Os autores gostariam de agradecer a Biomet 3i pelo seu contínuo apoio financeiro e, em particular Randy Goodman para ajudar no projeto e na fabricação de peças personalizadas. Spencer Bell é um destinatário de uma Bolsa de Pós-Graduação Industrial, fornecido pelas Ciências Nacionais e Conselho de Pesquisa em Engenharia do Canadá (NSERC). Também gostaríamos de agradecer ao Dr. John Brunski por seu feedback muito valioso durante a preparação do manuscrito.

1. Implant projeto, fabricação e Tratamento de Superfícies <ol><li> Fabricação implantes retangulares (dimensões 4 milímetros x 2,5 mm x 1.3 mm; comprimento x largura x altura) de titânio comercialmente puro (Ti cp). Perfurar um furo central para baixo ao longo eixo do implante (diâmetro = 0,7 mm) para facilitar a estabilidade do implante precoce no local cirúrgico e testes mecânicos posterior (Figura 1). </li><li> Tratar as superfícies superior e inferior do implante. <ol><li> Para criar duas superfícies diferentes, utilizar um tratamento padrão jacto de granalha (GB), para criar uma superfície microtopographically complexo. Além disso modificar metade dos implantes por meio da sobreposição de fosfato de cálcio (PAC) nanopartículas para criar uma superfície nanotopographically complexa. </li></ol></li></ol> Nota: Vários tratamentos químicos ou mecânicos podem ser aplicados para criar uma topografia da superfície desejada e / ou química, e estas irão depender da natureza do questi experimentalpara ser abordado. No exemplo aqui fornecido, um grupo de titânio comercialmente puro (Ticp) implantes foi submetida a decapagem com jacto de granalha (GB) - um processo subtractivo - para criar um microtopografia complexo. Metade dos implantes eram, em seguida, ainda modificado pela adição de fosfato de cálcio (PAC) nanocristais para criar um nanotopografia sobreposta (GB-DCD). Nota: Durante a visualização de micro-superfície do grão a jacto, em comparação com o nano superfície modificada, em ampliação de 10.000 X, não há nenhuma diferença óbvia em características de superfície. No entanto, quando visualizado a 100.000 X ampliação, diferenças tornam-se bastante evidente (Figura 2). Foi previamente mostrado que tais modificações de superfície têm efeitos profundos sobre a osteocondução 14. 2. Modelo Animal e Procedimento Cirúrgico <ol><li> Use jovens ratos machos Wistar (200-250 g) para este modelo. Todos os procedimentos devem ser aprovados pelo cuidado com animal localcomitês. Permitir animais livre acesso à água e ração. Nota: ratos Wistar foram selecionados para este procedimento, devido à experiência prévia com essa cepa de rato, mas outras cepas de rato poderia ser empregada. O acesso aos alimentos e a água pode ser alterada, dependendo da natureza do problema a ser abordado experimental. </li> <li> Ratos sedar usando anestesia inalatória administrado através de um cone de nariz: 4% de isoflurano em 1 LO 2 / min para a indução, 2% de isoflurano em 1 L de óxido nitroso e 0,6 LO 2 / min para manutenção. Realizar um teste toe-pitada padrão para garantir a sedação eficaz antes de continuar com o procedimento. </li><li> Administrar analgésico pré-e pós-operativamente através de uma injecção subcutânea de 0,01-0,05 mg / kg de buprenorfina. </li><li> Atribuir implantes por aleatorização parcial e coloque bilateralmente nas metáfises distais dos fêmures de ratos. Isto permite que um implante diferente, cada um a partir de uma selecção de diferentes topografias de superfície a ser comparard, em fémures contralateral, para optimizar a análise estatística. </li><li> Prepare os animais raspando e limpando o aspecto ântero-lateral de cada perna com 10% de Betadine. Para evitar a hipotermia, coloque uma almofada de circulação de água quente por baixo do rato anestesiado. </li><li> Usando um bisturi cirúrgico # 15, fazer uma incisão através da pele ao longo da face lateral da coxa, para expor o músculo. Exponha o fêmur distal com dissecção romba para desviar os corpos musculares de uma maneira minimamente invasiva. </li><li> Raspe a fina camada de periósteo que se sobrepõe ao fémur, utilizando-se um elevador periosteal, para expor completamente o osso cortical para a perfuração. Cuidados devem ser tomados para não danificar a placa de crescimento ou cartilagem articular do joelho durante a dissecção romba e remoção de periósteo. </li><li> Uma vez limpo e inspecionado, gire o fêmur lateralmente para expor a face anterior do fêmur distal (Figura 3A). </li><li> Para preparar o local da cirurgia, faça umranhura rectangular bicortical no meio do osso por meio de ambos os córtices. Para evitar o superaquecimento do tecido, irrigação salina deve ser mantida durante toda a perfuração por um assistente cirúrgico. Conduzir a perfuração em três etapas: <ol><li> Primeiro, perfurar o córtex anterior, exposta por dissecção, usando um 1,3 milímetros rebarba dental anexado a uma peça de mão dentária para criar dois furos 2,5 milímetros distante ao longo da linha média do fêmur. </li><li> Em seguida, use uma segunda broca (torção 1,3 