The authors would like to recognize the Center for Advanced Vehicular Systems (CAVS) and the Agricultural and Biological Engineering Department at Mississippi State University for supporting this work. This material is based upon work supported by the U.S. Army TACOM Life Cycle Command under Contract No. W56HZV-08-C-0236, through a subcontract with Mississippi State University, and was performed for the Simulation Based Reliability and Safety (SimBRS) research program. Also, this material is based upon work supported by the National Nuclear Security Administration, (Department of Energy) under award number [DE-FC26-06NT42755]. Finally, the authors would like to thank Mr. David Adams, Mr. Michael McCollum and Ms. Erin Colebeck for their effort in this research.

Declaração de Ética: NOTA: O presente trabalho é exclusivo para a política de investigação da instituição, e segue estritamente a bio-segurança e do Office adequado da conformidade regulamentar (ORC) orientações. 1. Biomaterial Specimen Procurement <ol><li> Usar equipamento de protecção pessoal de acordo com os protocolos de biossegurança padrão de laboratório e / ou instituição. Usar sapatos fechados dedos, calças compridas, um jaleco, luvas cirúrgicas, uma máscara de protecção e óculos de segurança durante o manuseio de tecido porcino e testes. </li><li> Obter tecido porcino (cabeça, abdômen, ou perna) de suínos saudáveis ​​a partir de um matadouro local no prazo de 1-2 horas post mortem. </li><li> Armazenar tecido porcino em sacos de segurança de risco biológico e, em seguida, colocá-los em um recipiente gelado (~ 5,56-7,22 ° C). NOTA: Use um termômetro para verificar se a temperatura na amostra de suíno não cai abaixo de 7,22 ° C. </li><li> Transportar tecido porcino para o laboratório mais próximo(Na Faculdade de Medicina Veterinária da Universidade Estadual de Mississippi) para dissecção. </li><li> Sob a supervisão de um veterinário na Faculdade de Medicina Veterinária, extrair cirurgicamente órgão suíno (cérebro, fígado, músculo, tecido adiposo, ou tendão) e coloque-os em recipientes cheios com tampão fosfato salino (PBS) para armazenamento temporário (pH 7,4). </li><li> Armazenar os recipientes com PBS em um refrigerador gelado (~ 5,56-7,22 ° C) e imediatamente transportá-los para a instalação de ensaio para a preparação de amostras e testes SHPB. </li></ol> 2. Biomaterial Preparação de Amostras <ol><li> Remover o órgão suíno do recipiente PBS e coloque-o sobre uma superfície estéril. </li><li> NOTA: Identificar a orientação fibras primárias e localizações para cada amostra de teste. Use um cilíndrico morrer com um diâmetro interno de 30 mm e dissecar a amostra de teste a partir do órgão suíno. </li><li> Se a amostra de teste é entalado dentro da matriz cilíndrica, injectar PBS através da extremidade oposta da dissecçãoferramenta para permitir que a amostra de ensaio para deslizar para fora intacta. Colocar a amostra de teste extraído numa zona separada da superfície estéril. </li><li> Usar um bisturi para cortar a amostra com a relação de aspecto e espessura prescrita. NOTA: Para o teste de amostras SHPB suína, a espessura é de 10-15 mm, enquanto a relação de aspecto (relação espessura / diâmetro) é 0,33-0,50 (Figura 2). </li><li> Use pinças para medir a espessura eo diâmetro em três locais diferentes. </li><li> Armazenar todas as amostras de teste em PBS fresco até que o dispositivo SHPB está pronto para o teste. NOTA: Certifique-se de que as amostras são testadas dentro de 4 horas após o abate. </li><li> Descartar as amostras que não são cilíndricas devido à incisão erros ou variações na secção transversal. Coloque amostras descartados em sacos de segurança de risco biológico. Repita os passos de 2,2-2,6 para obter amostras de teste adicionais. </li></ol> 3. Split-Hopkinson Bar Testes de Pressão <ol><li> Coloque a barra de atacante, bar incidente, e bar transmitido no mfueiros Etal para testes SHPB. NOTA: Certifique-se de que as barras estão em movimento livre ao toque e que suas interfaces estão alinhados uns com os outros. Fornecer uma rolha de bar transmitida para a segurança. </li><li> Ligue os extensômetros aderiram ao incidente e transmitidos bares para o amplificador de sinal. Ligue os amplificadores de condicionamento de sinal e o computador módulo DAQ. </li><li> Inicializar o software de captura de dados de alta velocidade. </li><li> Verifique a captura ao vivo dos sinais para ver se eles estão dentro da faixa normal, e anular os sinais de ruído, clicando no ícone zero. </li><li> Entrada o nível de disparo ea taxa de dados (2 MHz). </li><li> Inicializar o software para gravar uma vez atingido o nível de disparo. </li><li> Coloque a barra avançado adjacente à câmara de pressão. Encher a câmara de pressão para uma pressão desejada. NOTA: A faixa de pressão típica é 5-25 psi. </li><li> Zero fora o medidor de velocidade a laser, premindo o botão de zero e configurá-lo para ler os ba atacantevelocidade r, definindo a faixa refletor na barra atacante por trás dos sensores laser. </li><li> Coloque a câmara de confinamento da amostra de tal modo que não impeça o movimento de incidente e reflectida bar. Coloque a barra incidente em contato com o bar transmitido. </li><li> Para fins de calibração, execute um teste (sem amostra) rodando em gatilho para a câmara de pressão na barra atacante. </li><li> Uma vez que os dados são adquiridos no computador, salvar e analisar os dados calibre SHPB tensão (que é discutido na próxima seção) para assegurar que o procedimento de teste está funcionando corretamente. </li><li> Colocar a amostra cilíndrica entre o incidente e transmitida bar e, em seguida, fechar a câmara de amostras confinamento. NOTA: Certifique-se de que nenhum pré-condicionamento é realizada na amostra. </li><li> Executar tarefas 3,4-3,7 com a amostra colocada entre o incidente e transmitida bar. NOTA: Verifique se a linha central da amostra é o mesmo que a linha central bar. Antes proceeding, verifique também se a amostra não é compactado, mas permanece na mesma geometria como extraída anteriormente. </li><li> Após a conclusão do teste, utilize sanitário descartável limpa para remover os resíduos de amostra a partir da barra incidente, bar transmitida, e câmara de confinamento amostra. Elimine todos os