Les auteurs tiennent à remercier Biomet 3i pour leur soutien financier continu, et en particulier Randy Goodman de l&#39;aide dans la conception et la fabrication des pièces sur mesure. Spencer Bell est bénéficiaire d&#39;une bourse d&#39;études supérieures à incidence industrielle, fournies par le Conseil de recherches en génie du Canada (CRSNG) en sciences naturelles et. Nous tenons également à remercier le Dr John Brunski pour ses commentaires très précieux lors de la préparation du manuscrit.

Une. Implant Conception, fabrication et traitement de surface <ol><li> Fabrication implants rectangulaires (dimensions 4 mm x 2,5 mm x 1,3 mm, longueur x largeur x hauteur) de titane commercialement pur (CpTI). Percer un trou au centre vers le bas l&#39;axe longitudinal de l&#39;implant (diamètre = 0,7 mm) pour faciliter la stabilité de l&#39;implant à l&#39;intérieur de début du site chirurgical et le test mécanique ultérieure (figure 1). </li><li> Traiter les surfaces supérieure et inférieure de l&#39;implant. <ol><li> Pour créer deux surfaces distinctes, utiliser un traitement standard grenaillage (GB) pour créer une surface microtopographically complexe. Modifier plus de la moitié des implants en superposant le phosphate de calcium (CaP) nanoparticules pour créer une surface nanotopographically complexe. </li></ol></li></ol> Remarque: Différents traitements chimiques ou mécaniques peuvent être appliquées pour créer une topographie et / ou la chimie de surface désirée, et celles-ci dépendront de la nature de la questi expérimentalà traiter. Dans l&#39;exemple donné ici, un groupe de commerce pur titane (CpTI) implants a été soumis à grenaillage (GB) - un procédé soustractif - pour créer une microtopographie complexe. La moitié des implants ont ensuite été modifiée par l&#39;ajout de phosphate de calcium (CaP) des nanocristaux de créer un super-nanotopographie imposée (GB-DCD). Remarque: Lors de la visualisation de la micro-surface grenaillée, par rapport à la surface nano-modifié, à un grossissement de 10.000 X, il n&#39;y a pas de différence évidente dans les caractéristiques de surface. Toutefois, lorsqu&#39;il est vu à 100 000 X grossissement, les différences deviennent tout à fait évident (figure 2). Il a déjà été montré que ces changements de surface ont des effets profonds sur osteoconduction 14. 2. modèle animal et de la procédure chirurgicale <ol><li> Utilisez jeunes rats mâles Wistar (200-250 g) pour ce modèle. Toutes les procédures doivent être approuvés par les autorités locales le soin des animaux comcomités. Permettre aux animaux de l&#39;accès libre à l&#39;eau et la nourriture pour rats. Remarque: Des rats Wistar ont été sélectionnés pour cette procédure en raison de l&#39;expérience antérieure avec cette souche de rats, bien que d&#39;autres souches de rats pourraient être employées. L&#39;accès à la nourriture et à l&#39;eau peut être modifiée, en fonction de la nature de la question d&#39;expérimentation être adressé. </li> <li> Rats calmes en utilisant l&#39;anesthésie par inhalation est administré par un cône de nez: 4% d&#39;isoflurane dans 1 LO 2 / min pour l&#39;induction, 2% d&#39;isoflurane dans 1 L d&#39;oxyde d&#39;azote et 0,6 LO 2 / min pour l&#39;entretien. Effectuer un test orteil-pincement standard pour assurer la sédation efficace avant de poursuivre la procédure. </li><li> Administrer analgésique pré-et post-opératoire par une injection sous-cutanée de 0,01 au 0,05 mg / kg de buprénorphine. </li><li> Attribuer implants par randomisation partielle et placer bilatéralement dans les métaphyses