milímetros rebarba dental) para estender esses buracos através do córtex oposto, resultando em buracos paralelos bicorticais. </li><li> Por fim, junte-se os furos com um terço de corte de lado rebarba personalizado no sentido proximal-distal, formando o local para o implante (Figura 3B). </li></ol></li><li> Passe uma sutura biodegradáveis ​​através do defeito ósseo realizada com agulha acoplada e retornar ao redor do córtex femoral externo. </li><li> Passe o implante sobre a extremidade livre do fio de sutura e guiá-lo para o defeito, waqui deve ser montado à pressão. Desta forma, o eixo longitudinal do implante devem ser orientadas perpendicularmente ao eixo longitudinal do fémur (Figura 3C). </li><li> Amarre a sutura ao redor da face lateral do fêmur para fornecer estabilidade do implante durante a recuperação pós-operatória e estágios iniciais de cura. Utilizar a sutura restante para fechar o tecido muscular e o tecido cutâneo reoppose usando grampos cirúrgicos (agrafos 9 mm). </li><li> Inspecionar locais cirúrgicos para sinais de infecção, e monitorar os animais diariamente para a capacidade ambulatorial comprometida. Excluir os animais que não se recuperam totalmente deambulação, ou aqueles que têm fraturas de fêmur em sacrifício, a partir de análise. </li></ol> 3. Amostra colheita <ol><li> Sacrificar animais aos 9 dias pós-operatórios por deslocamento cervical depois de exposição ao CO 2. </li><li> Após sacrifício, retire fêmures e limpa de tecidos moles. Armazenar imediatamente em solução tampão de sacarose a 15% para manter o tecido hydration na preparação para testes mecânicos (Figura 4A). Nota: As amostras são armazenadas em solução tampão de sacarose para manter a hidratação do tecido durante o transporte entre as instalações. Os espécimes vão gastar cerca de 2-3 horas em solução durante a preparação para o teste mecânico. </li> <li> Para preparar os espécimes para os testes mecânicos, a guarnição do osso para a largura dos implantes usando uma broca de diamante cilíndrica ligado a um sistema de alta velocidade. As amostras de teste finais consistem de dois arcos de osso associadas a cada face do implante (Figura 4B). Para arcos que caem durante a preparação ou transporte, atribuir um valor de ensaios mecânicos de 0 N. Nota: É importante a ser muito suave e precisa ao aparar os espécimes, a fim de evitar a danificação ou a interface de pré-esforço. Calo ósseo reparador pode crescer ao redor do longo eixo do implante e até mesmo para o buraco longitudinal. Tal osso excesso deve ser removido por trimming amostras com as dimensões exatas do implante retangular, uma vez que pode distorcer os resultados dos testes mecânicos. </li></ol> 4. Ensaios Mecânicos Um molde separatista personalizado foi projetado para pote cada espécime, a criação de um método reprodutível e preciso de preparação de amostras para ensaios mecânicos. A concepção permite que o isolamento de uma região de 0,5 mm de osso peri-implante para uma zona de teste consistente, enquanto mantém a amostra e centrado completamente na horizontal, durante o processo de envasamento, permitindo a aplicação de uma força directamente perpendicular à superfície do implante. Veja a Figura 5 para desenhos de engenharia completos e Figura 6 para os componentes finais. Nota: Conduta Todos os testes usando um aparelho de ensaios mecânicos, operando a uma velocidade de 30 mm / min. Para uma avaliação qualitativa do seguinte teste de osso residual, um microscópio de dissecção podem ser utilizadas. <ol><li> Envasamentodas amostras e Ensaios Mecânicos <ol><li> Retirar amostras da solução tampão sacarose e seco suavemente blot. </li><li> Espécime Posição no molde personalizado. Deslizar o pino horizontalmente através de orifícios nas paredes do molde e através do buraco no meio do implante. Colocar a placa estabilizadora no lado posterior do molde para estabilizar o implante (Figura 7). </li><li> Encher a base do molde com compósito dentário fluida e curar durante 60 segundos usando uma alta intensidade de luz de cura. Nota: É importante a escolha de um composto que não definida com uma reacção exotérmica, tal como o calor gerado pode influenciar as propriedades do tecido. </li><li> Após a cura, abra o molde e remover o bloco da amostra endurecido. Desenhar uma linha preta fina no marcador permanente sobre o arco lateral para fins de identificação. </li><li> Corrigir uma réplica pré-fabricada do corpo de prova em um vício, e centralizar a unidade na base do instrumento de ensaios mecânicos. </li><li> Fixar a amostra no vício e passar uma linha de nylon pelo furo no implante (Figura 8). Fixar as extremidades soltas para o centro da cruzeta em movimento. Para consistência, sempre rotular e testar o lateral pela primeira vez. Repetir o processo com o arco medial. </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>

Os autores receberam financiamento e materiais de apoio da Biomet 3i (Palm Beach Gardens, FL, EUA). Biomet 3i não tinha parte na elaboração deste manuscrito ou o desenho de experimentos descritos.