detritos e limpa em sacos de segurança de risco biológico. </li><li> Higienizar a bares e amostra confinamento câmara utilizando uma solução de limpeza 70% de etanol e toalhetes sanitários. </li></ol> 4. SHPB Dados pós-processamento <ol><li> Abra o &quot;MSU High Rate Software 19&quot; para a análise de ondas Hopkinson Bar. </li><li> Comece o software examinando a janela Configurações e escolher a opção &quot;Tensão / Compression&quot; na aba Modo de teste uniaxial. Além disso, selecione &quot;2 Gages&quot; na guia Medidores e clique em &quot;Continue&quot;. </li><li> Na janela principal, selecione o Open File 1 Tab, e navegue até a onda incidente de dados a partir do registro de strain gage na incident bar. Selecione a guia Arquivo Abrir 2 para importar o bar transmitida registro strain gage. </li><li> Selecione a guia Parâmetros na janela principal e inserir os parâmetros físicos da configuração do teste, incluindo: dimensões de barra, tensão de esticar fatores, posições strain gage e constantes dispersão viscoelástico. Clique em &quot;Continuar&quot;. </li><li> Em seguida, selecione a guia Dados Selecione na janela principal e use as barras de cursor para reduzir o conjunto de dados para apenas a quantidade de dados que contêm o incidente, refletida e transmitida ondas. Clique em &quot;Continuar&quot;. </li><li> Em seguida, selecione a guia Waves Selecione na janela principal e use as barras de cursor para limitar a onda incidente na Onda incidente Graph, a onda refletida na onda Graph refletida, ea onda transmitida na onda Graph Transmissíveis. Clique em &quot;Continuar&quot;. </li><li> Depois disso, selecione a guia correta na janela principal para permitir que o software para corrigir a dispersão viscoelástico 20-21. </li><li> Nãow selecionar o Deslocamento de separador na janela principal. No gráfico de onda, utilize o cursor para arrastar o incidente, refletida e transmitida ondas para a mesma posição inicial no tempo, selecionando cada um individualmente na onda Select Tab. Ver todas as ondas no gráfico de dados. Depois de concluído, clique em &quot;Continuar&quot;. </li><li> No arquivo de resultados, salvar a carga, deslocamento, posição e velocidade, perfis, clicando em &quot;Salvar como&quot;. </li><li> Use os métodos convencionais de Microsoft Excel (ou qualquer outro software de planilha eletrônica) para calcular verdadeiro estresse e deformação real usando as dimensões do espécime medido antes do ensaio Hopkinson Bar. </li></ol> Modelagem 5. SHPB Finite Element <ol><li> Usando o software comercial de elementos finitos (FE), criar um modelo FE da configuração SHPB. NOTA: Use as mesmas geometrias e propriedades do material. </li><li> Atribuir uma velocidade inicial para o modelo FE da barra atacante para inicializar a simulação FE. NOTA: A velocidadedo atacante bar deve corresponder ao que no experimento SHPB para uma taxa de estirpe particular 9. </li><li> Criar um modelo FE da configuração SHPB sem uma amostra colocada entre o incidente e bares transmissíveis. Executar a simulação FE. NOTA: A velocidade simulada bar atacante deve corresponder à velocidade bar atacante experimental sob a condição de &quot;não-amostra&quot;. Atribuir propriedades dos materiais indicados na Tabela 1 para as barras poliméricos. </li><li> Verifique se as medições strain gage (mancha em função do tempo) no experimento e simulação FE estão em bom acordo. </li><li> Incorporar a amostra biomaterial no modelo FE da configuração SHPB. Atribuir a implementação tridimensional (em formato de arquivo vumat 22) do material modelo ISV para a amostra de 11 biomaterial. </li><li> Realizar um estudo de malha refinamento usando três diferentes tamanhos de malha e, em seguida, analisar os resultados para determinar se as soluções convergem. NOTA: A malhatamanho corresponde ao número total de hexaedro e / ou elementos tetraédricos que compreendem o modelo de FEC. Selecione o modelo FE com o tamanho menor de malha que converge após novas simulações 9. </li><li> Conduzir a two-step FE calibração do modelo. No primeiro passo, carregar os dados experimentais para o unidimensional implementar do material modelo ISV. </li><li> Calibrar a curva de tensão-mancha verdadeira da experiência com a verdadeira curva tensão-deformação do modelo, ajustando os parâmetros do modelo material de ISV (ver Tabela 1). NOTA: Mais iterações são necessárias porque os dados SHPB experimental é tridimensional na natureza, enquanto o modelo de material é unidimensional. </li><li> Atribuir as constantes materiais ISV à amostra biomaterial no modelo FE da configuração SHPB. </li><li> Executar a simulação FE com a velocidade barra avançado e taxa de deformação da amostra correspondente a estirpe os testes SHPB na mesma taxa de deformação. </li><li> Compare as medições strain gage de experimento e simulação FE para boa concordância (tensão em função do tempo). NOTA: Se não houver concordância entre as simulações FE e valores calibre experimento tensão, prossiga para a segunda etapa do processo de calibração do modelo. Caso contrário, repita Tarefas 5,7-5,11. </li><li> Na segunda etapa da calibração do modelo FE, execute os dados strain gage simulação SHPB FE experimentar software de pós-processamento, software MSU High Rate 19-21. NOTA: Se a verdadeira resposta de tensão-deformação simulado compara à verdadeira resposta de tensão-deformação experimental, em seguida, a dois passos FE calibração do modelo foi concluída. Caso contrário, repita Tarefas 5,7-5,12. </li><li> Executar um volume médio da direção de carregamento (Σ 33) estresse ao longo dos elementos central da amostra modelo FE. NOTA: Se esse estresse está em bom acordo com a curva de tensão-deformação do unidimensional ISV resultado modelo material, então os resultados obtidos através de Tarefas 5.7-5,12 São totalmente calibrado. Caso contrário, repita Tarefas 5,7-5,13. A verdadeira resposta de tensão-deformação capturado através da implementação de uma dimensão do modelo de material ISV representa a verdadeira resposta de tensão-deformação uniaxial de um biomaterial que foi testado em uma configuração SHPB. </li></ol>

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Os autores declaram que não há conflito de interesses com todos os materiais relacionados a esta publicação.