distales des fémurs de rat. Cela permet à un implant différents, chacun l&#39;un parmi une sélection de différentes topographies de surface à comparerd, dans fémurs controlatéral, d&#39;optimiser l&#39;analyse statistique. </li><li> Préparer les animaux par le rasage et le nettoyage de la face antéro-latérale de chaque patte arrière avec 10% de Betadine. Pour éviter l&#39;hypothermie, placez un coussin de circulation d&#39;eau chaude sous le rat anesthésié. </li><li> L&#39;utilisation d&#39;un scalpel chirurgical N ° 15, une incision à travers la peau le long de la face latérale de la cuisse pour exposer le muscle. Exposer le fémur distal en utilisant dissection pour dévier les organes musculaires de manière mini-invasive. </li><li> Grattez la mince couche de périoste recouvrant le fémur, en utilisant une rugine, pour exposer entièrement l&#39;os cortical pour le forage. Il faut prendre soin de ne pas endommager la plaque de croissance ou de cartilage articulaire de l&#39;articulation du genou au cours de la dissection mousse et l&#39;élimination du périoste. </li><li> Une fois nettoyée et inspectée, faire tourner le fémur latéralement afin d&#39;exposer la face antérieure du fémur distal (figure 3A). </li><li> Pour préparer le site chirurgical, percer unfente rectangulaire bicorticale au milieu de l&#39;os à travers les deux corticales. Pour éviter une surchauffe du tissu, l&#39;irrigation saline doit être maintenue tout au long de forage par un assistant chirurgical. Effectuer le forage en trois étapes: <ol><li> Tout d&#39;abord, grâce à forer la corticale antérieure, exposée par dissection, en utilisant une fraise dentaire de 1,3 mm fixée à une pièce à main dentaire afin de créer deux trous de 2,5 mm situés le long de la ligne médiane du fémur. </li><li> Ensuite, utilisez un deuxième foret (torsion de 1,3 mm de fraise de dentiste) à étendre ces trous à travers le cortex adverse, résultant dans des trous parallèles bicorticales. </li><li> Enfin, rejoindre les trous à l&#39;aide d&#39;un troisième côté de la bavure de découpe sur mesure dans une direction proximale-distale, formant le site de l&#39;implant (figure 3B). </li></ol></li><li> Passez un fil de suture biodégradable à travers le défaut osseux à l&#39;aide de l&#39;aiguille joint et le retourner dans le cortex fémoral externe. </li><li> Enfilez l&#39;implant sur l&#39;extrémité libre de la suture et la guider dans le défaut, wici, il devrait être sous pression équipée. De cette manière, le grand axe de l&#39;implant doit être orientée perpendiculairement à l&#39;axe long du fémur (figure 3C). </li><li> Attachez le fil de suture autour de l&#39;aspect latéral du fémur pour assurer la stabilité implant lors de la récupération post-opératoire et les premières étapes de la guérison. Utilisez la suture reste à fermer le tissu musculaire, et reoppose le tissu cutané à l&#39;aide d&#39;agrafes chirurgicales (9 mm clips de la plaie). </li><li> Inspecter les sites chirurgicaux des signes d&#39;infection, et de surveiller les animaux tous les jours pour la capacité ambulatoire compromise. Exclure les animaux qui ne récupèrent pas totalement la marche, ou ceux qui ont des fractures fémorales au sacrifice, de l&#39;analyse. </li></ol> 3. La récolte de l&#39;échantillon <ol><li> Sacrifier des animaux à 9 jours post-opératoires par dislocation cervicale après CO 2 exposition. </li><li> Après sacrifice, détacher fémurs et propre des tissus mous. Stocker immédiatement dans une solution tampon de saccharose à 15% afin de maintenir le tissu hydration en préparation pour