&#160;bacterial growth -&#160;is omitted during antibiotic application. The technical implementation of the method is in a combination of standard techniques and innovative approaches. The standard parts of the method include bacterial culture protocols, defining microfluidic channels in polydimethylsiloxane&#160;(PDMS), cell viability monitoring with fluorescence, and batch image processing for bacteria counting. Innovative parts of the method are in the use of culture media flow for mechanical stress application, use of enzymes to damage but not kill the bacteria, and use of microarray substrates for bacterial attachment. The developed platform can be used in antibiotic and nonantibiotic related drug development and testing. As compared to the standard bacterial suspension experiments, the effect of the drug can be turned on and off repeatedly over controlled time periods. Repetitive observation of the same bacterial population is possible over the course of the same experiment.

We have developed a microfluidic platform for rapid antibiotic susceptibility testing. Fluid is passed at high speeds over bacteria immobilized on the bottom of a microfluidic channel. In the presence of stress and antibiotic, susceptible strains of bacteria die rapidly. However, resistant bacteria can survive these stressful conditions.

Pruebas de susceptibilidad a antibióticos inducidas por el estrés en un chip

We have developed a rapid microfluidic method for antibiotic susceptibility testing in a stress-based environment. Fluid is passed at high speeds over ...

An Improved Method for the Preparation of Type I Collagen From Skin

Soluble type 1 collagen (COL1) is used extensively as an adhesive substrate for cell cultures and as a cellular scaffold for regenerative applications. Clinically, this protein is widely used for cosmetic surgery, dermal injections, bone grafting, and reconstructive surgery. The sources of COL1 for these procedures are commonly nonhuman, which increases the potential for inflammation and rejection as well as xenobiotic disease transmission. In view of this, a method to efficiently and quickly purify COL1 from limited quantities of autologously-derived tissues would circumvent many of these issues; however, standard isolation protocols are lengthy and often require large quantities of collagenous tissues. Here, we demonstrate an efficient COL1 extraction method that reduces the time needed to isolate and purify this protein from about 10 days to less than 3 hr. We chose the dermis as our tissue source because of its availability during many surgical procedures. This method uses traditional extraction buffers combined with forceful agitation and centrifugal filtration to obtain highly-pure, soluble COL1 from small amounts of corium. Briefly, dermal biopsies are washed thoroughly in ice-cold dH2O after removing fat, connective tissue, and hair. The skin samples are stripped of noncollagenous proteins and polysaccharides using 0.5 M sodium acetate and a high speed bench-top homogenizer. Collagen from residual solids is subsequently extracted with a 0.075 M sodium citrate buffer using the homogenizer. These extracts are purified using 100,000 MW cut-off centrifugal filters that yield COL1 preparations of comparable or superior quality to commercial products or those obtained using traditional procedures. We anticipate this method will facilitate the utilization of autologously-derived COL1 for a multitude of research and clinical applications.

Traditional procedures for the isolation of soluble type 1 collagen (COL1) require about 10 days from start to finish because of lengthy buffer incubations and laborious resuspensions of fibrils. Here, we describe a means to purify COL1 from small dermal biopsies in less than 3 hr.

Un método mejorado para la preparación de colágeno tipo I De Piel

Soluble type 1 collagen (COL1) is used extensively as an adhesive substrate for cell cultures and as a cellular scaffold for regenerative applications. ...

Method and Instrumented Fixture for Femoral Fracture Testing in a Sideways Fall-on-the-Hip Position

Mechanical testing of femora brings valuable insights into understanding the contribution of clinically-measureable variables such as bone mineral density distribution and geometry on the femoral mechanical properties. Currently, there is no standard protocol for mechanical testing of such geometrically complex bones to measure strength, and stiffness. To address this gap we have developed a protocol to test cadaveric femora to fracture and to measure their biomechanical parameters. This protocol describes a set of adaptable fixtures to accommodate the various load magnitudes and directions accounting for possible bone orientations in a fall on the hip configuration, test speed, bone size, and left leg-right leg variations. The femora were prepared for testing by cleaning, cutting, scanning, and potting the distal end and greater trochanter contact surfaces in poly(methyl methacrylate) (PMMA) as presented in a different protocol. The prepared specimens were placed in the testing fixture in a position mimicking a sideways fall on the hip and loaded to fracture. During testing, two load cells measured vertical forces applied to the femoral head and greater trochanter, a six-axis load cell measured forces and moments at the distal femoral shaft, and a displacement sensor measured differential displacement between the femoral head and trochanter contact supports. High speed video cameras were used to synchronously record the sequence of fracture events during testing. The reduction of this data allowed us to characterize the strength, stiffness, and fracture energy for nearly 200 osteoporotic, osteopenic, and normal cadaveric femora for further development of engineering-based diagnostic tools for osteoporosis research.