A metodologia informou que casais do experimento SHPB e modelagem FE da SHPB oferece uma nova e única técnica para avaliar a verdadeira resposta de tensão-deformação uniaxial de um biomaterial em altas taxas de deformação. A fim de obter as propriedades mecânicas intrínsecas no tecido nativo, deve ser tomado cuidado para manter a amostra biomaterial entre 5,56-7,22 ° C antes do teste SHPB. Se a amostra for arrefecida abaixo de 5,56 ° C, a água presente no tecido começa a cristalizar-se em gelo e, subsequent...

Motivação O objetivo fundamental da divisão acoplada - Hopkinson Bar Pressão (SHPB) experimento / modelagem de elemento finito de biomateriais macios (tais como cérebro, fígado, tendão, gordura, etc.) foi extrair seus comportamentos mecânicos uniaxiais para posterior aplicação no corpo humano FE simulações sob cargas mecânicas prejudiciais. A Finite Element modelo corpo humano (FE) é constituído por uma malha corpo humano detalhado e uma história modelo (ISV) de material variável dependente multiscale viscoelástico-viscoplástico Estado Interno para vários órgãos humanos. Este modelo corpo humano pode ser usado para um quadro para construir melhores normas para proteção de danos, para projetar equipamentos de proteção inovadora e permitir veicular projeto centric ocupante. Dois modos de lesão taxa alta têm sido amplamente observada em trauma humano: explosão explosivo e impacto brusco. Danos Blast from armamento explosivo é a principal fonte de traumatic lesão (TI) ea principal causa de morte no campo de batalha 1. Quando detonadas, esses explosivos formar uma onda de choque para fora propagação que produz acelerações e deformações grandes e abruptas. As cargas resultantes representam sérias ameaças para as pessoas expostas. Embora qualquer parte da anatomia podem ser feridos por ondas de choque, as áreas principais de preocupação são (1) a extremidade inferior devido à sua proximidade com o solo, e (2) a cabeça desde lesões podem inibir a função normal do cérebro e sobrevivência 2 , 3. Estas lesões podem ser classificadas como lesões primárias, secundárias, ou terciárias, dependendo do tipo de lesão sofrida. Uma vez que a força de um explosivo é caracterizada pelo seu tamanho ou peso, distância de afastamento, a duração de impulsos positiva, e meio através do qual se desloca, pode ser difícil para categorizar adequadamente estas lesões 3-6. Relatórios do Congresso indicam que os militares sofreram quase 179 mil lesões traumáticas devido ao explosivoarmamento e veículos falhas no Iraque e no Afeganistão de 2000 a março 2010 2. Devido à natureza e locais de combate moderno, lesões na cabeça são uma preocupação principal para ambos os militares e civis 3. Além de cenários de combate, TI tem uma variedade de causas, incluindo trauma automotiva; rodeio, motocicleta e acidentes domésticos; e lesões esportivas. Por exemplo, apesar das melhorias em equipamentos e protocolos de segurança, induzida mecanicamente traumatismo crânio-encefálico (TCE) continua a ser a principal fonte de mortalidade e morbidade ao longo da vida em os EUA O Centro de Controle e Prevenção de Doenças (CDC) informa que há aproximadamente 1,4 milhões de eventos de TBI cada ano, dos quais cerca de 50.000 são fatais. Futebol americano responde sozinho por mais de 300.000 TBIs a cada ano 7. Os sobreviventes de tais lesões estão em risco de complicações neurológicas de longo prazo relacionados com a sensação, cognição e comunicação. Neste momento, existem cerca de5,3 milhões de americanos que vivem com essas desvantagens crônicas e incapacidades. US custos médicos diretos e indiretos 2000-2010 totalizou 60.000 milhões dólares 8. No entanto, estes números não levam em conta os custos e perdas não-médicos, ou os custos suportados pelas famílias e amigos que apoiam vítimas de TCE. Além da análise econômica puramente, deficiência induzida pelo TCE cria uma redução significativa na qualidade de vida que pode se manifestar como um encargo significativo para as famílias ea sociedade. A necessidade de uma maior compreensão da formação, caracterização, e prevenção de TI é clara. Estudos biomecânicos dos mecanismos subjacentes que causam TI fornecer uma visão e oportunidade de reduzir a exposição ou melhorar características de segurança para aqueles com risco potencial de TI. Além disso, mais avanço da compreensão geral de formação de TI pode melhorar os métodos de diagnóstico e critérios, fornecendo aos profissionais médicos que tratam de TI com melhores meios de melhorar o resultados e salvar vidas. Um melhor conhecimento dos mecanismos de lesão e uma melhor compreensão da biomecânica do desenvolvimento lesão são necessários para desenvolver medidas de protecção eficazes para o corpo humano. Historicamente, as simulações que visam lesões prevendo foram dificultadas por restrições computacionais, bem como a fidelidade do anatômica e modelos de materiais empregados. Simulações de corpo inteiro têm incidido sobre as cargas gerais sobre cada parte do corpo, mas o local de estresse, tensão, e os danos em cada órgão, músculo, osso, etc, não foi observado. Por exemplo, modelos momento ombro usar as dimensões do braço, a carga, e o ângulo de pesquisa aplicado para valores tabulares que especificam se ou não uma situação particular é perigoso. Um cálculo de que a natureza é útil para as estimativas rápidas, mas não pode capturar o que está acontecendo no local da mão todo o caminho até o ombro, especialmente quando danos e lesões são intrinsecamente local. Em segundo lugar, FE ssimulacoes e têm sido utilizadas para capturar a resposta local. A limitação a estes esforços não foi em si FEA, mas os modelos de materiais que definem o comportamento de cada parte do corpo sob cargas de prejuízo explosão. Modelos de materiais anteriormente utilizados são adaptados a partir de materiais simples e não têm se esforçado para captar a miríade de comportamentos mecânicos complexos exibidas por tecidos biológicos. Portanto, de alta fidelidade modelos computacionais com modelos de materiais ISV para órgãos do corpo humano representam a forma mais realista de investigar a física e biomecânica de TIs, para projetar equipamentos de proteção inovadora, e de estabelecer melhores condições para métricas de prejuízo. Fundo em Split-Hopkinson Bar Pressão (SHPB) e variável de estado interno (ISV) Material Modelo Devido a questões éticas envolvidas com os ensaios in vivo de órgãos humanos e os problemas logísticos associados aos testes de cadáveres humanos em larga escala, o curresforço de investigação ent envolve experimentos mecânicos in vitro utilizando amostras preparadas a partir de órgãos extraídos de substitutos de origem animal (por exemplo, porco como um substituto mais frequentemente utilizado). SHPB polimérico tem sido o método preferido para ensaios in vitro biomateriais moles a elevadas taxas de deformação. Os comportamentos de deformação relevantes de testes SHPB e informações relacionadas danos do tecido correspondente dos aspectos microestruturais do tecido são incorporados em nossos modelos de materiais ISV para obter descrições de órgãos mecânicos 9-10. Estes modelos de material são então implementado no nosso modelo de corpo humano virtual para realizar FEA de várias lesões. Este processo permite-nos avançar para a meta de prever com precisão a física ea natureza de uma lesão para um determinado órgão sob diversas condições de carga mecânicos (induzida por explosão por exemplo, acidente de carro e impacto sem corte), sem a necessidade de uma maior experimentação física. A fim de descrever com precisão tele fenomenológico propriedades mecânicas, em especial a dependência da velocidade de carregamento de nível superior, dos biomateriais usados ​​nas simulações FE do corpo humano, SHPB experimentos foram realizados em biomateriais para obter respostas mecânicas dinâmicas em taxas de deformação pertencentes a ITs humano. Uma visão geral da configuração SHPB no Centro de Sistemas Avançados Veiculares (CAVS), Mississippi State University (MSU) é apresentado na Figura 1. Estudos anteriores demonstraram que o teste SHPB tem três grandes falhas associados 12-18. O primeiro e mais importante é o efeito de inércia de material, que se mostra na resposta mecânica de alta velocidade de deformação de um espécime de biomateriais como um pico inicial. De modo a ultrapassar este problema, os esforços de investigação anteriores sugeriram modificando a geometria do corpo de prova de forma cilíndrica ou cubóides de forma anular. Os comportamentos mecânicos resultantes de tais estudos eram diferentes from um do outro, porque a geometria da amostra afectada a propagação da onda, interacções de onda, e a resposta mecânica. Este tipo de modificação para a geometria da amostra conduziu a representações erradas do comportamento mecânico (estado de tensão multiaxial e não uniforme) do biomaterial. A segunda grande falha foi a incapacidade de manter o equilíbrio força dinâmica durante um teste. Os investigadores superou este