essais mécaniques (figure 4A). Note: Les échantillons sont stockés dans la solution tampon de saccharose à maintenir l&#39;hydratation des tissus au cours du transport entre les installations. Les spécimens seront dépenser environ 2-3 heures en solution lors de la préparation pour les essais mécaniques. </li> <li> Pour préparer des échantillons pour les essais mécaniques, couper l&#39;os à la largeur des implants à l&#39;aide d&#39;une fraise diamantée cylindrique relié à un système à grande vitesse. Les spécimens d&#39;essai final sont constituées de deux arcs d&#39;os attachés à chaque face de l&#39;implant (figure 4B). Pour arches qui tombent pendant la préparation ou le transport, assigner une valeur de test mécanique de 0 N. Remarque: Il est important d&#39;être très doux et précis lors de la coupe des échantillons, afin d&#39;éviter d&#39;endommager ou de précontrainte de l&#39;interface. Cal de réparation osseuse peut croître autour de l&#39;axe longitudinal de l&#39;implant, voire dans le trou longitudinal. Cet excès os doit être enlevée par troismming spécimens aux dimensions exactes de l&#39;implant rectangulaire, comme cela peut fausser les résultats d&#39;essais mécaniques. </li></ol> 4. Essais mécaniques Un moule en échappée sur mesure a été conçu pour pot chaque échantillon, la création d&#39;une méthode reproductible et précis de la préparation des échantillons pour les essais mécaniques. La conception permet l&#39;isolement d&#39;une région de 0,5 mm de l&#39;os péri-implantaire pour une zone de test cohérent, tout en maintenant le spécimen centrée et parfaitement horizontale pendant le processus d&#39;enrobage, ce qui permet l&#39;application d&#39;une force directement perpendiculairement à la surface de l&#39;implant. Voir Figure 5 pour les plans complets et Figure 6 pour les composants finaux. Note: Tous les tests ont conduite en utilisant un appareil de test mécanique, fonctionnant à une vitesse de traverse de 30 mm / min. Pour une évaluation qualitative de l&#39;os résiduel test suivant, un microscope de dissection peut être utilisé. <ol><li> Rempotagedes échantillons et les essais mécaniques <ol><li> Retirer les échantillons de la solution tampon saccharose et sèche doucement blot. </li><li> spécimen de position dans le moule personnalisé. Faire glisser la tige horizontalement à travers des trous dans les parois du moule et à travers le trou dans le milieu de l&#39;implant. Placer la plaque de stabilisation sur la face postérieure du moule afin de stabiliser l&#39;implant (figure 7). </li><li> Remplissez le fond du moule avec un composite dentaire fluide et durcir pendant 60 secondes en utilisant une haute intensité lampe à polymériser. Remarque: Il est important de choisir un composite qui n&#39;est pas réglée avec une réaction exothermique, en tant que telle chaleur générée peut influencer les propriétés des tissus. </li><li> Après durcissement, ouvrir le moule et retirer le bloc de l&#39;échantillon durci. Tracez une fine ligne noire marqueur permanent sur la voûte latérale à des fins d&#39;identification. </li><li> Fixer une réplique préfabriqués de l&#39;éprouvette dans un étau, et le centre de l&#39;unité sur la base de l&#39;instrument d&#39;essais mécaniques. </li><li> Fixer l&#39;éprouvette dans le vice et passer un fil de nylon dans le trou de l&#39;implant (Figure 8). Attacher les extrémités libres de l&#39;axe de la traverse mobile. Par souci de cohérence, toujours étiqueter et de tester le côté latéral première. Répétez le processus avec l&#39;arche médiale. </li></ol></li></ol>