In this manuscript, we present a protocol to fracture test cadaveric proximal femora in a sideways fall on the hip configuration using instrumented fixtures mounted on a standard servo hydraulic frame. Nine digitized signals comprising forces, moments, and displacement along with two high speed video streams are acquired during testing.

Método y accesorio equipado para pruebas de fractura Femoral en una posición de caída sobre la cadera hacia los lados

Mechanical testing of femora brings valuable insights into understanding the contribution of clinically-measureable variables such as bone mineral density ...

A Method to Estimate Cadaveric Femur Cortical Strains During Fracture Testing Using Digital Image Correlation

This protocol describes the method using digital image correlation to estimate cortical strain from high speed video images of the cadaveric femoral surface obtained from mechanical testing. This optical method requires a texture of many contrasting fiduciary marks on a solid white background for accurate tracking of surface deformation as loading is applied to the specimen. Immediately prior to testing, the surface of interest in the camera view is painted with a water-based white primer and allowed to dry for several minutes. Then, a black paint is speckled carefully over the white background with special consideration for the even size and shape of the droplets. Illumination is carefully designed and set such that there is optimal contrast of these marks while minimizing reflections through the use of filters. Images were obtained through high speed video capture at up to 12,000 frames/s. The key images prior to and including the fracture event are extracted and deformations are estimated between successive frames in carefully sized interrogation windows over a specified region of interest. These deformations are then used to compute surface strain temporally during the fracture test. The strain data is very useful for identifying fracture initiation within the femur, and for eventual validation of proximal femur fracture strength models derived from Quantitative Computed Tomography-based Finite Element Analysis (QCT/FEA).

In this protocol, the femur surface strains are estimated during fracture testing using the digital image correlation technique. The novelty of the method involves application of a high-contrast stochastic speckle pattern on the femur surface, carefully specified illumination, high speed video capture, and digital image correlation analysis for strain calculations.

Un método para estimar las cepas Cortical fémur cadavérico durante fractura correlación Digital de imágenes usando la prueba

This protocol describes the method using digital image correlation to estimate cortical strain from high speed video images of the cadaveric femoral ...

A Performance-testing Platform for a Conduction Micropump with an FR-4 Copper-clad Electrode Plate

Here, a conduction micropump with symmetric planar electrode pairs prepared on flame-retardant glass-reinforced epoxy (FR-4) copper-clad laminate (CCL) is fabricated. It is used to investigate the influence of chamber dimensions on the performance of a conduction micropump and to determine the reliability of the conduction pump when acetone is used as the working fluid. A testing platform is set up to evaluate conduction micropump performance under different conditions. When the chamber height is 0.2 mm, the pump pressure reaches its peak value.

This paper presents a protocol for the fabrication of a conduction micropump using symmetric planar electrodes on flame-retardant glass-reinforced epoxy (FR-4) copper-clad laminate (CCL) to test the influence of chamber dimensions on the performance of a conduction micropump.

Una plataforma de pruebas de rendimiento para una conducción Micropump con una placa de electrodo revestido de cobre FR-4

Here, a conduction micropump with symmetric planar electrode pairs prepared on flame-retardant glass-reinforced epoxy (FR-4) copper-clad laminate (CCL) is ...

A Millimeter Scale Flexural Testing System for Measuring the Mechanical Properties of Marine Sponge Spicules

Many load bearing biological structures (LBBSs)&#8212;such as feather rachises and spicules&#8212;are small (&#60;1 mm) but not microscopic. Measuring the flexural behavior of these LBBSs is important for understanding the origins of their remarkable mechanical functions.
We describe a protocol for performing three-point bending tests using a custom-built mechanical testing device that can measure forces ranging from 10-5 to 101 N and displacements ranging from 10-7 to 10-2 m. The primary advantage of this mechanical testing device is that the force and displacement capacities can be easily adjusted for different LBBSs. The device&#39;s operating principle is similar to that of an atomic force microscope. Namely, force is applied to the LBBS by a load point that is attached to the end of a cantilever. The load point displacement is measured by a fiber optic displacement sensor and converted into a force using the measured cantilever stiffness. The device&#39;s force range can be adjusted by using cantilevers of different stiffnesses.
The device&#39;s capabilities are demonstrated by performing three-point bending tests on the skeletal elements of the marine sponge Euplectella aspergillum. The skeletal elements&#8212;known as spicules&#8212;are silica fibers that are approximately 50 &#181;m in diameter. We describe the procedures for calibrating the mechanical testing device, mounting the spicules on a three-point bending fixture with a &#8776;1.3 mm span, and performing a bending test. The force applied to the spicule and its deflection at the location of the applied force are measured.