problema, reduzindo a relação da espessura da amostra e o diâmetro e / ou congelação do tecido, antes do teste. Embora reduzindo a relação da espessura da amostra e o diâmetro abordaram a questão de equilíbrio força dinâmica, congelando o tecido ainda mais complicado o procedimento de teste, uma vez que as propriedades do material alterado devido à cristalização de água presente no tecido. Um número de estudos completamente abandonado o SHPB para evitar falhas acima mencionadas e usados ​​tubos de choque para obter a resposta de tempo de pressão em vários modelos animais (ratos, porcos, etc.). No entanto, estes ummodelos IMAL não dão unidimensionais comportamentos tensão-deformação uniaxiais necessárias para modelos de materiais utilizados em simulações FE. A terceira falha foi o fracasso da SHPB para dar uma dimensionais resultados de tensão-deformação, porque a amostra de tubulares devido à suavidade de material e a quantidade de teor de água presente na amostra. Assim, o SHPB apresenta um aparelho de teste viável para angariar dados de taxa de alta exigência. Para materiais macios, no entanto, induz a SHPB abaulamento que produz um estado de tensão tridimensional principalmente da pressão hidrostática, mas os dados de uma dimensão de tensão-deformação se desejado. Mostramos aqui como ainda se pode usar o SHPB para angariar a curva verdadeira tensão-deformação uniaxial unidimensional para calibração do modelo de material; Contudo, o processo envolvido na obtenção do verdadeiro curva de tensão-deformação uniaxial é complicada. Este processo inclui os dados experimentais multi-axiais e os resultados da simulação FE, e requer iterativo de recalibraçãoas constantes de material modelo. A implementação de um modelo tridimensional do material de ISV em MATLAB, também conhecido como simulador ponto material, requer dados experimentais unidimensionais para a calibração. Assim, o modelo de material ISV foi otimizada utilizando um processo de calibração sistemática. Aqui, os dados experimentais de ensaios SHPB foi considerada no contexto da formulação teoria ondulatória e equilíbrio força dinâmica (MSU High Rate Software). A fim de ter em conta a dispersão viscoelástico do SHPB polimérico, equações de dispersão viscoelástico, como relatado por Zhao et al. (2007), foram implementados em MSU Software High Rate. As equações de dispersão viscoelásticas ajudou a garantir uma força de equilíbrio dinâmico durante o teste. O simulador ponto material unidimensional foi então ajustado no contexto de um par experimento-FE metodologia de modelação até que os dois processos foram considerados suficientemente compatíveis, isto é, os dados de ambos estavam em boa concordância. Estes dados eramusado para ajustar as constantes materiais modelo ISV comparando (unidimensional) resposta mecânica do simulador resposta a materiais MATLAB e (unidimensional) espécime estresse central do modelo SHPB FE. Aqui componente de tensão exemplar do modelo FE foi ao longo da direção de carregamento de onda. Em seguida, o comportamento tridimensional do modelo exemplar FE foi calibrado de forma iterativa realizando simulações FE e ajuste constantes ISV para que média em volume direção de carregamento de estresse correlacionado bem com a verdadeira resposta de tensão-deformação experimental. Assim, um processo de optimização iterativa entre os dados experimentais, os resultados FE, e unidimensional material modelo ISV foi conduzido. A Tabela 1 apresenta um resumo das variáveis ​​de material modelo ISV (MSU TP Ver. 1.1) 11. O elemento mais importante dessa metodologia é a obtenção da resposta mecânica unidimensional do biomaterial e os seus parâmetros de materiaispara o modelo de material ISV, que contorna os problemas de testes SHPB do estresse-estado não-uniformidade. É também separa a resposta não linear inicial do biomaterial resultantes de efeitos de inércia e processa uma resposta mecânica que é intrínseca ao material. A metodologia acoplado também mostraram que uma alteração na geometria da amostra muda completamente o problema de fronteira Valor (BVP) e a direcção de carregamento verdadeira tensão-deformação da amostra. Como tal, o método acima mencionado pode ser usado com qualquer material modelo (fenomenológico microestrutural ou à base) para a calibração e, em seguida, simular comportamentos alta taxa de deformação de órgãos humanos sob cargas mecânicas prejudiciais.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="951">
	<tbody>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;width:699px;">Description</td>
			<td style="width:141px;">Provider</td>
			<td style="width:53px;"></td>
			<td style="width:59px;">Quantity</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">High pressure 316 stainless steel threaded pipe fitting, 1/2 male x 1/4 female pipe size, hex reducing bushing</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Type 316 stainless steel threaded pipe fitting, 3/4 male x 1/4 female, hex reducing bushing 150 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Easy-maintenance type 316SS ball valve, with 316 stainless steel ends, 1/2&#34; NPT female</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Easy-maintenance type 316SS ball valve, with 316 stainless steel ends, 3/4&#34; NPT female</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">ASME-code stainless steel pop-safety valve, 1/4 NPT male, 300 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Precision extreme-pressure 316SS pipe fitting, 1/2 x 1/2 pipe size, 1-7/8&#34; length, hex nipple</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">8</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">type 316 stainless steel threaded pipe fitting, 1/2 pipe size, tee, 150 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Test gauge with safety case, polyester case, standard, dry, 600 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Digital gauge, plastic case, 2-1/2&#34; dial, 1/4 bottom connection, 300 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Type 316 stainless steel 37 degree flared tube fitting, adapter for 1/4&#34; tube OD x 1/8&#34; NPT male pipe</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">12</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">303 stainless steel 37 degree JIC swivel fitting for 3/16&#34; ID</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">12</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">High-pressure chemical hose, 3/16&#34; ID, 0.312&#34; OD, 3000 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">6</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">High-Purity Gas Regulator Single-Stage, Nitrogen, 0-125 PSI, CGA #580</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Hose for Nitrogen Gas, Argon, and Oxygen Brass Fem Fittings, PTFE Hose, 3&#39;L, 1/4&#34; ID, 3600 PSI</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Extreme-Pressure 316 SS Threaded Pipe Fitting 1/4 X 1/4 Pipe Size, Hex Nipple</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">4</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Extreme-Pressure 316 SS Threaded Pipe Fitting 3/4 X 3/4 Pipe Size, Hex Nipple</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Extreme-Pressure 316 SS Threaded Pipe Fitting 1/4 Male X 1/8 Female Pipe Size, Hex Bushing</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Standard Brass Compression Tube Fitting Adapter for 1/4&#34; Tube OD X 1/4&#34; NPTF Male Pipe</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">4</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Kobalt 1/4 in Mini Regulator with Gauge</td>
			<td>Lowes</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">1/4&#34; x 25 ft polyethylene tubing</td>
			<td>Lowes</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">1-1/2&#34; Diameter Polycarbonate (PC) Rod</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">LTV-35 4-Way Valve Mead Fluid Dynamics</td>
			<td>Motion Industries</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Pneumatic double action actuator</td>
			<td>Valtronic</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Stainless Steel Ball Valve 1/2&#34;</td>
			<td>Valtronic</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Buckeye pressure vessel</td>
			<td>Buckeye</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="60">
			<td height="60" style="height:60px;">SR-4 General Purpose FAE-25-35SX Strain Gages</td>
			<td style="width:141px;">Micro-Measurement Vishay Precision Group</td>
			<td style="width:53px;"></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="60">
			<td height="60" style="height:60px;">M-M Signal Conditioning Amplifier 2310A</td>
			<td style="width:141px;">Micro-Measurement Vishay Precision Group</td>
			<td style="width:53px;"></td>
			<td align="right">1</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Laser ROLS-W optical sensor</td>
			<td>Monarch Instruments</td>
			<td></td>
			<td align="right">1</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