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	<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>

Les auteurs ont reçu des fonds et du matériel de soutien de la société Biomet 3i (Palm Beach Gardens, FL, USA). Biomet 3i n&#39;avait pas participé à la rédaction de ce manuscrit ou la conception des expériences décrites.

Le modèle de test mécanique présenté ici concerne un procédé amélioré pour évaluer l&#39;ancrage de l&#39;os à des surfaces d&#39;implants candidats, car elle permet une perpendiculaire précis, ou en parallèle, l&#39;alignement de l&#39;échantillon d&#39;essai avec l&#39;axe de la force de perturbation appliqué, et limite la zone de fracture à l&#39;intérieur d&#39;un demi-millimètre de la surface de l&#39;implant. Le modèle est facilement intégrée dans les études comparant l&#39;efficacité d&#39;u...

Évaluation de l&#39;ancrage de l&#39;os de surfaces d&#39;implants endo-osseux a fait l&#39;objet d&#39;une attention considérable, pour lequel de nombreuses méthodes d&#39;essais mécaniques ont été décrites 1,2. Toutes ces méthodes imposent une force de perturber le modèle os / implant étant indépendants, et peuvent être regroupées en cisaillement, généralement présenté comme basculantes ou modèles gigognes 3,4, 3,5 inverser couple, et les types de traction 6, 7. Communément à de tels tests, soit os 8 ou matérielles de l&#39;implant (dans le cas des verres fragiles et céramiques 9,10) est fracturé et, en supposant une forme d&#39;ancrage a eu lieu, l&#39;interface reste os / implant (au moins partiellement) intactes. Ces résultats expérimentaux signifie non seulement que la force nécessaire pour provoquer la rupture (ou l&#39;interruption) du modèle n&#39;est pas la force nécessaire pour séparer l&#39;interface os / implant 11,12, mais aussi que la surface complexe du plan de fracture créée peut être réfractaire àmesure précise. Néanmoins, de tels essais peuvent être cliniquement pertinentes, car elles fournissent une mesure comparative de la capacité des implants de dessins de surface différents pour être ancré dans l&#39;os. Toutefois, il convient également de noter que de telles comparaisons ne sont valables que dans un modèle expérimental, tandis que les comparaisons entre les modèles expérimentaux sont multiples difficultés car les enquêteurs utilisent différentes espèces animales présentant soit lamellaire ou d&#39;os tissé, tissu trabéculaire ou cortical modèles de guérison, et différent mécanique géométries et conditions d&#39;essai. Dans un effort pour déduire une mesure de la résistance à la traction de l&#39;interface os / implant, de nombreux chercheurs ont utilisé la surface spécifique nominale de l&#39;implant pour obtenir une valeur de &quot;résistance à la traction&quot;, car la résistance à la traction est mesurée comme la force par unité de surface. Il s&#39;agit clairement d&#39;une approximation donnée, comme expliqué ci-dessus, que l&#39;interface os / implant reste intacte dans la plupart des essais de perturbation emploiented. En outre la mesure de l&#39;aire de surface des implants, en particulier des surfaces topographiquement complexes, est limitée par la résolution de la technique de mesure comme décrit par Ronald et al. 13 Toutefois, tel que revu par Brunski et al. Deux, lorsque l&#39;aire de surface nominale d&#39;un implant est pris en compte, les différences apparentes dans &quot;résistance à la traction&quot; associé à des conceptions différentes de la surface de l&#39;implant sont annulés, ce qui suggère que les surfaces de l&#39;implant avec une plus grande aire de surface fournissent de plus grandes zones de contact os / implant et donc nécessitent plus de force à la rupture du modèle. L&#39;implication est donc que plus topographiquement complexe surfaces peuvent augmenter ostéogénèse de contact, qui se traduit par un plus grand contact de l&#39;implant osseux (BIC) et résultant des valeurs de perturbation plus élevés dans les tests mécaniques. Ostéogénèse de contact est le produit de deux phénomènes distincts: ostéoconduction et la formation osseuse. En effet, nous avons montré que l&#39;augmentation de l&#39;ostéoconduction sur Topographequement surfaces complexes peut être quantifiée par la mesure de la résultante BIC 14, et que ces surfaces se traduisent également par la rupture mécanique plus élevée des valeurs 12. Cependant, il est salutaire de noter que l&#39;os péri-implantaire peut former par deux mécanismes. Dans les cellules de contact ostéogenèse d&#39;origine mésenchymateuse