We present a protocol for performing three-point bending tests on sub-millimeter scale fibers using a custom-built mechanical testing device. The device can measure forces ranging from 20 &#181;N up to 10 N and can therefore accommodate a variety of fiber sizes.

Un milímetro a la flexión prueba sistema de la escala para medir las propiedades mecánicas de espículas de esponja marina

Many load bearing biological structures (LBBSs)&#8212;such as feather rachises and spicules&#8212;are small (&#60;1 mm) but not microscopic. Measuring the ...

Rodent Behavioral Testing to Assess Functional Deficits Caused by Microelectrode Implantation in the Rat Motor Cortex

Medical devices implanted in the brain hold tremendous potential. As part of a Brain Machine Interface (BMI) system, intracortical microelectrodes demonstrate the ability to record action potentials from individual or small groups of neurons. Such recorded signals have successfully been used to allow patients to interface with or control&#160;computers, robotic limbs, and their own limbs. However, previous animal studies have shown that a microelectrode implantation in the brain not only damages the surrounding tissue but can also result in functional deficits. Here, we discuss a series of behavioral tests to quantify potential motor impairments following the implantation of intracortical microelectrodes into the motor cortex of a rat. The methods for open field grid, ladder crossing, and grip strength testing provide valuable information regarding the potential complications resulting from a microelectrode implantation. The results of the behavioral testing are correlated with endpoint histology, providing additional information on the pathological outcomes and impacts of this procedure on the adjacent tissue.

We have shown that a microelectrode implantation in the motor cortex of rats causes immediate and lasting motor deficits. The methods proposed herein outline a microelectrode implantation surgery and three rodent behavioral tasks to elucidate potential changes in the fine or gross motor function due to implantation-caused damage to the motor cortex.

Comportamiento pruebas para evaluar el déficit funcional causado por la implantación de microelectrodos en la corteza de Motor rata roedor

Medical devices implanted in the brain hold tremendous potential. As part of a Brain Machine Interface (BMI) system, intracortical microelectrodes ...

Simultaneous Quantification of Selected Kynurenines Analyzed by Liquid Chromatography-Mass Spectrometry in Medium Collected from Cancer Cell Cultures

The kynurenine pathway and the tryptophan catabolites called kynurenines have received increased attention for their involvement in immune regulation and cancer biology. An in vitro cell culture assay is often used to learn about the contribution of different tryptophan catabolites in a disease mechanism and for testing therapeutic strategies. Cell culture medium that is rich in secreted metabolites and signaling molecules reflects the status of tryptophan metabolism and other cellular events. New protocols for the reliable quantification of multiple kynurenines in the complex cell culture medium are desired to allow for a reliable and quick analysis of multiple samples. This can be accomplished with liquid chromatography coupled with mass spectrometry. This powerful technique is employed in many clinical and research laboratories for the quantification of metabolites and can be used for measuring kynurenines.
Presented here is the use of liquid chromatography coupled with single quadrupole mass spectrometry (LC-SQ) for the simultaneous determination of four kynurenines, i.e., kynurenine, 3-hydroxykynurenine, 3-hydroxyanthranilic, and xanthurenic acid in the medium collected from in vitro cultured cancer cells. SQ detector is simple to use and less expensive compared to other mass spectrometers. In the SQ-MS analysis, multiple ions from the sample are generated and separated according to their specific mass-to-charge ratio (m/z), followed by the detection using a Single Ion Monitoring (SIM) mode.
This paper draws the attention on the advantages of the reported method and indicates some weak points. It is focused on critical elements of LC-SQ analysis including sample preparation along with chromatography and mass spectrometry analysis. The quality control, method calibration conditions and matrix effect issues are also discussed. We described a simple application of 3-nitrotyrosine as one analog standard for all target analytes. As confirmed by experiments with human ovary and breast cancer cells, the proposed LC-SQ method&#160;generates reliable results and can be further applied to other in vitro cellular models.

Described here is a protocol for the determination of four different tryptophan metabolites generated in the kynurenine pathway (kynurenine, 3-hydroxykynurenine, xanthurenic acid, 3-hydroxyanthranilic acid) in the medium collected from cancer cell cultures analyzed by liquid chromatography coupled with a single quadrupole mass spectrometry.

Cuantificación simultánea de kynureninas seleccionadas analizadas por cromatografía líquida-espectrometría de masas en medio recogido de cultivos celulares oncológicos

The kynurenine pathway and the tryptophan catabolites called kynurenines have received increased attention for their involvement in immune regulation and ...