a coupled experiment-finite element modeling methodology for assessing high strain rate mechanical response of soft biomaterials

Este estudo oferece uma abordagem de simulação de elemento finito e experimental combinado (FE) para analisar o comportamento mecânico de biomateriais macios (por exemplo, cérebro, fígado, tendão, gordura, etc.) quando expostos a altas taxas de deformação. Este estudo utilizou um Split-Hopkinson Bar Pressão (SHPB) para gerar taxas de deformação de 100-1,500 sec -1. O SHPB empregue uma barra avançado que consiste de um material viscoelástico (policarbonato). Uma amostra do biomaterial foi obtida logo post-mortem e preparados para o ensaio SHPB. O espécime foi interposto entre o incidente e barras transmitidos, e os componentes pneumáticos do SHPB foram activadas para dirigir a barra avançado para a barra incidente. O impacto resultante gerou uma onda de tensão de compressão (ou seja onda incidente) que viajou através da barra de incidente. Quando a onda de tensão de compressão atingido o fim da barra incidente, uma porção continua para a frente através da amostra e transmitido barra (i.e. onda transmitida) enquanto outra parcela revertida através da barra incidente como uma onda de tração (isto é refletido onda). Estas ondas foram medidos utilizando extensômetros montados sobre o incidente e bares transmissíveis. O comportamento tensão-deformação verdadeira da amostra foi determinada a partir de equações com base na propagação de ondas e equilíbrio força dinâmica. A resposta de tensão-deformação experimental era tridimensional na natureza porque o espécime incharam. Como tal, a tensão hidrostática (primeiro invariante) foi utilizado para gerar a resposta de tensão-deformação. A fim de extrair o uniaxial (unidimensional) resposta mecânica do tecido, uma optimização iterativa acoplado foi realizada utilizando os resultados experimentais e análise de elementos finitos (FEA), que continha um modelo (ISV) Material de variável de estado interno usado para o tecido. O modelo de material ISV utilizado nas simulações FE da montagem experimental foi calibrado de forma iterativa (ou seja otimizado) aos dados experimentais, tais that do experimento e FEA valores strain gage e primeiro invariante de tensões estavam de acordo.

<html> A eficácia da metodologia acoplado é exemplificado na Figura 3. Aqui, a resposta experimental de tensão-deformação SHPB para o cérebro está num estado de tensão mais baixa (com uma tensão de pico de 0,32 MPa) em comparação com o estado de tensão do material unidimensional ponto simulador (com um valor de pico de 0,74 MPa), o que é semelhante à linha de centro da amostra FE média (elemento). Isto é devido à natureza de deformação que os biomateriais moles exposição. Porque as t...