migrer à la surface de l&#39;implant (ostéoconduction), se différencier en cellules osseuses, et d&#39;élaborer la matrice de novo de l&#39;os sur la surface de l&#39;implant (formation osseuse). La première matrice osseuse élaboré une ligne de ciment minéralisé comme on le voit dans l&#39;os normal remodelage 15 (il ya beaucoup de confusion dans la littérature concernant cette structure biologique minéralisé qui est parfois considéré comme non-minéralisée 1 ou est syncrétique avec toutes les interfaces os 16 - pour une discussion approfondie sur ce sujet voir Davies et Hosseini 17). Ostéogénèse de contact est une condition essentielle pour le phénomène de l&#39;osDe liaison, mais il est non essentiel pour la croissance osseuse 18. La ligne de ciment minéralisée de l&#39;os est mécaniquement plus faible que le compartiment de collagène minéralisée de l&#39;os 19. Ainsi, de façon intuitive, si l&#39;interdigitation de ciment matricielle ligne avec des caractéristiques implant nano est comparé avec le tissu osseux en croissance dans les caractéristiques de l&#39;implant macro puis serait, de façon raisonnable, être prévu la force mécanique nécessaire pour perturber l&#39;ancien à être inférieure à celle-ci, et nous ont récemment démontré expérimentalement 12. Osseuse péri-implantaire peut également se former par l&#39;ostéogenèse à distance. Dans ce cas, l&#39;os est déposée sur la surface de l&#39;os ancien et devient progressivement plus près de la surface de l&#39;implant résultante dans une interface comprenant une matrice amorphe, et les restes de cellules ostéogéniques 20. En général, l&#39;ostéogenèse à distance est associée avec des surfaces d&#39;implants lisses, ou usinées, endo-osseux et est souvent vu dans la guérison de l&#39;os cortical, tandis que microtopographically surfaces complexes sont associés à des contacts ostéogénèse qui est plus typique de la guérison de l&#39;os trabéculaire. Des modèles d&#39;essai de traction à l&#39;aide de surfaces d&#39;implants lisses et la cicatrisation osseuse corticale ont été en mesure de tester les propriétés adhésives de la présente amorphe matrice biologique absent de l&#39;ostéogenèse de contact associé avec des surfaces topographiquement complexes, et ont montré que la liaison dite &quot;biochimiques&quot; qui se produit fournit une composante mineure des valeurs de &quot;résistance à la traction&quot; rapportés avec des surfaces topographie complexe 21. Au contraire, en utilisant un modèle de cicatrisation de l&#39;os trabéculaire, Wong et al. 22 montrent une «excellente corrélation&quot; entre l&#39;implant rugosité de surface et push-out charge de rupture, et a indiqué que la liaison chimique effectivement joué un rôle négligeable dans l&#39;ancrage de l&#39;os de l&#39;implant surface. S&#39;il est probable que les deux contacts et l&#39;ostéogenèse à distance se produisent, à des degrés divers, dans tous péri-impla endo-osseuxnt guérison compartiments, surfaces microtopographically complexes se sont montrés particulièrement avantageuses dans la guérison osseuse trabéculaire compartiments 23. Ces derniers sont classés dans la classe III ou de classe IV os dans la littérature dentaire 24. Notre but a été de se concentrer sur les mécanismes de contact ostéogenèse et l&#39;ancrage os / implant résultant qui peuvent en résulter dans un environnement de guérison osseuse trabéculaire. Ce mouillage, qui dépend de la topographie de la surface de l&#39;implant (voir ci-dessus), peut intervenir à différents échelle-gammes. D&#39;une part, seules les caractéristiques de l&#39;implant sous-microniques sont impliqués dans l&#39;os de liaison - comme décrit par interdigitation du ciment osseux matricielle ligne avec ces surfaces, et vus sur des verres bioactifs, des céramiques et des oxydes métalliques réticulée. D&#39;autre part, le tissu osseux (parfois avec le système vasculaire de sang) peut se transformer en multi-micron, ou macro-échelle, les caractéristiques de l&#39;implant surfaces 18. Les deux cas, result dans une forme d&#39;ancrage osseux à la surface de l&#39;implant, bien que les mécanismes sont nettement différents. Cependant, un défaut commun de la plupart des méthodes d&#39;essais mécaniques mentionnées ci-dessus est d&#39;aligner la force de rupture dans un plan parfaitement perpendiculaire ou parallèle à celui de la surface de l&#39;implant (selon que le mode de traction ou de cisaillement est employé). Nous rapportons ici un procédé qui permet de surmonter cette limitation.