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A Coupled Experiment-finite Element Modeling Methodology for Assessing High Strain Rate Mechanical Response of Soft Biomaterials

O estudo atual prescreve uma metodologia de simulação elemento finito-experimento juntamente para se obter a resposta mecânica dinâmica uniaxial de biomateriais moles (cérebro, fígado, tendão, gordura, etc.). Os resultados experimentais multiaxiais que surgiram por causa de abaulamento amostra obtida a partir de Split-Hopkinson Bar testes de pressão foram prestados a um comportamento uniaxial stress-strain verdadeiro quando simulado através da optimização iterativa da análise de elementos finitos do biomaterial.

A Element Modeling Metodologia Juntamente Experiment-finito para Avaliar alta Strain Rate Mechanical Response de Biomateriais macios

This study offers a combined experimental and finite element (FE) simulation approach for examining the mechanical behavior of soft biomaterials (e.g. ...

a-coupled-experiment-finite-element-modeling-methodology-for

Research

JoVE Journal

Bioengineering

12.4K visualizações.  Mississippi State University.  O estudo atual prescreve uma metodologia de simulação elemento finito-experimento juntamente para se obter a resposta mecânica dinâmica uniaxial de biomateriais moles (cérebro, fígado, tendão, gordura, etc.). Os resultados experimentais multiaxiais que surgiram por causa de abaulamento amostra obtida a partir de Split-Hopkinson Bar testes de pressão foram prestados a um comportamento uniaxial stress-strain verdadeiro quando simulado através da optimiza?...

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Microfabricated Platforms for Mechanically Dynamic Cell Culture

The ability to systematically probe in vitro cellular response to combinations of mechanobiological stimuli for tissue engineering, drug discovery or fundamental cell biology studies is limited by current bioreactor technologies, which cannot simultaneously apply a variety of mechanical stimuli to cultured cells. In order to address this issue, we have developed a series of microfabricated platforms designed to screen for the effects of mechanical stimuli in a high-throughput format. In this protocol, we demonstrate the fabrication of a microactuator array of vertically displaced posts on which the technology is based, and further demonstrate how this base technology can be modified to conduct high-throughput mechanically dynamic cell culture in both two-dimensional and three-dimensional culture paradigms.

In this protocol, we demonstrate the fabrication of a microactuator array of vertically displaced posts on which the technology is based, and how this base technology can be modified to conduct high-throughput mechanically dynamic cell culture in both two-dimensional and three-dimensional culture paradigms.

Plataformas microfabricated para cultura de células mecanicamente dinâmico

The ability to systematically probe in vitro cellular response to combinations of mechanobiological stimuli for tissue engineering, drug discovery or ...

Bioengenharia

Polymer Microarrays for High Throughput Discovery of Biomaterials

The discovery of novel biomaterials that are optimized for a specific biological application is readily achieved using polymer microarrays, which allows a combinatorial library of materials to be screened in a parallel, high throughput format1. Herein is described the formation and characterization of a polymer microarray using an on-chip photopolymerization technique 2. This involves mixing monomers at varied ratios to produce a library of monomer solutions, transferring the solution to a glass slide format using a robotic printing device and curing with UV irradiation. This format is readily amenable to many biological assays, including stem cell attachment and proliferation, cell sorting and low bacterial adhesion, allowing the ready identification of 'hit' materials that fulfill a specific biological criterion3-5. Furthermore, the use of high throughput surface characterization (HTSC) allows the biological performance to be correlated with physio-chemical properties, hence elucidating the biological-material interaction6. HTSC makes use of water contact angle (WCA) measurements, atomic force microscopy (AFM), X-ray photoelectron spectroscopy (XPS) and time-of-flight secondary ion mass spectrometry (ToF-SIMS). In particular, ToF-SIMS provides a chemically rich analysis of the sample that can be used to correlate the cell response with a molecular moiety. In some cases, the biological performance can be predicted from the ToF-SIMS spectra, demonstrating the chemical dependence of a biological-material interaction, and informing the development of hit materials5,3.

A description of the formation of a polymer microarray using an on-chip photopolymerization technique. The high throughput surface characterization using atomic force microscopy, water contact angle measurements, X-ray photoelectron spectroscopy and time of flight secondary ion mass spectrometry and a cell attachment assay is also described.

Microarrays de polímeros para Discovery High Throughput de Biomateriais

The discovery of novel biomaterials that are optimized for a specific biological application is readily achieved using polymer microarrays, which allows a ...

An Improved Mechanical Testing Method to Assess Bone-implant 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 nano-scale. As such, traditional methods of describing implant surfaces -&#160;namely numerical determinants of surface roughness -&#160;are inadequate for predicting in vivo performance. Biomechanical testing provides an accurate and comparative platform to analyze the performance of biomaterial surfaces. An improved mechanical testing method to test the anchorage of bone to candidate implant surfaces is presented. The method is applicable to both early and later stages of healing and can be employed for any range of chemically or mechanically modified surfaces -&#160;but not smooth surfaces. Custom rectangular implants are placed bilaterally in the distal femora of male Wistar rats and collected with the surrounding bone. Test specimens are prepared and potted using a novel breakaway mold and the disruption test is conducted using a mechanical testing machine. This method allows for alignment of the disruption force exactly perpendicular, or parallel, to the plane of the implant surface, and provides an accurate and reproducible means for isolating an exact peri-implant region for testing.

An improved method to mechanically test bone anchorage to candidate implant surfaces is presented. This method allows for alignment of the disruption force exactly perpendicular, or parallel, to the plane of the implant surface, and provides an accurate means to direct the disruption forces to an exact peri-implant region.

Um método melhorado Ensaios Mecânicos para Avaliar osso-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 ...

Fabrication and Implantation of Miniature Dual-element Strain Gages for Measuring In Vivo Gastrointestinal Contractions in Rodents.

Gastrointestinal dysfunction remains a major cause of morbidity and mortality. Indeed, gastrointestinal (GI) motility in health and disease remains an area of productive research with over 1,400 published animal studies in just the last 5 years. Numerous techniques have been developed for quantifying smooth muscle activity of the stomach, small intestine, and colon. In vitro and ex vivo techniques offer powerful tools for mechanistic studies of GI function, but outside the context of the integrated systems inherent to an intact organism. Typically, measuring in vivo smooth muscle contractions of the stomach has involved an anesthetized preparation coupled with the introduction of a surgically placed pressure sensor, a static pressure load such as a mildly inflated balloon or by distending the stomach with fluid under barostatically-controlled feedback. Yet many of these approaches present unique disadvantages regarding both the interpretation of results as well as applicability for in vivo use in conscious experimental animal models. The use of dual element strain gages that have been affixed to the serosal surface of the GI tract has offered numerous experimental advantages, which may continue to outweigh the disadvantages. Since these gages are not commercially available, this video presentation provides a detailed, step-by-step guide to the fabrication of the current design of these gages. The strain gage described in this protocol is a design for recording gastric motility in rats. This design has been modified for recording smooth muscle activity along the entire GI tract and requires only subtle variation in the overall fabrication. Representative data from the entire GI tract are included as well as discussion of analysis methods, data interpretation and presentation.

Fabrication and Implantation of Miniature Dual-element Strain Gages for Measuring In Vivo Gastrointestinal Contractions in Rodents.

The in vivo measurement of smooth muscle contractions along the gastrointestinal tract of laboratory animals remains a powerful, though underutilized, technique. Flexible, dual element strain gages are not commercially available and require fabrication. This protocol describes the construction of reliable, inexpensive strain gages for acute or chronic implantation in rodents.

Fabricação e Implantação de miniatura de elemento duplo Medidores de tensão para medição<em&gt; In Vivo</em&gt; Gastrointestinal Contrações em roedores.

Gastrointestinal dysfunction remains a major cause of morbidity and mortality. Indeed, gastrointestinal (GI) motility in health and disease remains an ...

An Experimental and Finite Element Protocol to Investigate the Transport of Neutral and Charged Solutes across Articular Cartilage

Osteoarthritis (OA) is a debilitating disease that is associated with degeneration of articular cartilage and subchondral bone. Degeneration of articular cartilage impairs its load-bearing function substantially as it experiences tremendous chemical degradation, i.e. proteoglycan loss and collagen fibril disruption. One promising way to investigate chemical damage mechanisms during OA is to expose the cartilage specimens to an external solute and monitor the diffusion of the molecules. The degree of cartilage damage (i.e. concentration and configuration of essential macromolecules) is associated with collisional energy loss of external solutes while moving across articular cartilage creates different diffusion characteristics compared to healthy cartilage. In this study, we introduce a protocol, which consists of several steps and is based on previously developed experimental micro-Computed Tomography (micro-CT) and finite element modeling. The transport of charged and uncharged iodinated molecules is first recorded using micro-CT, which is followed by applying biphasic-solute and multiphasic finite element models to obtain diffusion coefficients and fixed charge densities across cartilage zones.

We propose a protocol to investigate the transport of charged and uncharged molecules across articular cartilage with the aid of recently developed experimental and numerical methods.

Um Experimental e Finite Element protocolo para investigar o transporte de solutos neutras e carregadas em toda a cartilagem articular

Osteoarthritis (OA) is a debilitating disease that is associated with degeneration of articular cartilage and subchondral bone. Degeneration of articular ...

Magnetic Levitation Coupled with Portable Imaging and Analysis for Disease Diagnostics

Currently, many clinical diagnostic procedures are complex, costly, inefficient, and inaccessible to a large population in the world. The requirements for specialized equipment and trained personnel require that many diagnostic tests be performed at remote, centralized clinical laboratories. Magnetic levitation is a simple yet powerful technique and can be applied to levitate cells, which are suspended in a paramagnetic solution and placed in a magnetic field, at a position determined by equilibrium between a magnetic force and a buoyancy force. Here, we present a versatile platform technology designed for point-of-care diagnostics which uses magnetic levitation coupled to microscopic imaging and automated analysis to determine the density distribution of a patient's cells as a useful diagnostic indicator. We present two platforms operating on this principle: (i) a smartphone-compatible version of the technology, where the built-in smartphone camera is used to image cells in the magnetic field and a smartphone application processes the images and to measures the density distribution of the cells and (ii) a self-contained version where a camera board is used to capture images and an embedded processing unit with attached thin-film-transistor (TFT) screen measures and displays the results. Demonstrated applications include: (i) measuring the altered distribution of a cell population with a disease phenotype compared to a healthy phenotype, which is applied to sickle cell disease diagnosis, and (ii) separation of different cell types based on their characteristic densities, which is applied to separate white blood cells from red blood cells for white blood cell cytometry. These applications, as well as future extensions of the essential density-based measurements enabled by this portable, user-friendly platform technology, will significantly enhance disease diagnostic capabilities at the point of care.

We present a magnetic levitation technique coupled with automated imaging and analysis in both a smartphone-compatible device and a device with embedded imaging and processing. This is applied to measure the density distribution of cells with two demonstrated biomedical applications: sickle cell disease diagnosis and separating white and red blood cells.

Levitação magnética Juntamente com imagem Portátil e Análise para a doença Diagnostics

Currently, many clinical diagnostic procedures are complex, costly, inefficient, and inaccessible to a large population in the world. The requirements for ...

Quantification of Strain in a Porcine Model of Skin Expansion Using Multi-View Stereo and Isogeometric Kinematics

Tissue expansion is a popular technique in plastic and reconstructive surgery that grows skin in vivo for correction of large defects such as burns and giant congenital nevi. Despite its widespread use, planning and executing an expansion protocol is challenging due to the difficulty in measuring the deformation imposed at each inflation step and over the length of the procedure. Quantifying the deformation fields is crucial, as the distribution of stretch over time determines the rate and amount of skin grown at the end of the treatment. In this manuscript, we present a method to study tissue expansion in order to gain quantitative knowledge of the deformations induced during an expansion process. This experimental protocol incorporates multi-view stereo and isogeometric kinematic analysis in a porcine model of tissue expansion. Multi-view stereo allows three-dimensional geometric reconstruction from uncalibrated sequences of images. The isogeometric kinematic analysis uses splines to describe the regional deformations between smooth surfaces with few mesh points. Our protocol has the potential to bridge the gap between basic scientific inquiry regarding the mechanics of skin expansion and the clinical setting. Eventually, we expect that the knowledge gained with our methodology will enable treatment planning using computational simulations of skin deformation in a personalized manner.

This protocol uses multi-view stereo to generate three-dimensional (3D) models out of uncalibrated sequences of photographs, making it affordable and adjustable to a surgical setting. Strain maps between the 3D models are quantified with spline-based isogeometric kinematics, which facilitate representation of smooth surfaces over coarse meshes sharing the same parameterization.

Quantificação de Strain em um modelo suíno de expansão de pele Usando Multi-View Aparelho de som e Isogeometric Cinemática

Tissue expansion is a popular technique in plastic and reconstructive surgery that grows skin in vivo for correction of large defects such as burns and ...