<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

Les progrès récents en science des matériaux ont conduit à une augmentation substantielle de la complexité topographique des surfaces d&#39;implants, à la fois sur un micro-et nano-échelle. Ainsi, les méthodes traditionnelles de décrire les surfaces des implants - à savoir les déterminants numériques de rugosité de surface - sont insuffisantes pour prédire les performances in vivo. Tests biomécaniques fournit une plate-forme précise et comparative pour analyser les performances des surfaces des biomatériaux. Procédé d&#39;essai mécanique amélioré pour tester l&#39;ancrage d&#39;os à des surfaces d&#39;implants candidats est présentée. La méthode est applicable à des stades précoces et plus tard de la guérison et peut être employé pour n&#39;importe quelle gamme de surfaces chimiquement ou mécaniquement modifiés - mais pas les surfaces lisses. Implants personnalisée rectangulaires sont placés de manière bilatérale dans le fémur distal de rats Wistar mâles et recueillies avec l&#39;os environnant. Les échantillons d&#39;essai sont préparés et mis en pot en utilisant un nouveau moule de rupture et de la perturbationtest est réalisé en utilisant une machine d&#39;essais mécaniques. Cette méthode permet un alignement de la force de perturbation exactement perpendiculaire ou parallèle au plan de la surface de l&#39;implant, et fournit un moyen précis et reproductibles pour l&#39;isolement d&#39;une région périphérique à un implant pour le test exact.

Tous les animaux ont augmenté leur activité ambulatoire avec le temps après leur récupération après une chirurgie. C&#39;est important parce que la charge a des effets différents sur les topographies de différentes gammes d&#39;échelle, comme nous l&#39;avons rapporté récemment 12. Une courbe force / déplacement représentant des spécimens d&#39;essai suivantes essais mécaniques sont présentées sur la figure 9A, et les données moyennées pour chaque surface de l&#39;implant e...

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An Improved Mechanical Testing Method to Assess Bone-implant Anchorage

Une méthode améliorée pour mécaniquement essai ancrage osseux sur les surfaces d&#39;implants candidats est présentée. Cette méthode permet un alignement de la force de perturbation exactement perpendiculaire ou parallèle au plan de la surface de l&#39;implant, et fournit un moyen précis pour diriger les forces de perturbation à une région périphérique à un implant exact.

Une méthode d&#39;essai mécanique améliorée pour évaluer Anchorage os-implant

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

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Research

JoVE Journal

Bioengineering

15.4K vues.  University of Toronto.  Une méthode améliorée pour mécaniquement essai ancrage osseux sur les surfaces d'implants candidats est présentée. Cette méthode permet un alignement de la force de perturbation exactement perpendiculaire ou parallèle au plan de la surface de l'implant, et fournit un moyen précis pour diriger les forces de perturbation à une région périphérique à un implant exact. 

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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.

Essais mécaniques des artères carotides de souris: à partir de nouveau-né à l&#39;âge adulte

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

Recherche

Bio-ingénierie

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.

Fabrication puce microfluidique et méthode pour la détection de la grippe

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.

Tests de sensibilité aux antibiotiques induits par le stress sur une puce

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 procédé amélioré pour la préparation de collagène de type I de la peau

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.

Méthode et appareil instrumenté pour les tests de Fracture fémorale dans une Position de chute-à-la-hop sur le côté

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.

Une méthode d’estimation fémur cadavériques souches corticale lors de Fracture corrélation d’images numériques à l’aide de tests

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.

Une plate-forme de test de performances pour une Conduction de Micropump avec une plaque cuivrée de FR-4 électrodes

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 système de test en flexion millimètre pour mesurer les propriétés mécaniques des Spicules d’éponges marines

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.

Comportement des tests pour évaluer les déficits fonctionnels causés par l’Implantation de la microélectrode dans le Cortex de moteur de Rat rongeur

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.

Quantification simultanée de kynurenines sélectionnées analysées par chromatographie liquide-spectrométrie de masse dans le milieu recueilli à partir des cultures de cellules cancéreuses

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

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