Methodology for Biomimetic Chemical Neuromodulation of Rat Retinas with the Neurotransmitter Glutamate In Vitro

Photoreceptor degenerative diseases cause irreparable blindness through the progressive loss of photoreceptor cells in the retina. Retinal prostheses are an emerging treatment for photoreceptor degenerative diseases that seek to restore vision by artificially stimulating the surviving retinal neurons in the hope of eliciting comprehensible visual perception in patients. Current retinal prostheses have demonstrated success in restoring limited vision to patients using an array of electrodes to electrically stimulate the retina but face substantial physical barriers in restoring high acuity, natural vision to patients. Chemical neurostimulation using native neurotransmitters is a biomimetic alternative to electrical stimulation and could bypass the fundamental limitations associated with retinal prostheses using electrical neurostimulation. Specifically, chemical neurostimulation has the potential to restore more natural vision with comparable or better visual acuities to patients by injecting very small quantities of neurotransmitters, the same natural agents of communication used by retinal chemical synapses, at much finer resolution than current electrical prostheses. However, as a relatively unexplored stimulation paradigm, there is no established protocol for achieving chemical stimulation of the retina in vitro. The purpose of this work is to provide a detailed framework for accomplishing chemical stimulation of the retina for investigators who wish to study the potential of chemical neuromodulation of the retina or similar neural tissues in vitro. In this work, we describe the experimental setup and methodology for eliciting retinal ganglion cell (RGC) spike responses similar to visual light responses in wild-type and photoreceptor-degenerated wholemount rat retinas by injecting controlled volumes of the neurotransmitter glutamate into the subretinal space using glass micropipettes and a custom multiport microfluidic device. This methodology and protocol are general enough to be adapted for neuromodulation using other neurotransmitters or even other neural tissues.

Methodology for Biomimetic Chemical Neuromodulation of Rat Retinas with the Neurotransmitter Glutamate In Vitro

This protocol describes a novel method for investigating a form of chemical neurostimulation of wholemount rat retinas in vitro with the neurotransmitter glutamate. Chemical neurostimulation is a promising alternative to the conventional electrical neurostimulation of retinal neurons for treating irreversible blindness caused by photoreceptor degenerative diseases.

Metodologia para neuromodulação Biomimetic químico de Retinas de ratos com o neurotransmissor glutamato em Vitro

Photoreceptor degenerative diseases cause irreparable blindness through the progressive loss of photoreceptor cells in the retina. Retinal prostheses are ...

Stiffness Measurement of Soft Silicone Substrates for Mechanobiology Studies Using a Widefield Fluorescence Microscope

Soft tissues in the human body typically have stiffness in the kilopascal (kPa) range. Accordingly, silicone and hydrogel flexible substrates have been proven to be useful substrates for culturing cells in a physical microenvironment that partially mimics in vivo conditions. Here, we present a simple protocol for characterizing the Young's moduli of isotropic linear elastic substrates typically used for mechanobiology studies. The protocol consists of preparing a soft silicone substrate on a Petri dish or stiff silicone, coating the top surface of the silicone substrate with fluorescent beads, using a millimeter-scale sphere to indent the top surface (by gravity), imaging the fluorescent beads on the indented silicone surface using a fluorescence microscope, and analyzing the resultant images to calculate the Young's modulus of the silicone substrate. Coupling the substrate's top surface with a moduli extracellular matrix protein (in addition to the fluorescent beads) allows the silicone substrate to be readily used for cell plating and subsequent studies using traction force microscopy experiments. The use of stiff silicone, instead of a Petri dish, as the base of the soft silicone, enables the use of mechanobiology studies involving external stretch. A specific advantage of this protocol is that a widefield fluorescence microscope, which is commonly available in many labs, is the major equipment necessary for this procedure. We demonstrate this protocol by measuring the Young's modulus of soft silicone substrates of different elastic moduli.

Substrates with stiffness in the kilopascal-range are useful to study the response of cells to physiologically relevant micro-environment stiffness. Using just a widefield fluorescence microscope, the Young's modulus of soft silicone gels can be determined using an indentation with a suitable sphere.

Medição da rigidez de substratos de Silicone macio para estudos de Mechanobiology, usando um microscópio de fluorescência Widefield

Soft tissues in the human body typically have stiffness in the kilopascal (kPa) range. Accordingly, silicone and hydrogel flexible substrates have been ...

Biaxial Mechanical Characterizations of Atrioventricular Heart Valves

Extensive biaxial mechanical testing of the atrioventricular heart valve leaflets can be utilized to derive&#160;optimal parameters used in constitutive models, which provide a mathematical representation of the mechanical function of those structures. This presented biaxial mechanical testing protocol involves (i) tissue acquisition, (ii) the preparation of tissue specimens, (iii) biaxial mechanical testing, and (iv) postprocessing of the acquired data. First, tissue acquisition requires obtaining porcine or ovine hearts from a local Food and Drug Administration-approved abattoir for later dissection to retrieve the valve leaflets. Second, tissue preparation requires using tissue specimen cutters on the leaflet tissue to extract a clear zone for testing. Third, biaxial mechanical testing of the leaflet specimen requires the use of a commercial biaxial mechanical tester, which consists of force-controlled, displacement-controlled, and stress-relaxation testing protocols to characterize the leaflet tissue&#39;s mechanical properties. Finally, post-processing requires the use of data image correlation techniques and force and displacement readings to summarize the tissue&#39;s mechanical behaviors in response to external loading. In general, results from biaxial testing demonstrate that the leaflet tissues yield a nonlinear, anisotropic mechanical response. The presented biaxial testing procedure is advantageous to other methods since the method presented here allows for a more comprehensive characterization of the valve leaflet tissue under one unified testing scheme, as opposed to separate testing protocols on different tissue specimens. The proposed testing method has its limitations in that shear stress is potentially present in the tissue sample. However, any potential shear is presumed negligible.

This protocol involves characterizations of atrioventricular valve leaflets with force-controlled, displacement-controlled, and stress-relaxation biaxial mechanical testing procedures. Results acquired with this protocol can be used for constitutive model development to simulate the mechanical behavior of functioning valves under a finite element simulation framework.

Biaxial caracterizações mecânicas das válvulas cardíacas Atrioventricular

Extensive biaxial mechanical testing of the atrioventricular heart valve leaflets can be utilized to derive&#160;optimal parameters used in constitutive ...