O modelo de teste mecânico aqui apresentado fornece um método melhorado para avaliar a ancoragem do osso sobre superfícies de implantes candidatas, uma vez que permite precisas perpendicular, ou paralela, o alinhamento da amostra de teste com o eixo da força de ruptura aplicado, e limita a zona de fractura dentro de meio milímetro da superfície do implante. O modelo pode ser facilmente incorporado em estudos que comparam a eficácia de qualquer gama de, quimicamente ou mecanicamente, as superfícies modificadas, mas não é adequado para superfícies lisas, uma vez que estes são facilmente retirado do osso durante a manipulação do espécime. Os implantes podem ser fabricados a partir de uma grande variedade de biomateriais. Os dados são recolhidos facilmente e, desde que o aparelho de teste mecânico está adequadamente calibrada, requerem a filtragem mínima. Cronologias diferentes podem ser utilizados para avaliar o desempenho mecânico em diferentes fases de cicatrização. Além disso, o modelo pode facilmente ser empregues em modelos animais de doença humana que comprcicatrização óssea omise incluindo, por exemplo, a diabetes, o tratamento com radiação, e doenças auto-imunes. O modelo foi desenhado para ratos Wistar machos, embora outras estirpes podem ser facilmente empregadas. A estrutura óssea de ratos, em particular do fêmur, enquanto pequeno, é capaz de suportar cargas ambulatoriais normais após receber o implante costume, e sua recuperação pós-operatória é rápida. Devido às geometrias simples utilizados, o design é fácil de escalar para modelos animais maiores. Embora seja possível levar a cabo uma operação semelhante em ratinhos, os fémures são significativamente menores, o que requer o uso de implantes de menor dimensão e apresenta desafios no tratamento do teste de ruptura. Como já tinha contratado com uma versão mais simples deste modelo em estudos voltados para os mecanismos biológicos que ocorrem durante a cura pontos iniciais, e empregaram 9 dias de pós-operatório o tempo de ponto, foi utilizado o mesmo ponto de tempo aqui. No entanto, este time período pode mudar, dependendo do desenho do estudo, e vários pontos de tempo pode mostrar a progressão do fenômeno de ancoragem com o tempo in vivo. Durante o desenvolvimento do modelo, muitos epóxis e cimentos de cura rápidos foram exploradas, muitas das quais eram inadequados devido a reacções exotérmicas, a expansão excessiva, &quot;absorção&quot; da solução não curada através do osso trabecular, e tempos de cura altamente variáveis. O compósito dentário fluido escolhido tem expansão mínima (cerca de 2%), a cura rapidamente sob a luz de cura, e apresenta a absorção da mínima. Além disso, o composto exibe nenhumas propriedades exotérmicas. Este material pode ser alterado, em vez de materiais disponíveis, mas é de importância crítica para testar rigorosamente o agente envasamento antes de iniciar o projeto. Este método produz valiosos dados comparativos biomecânicas como uma função do desenho da superfície do implante candidato. A principal vantagem deste immétodo é comprovada em limitar o plano incidente (fractura) para os primeiros 0,5 mm da superfície do implante, onde o osso é formado reparadora. Ele difere de outros métodos onde a fractura não é limitada para a zona peri-implante. Assim, o método apresentado, tal como explicado acima, os isolados com precisão uma região peri-implante definido - uma região que é consistente em todos os espécimes - enquanto também o alinhamento da amostra de modo a que a força aplicada é muito normal à superfície do implante, eliminando qualquer parcialidade devido ao desalinhamento. Isto é particularmente importante quando se quer monitorar a maturação do osso peri-implantar com o tempo. No entanto, deve salientar-se que o ensaio pode não fornecer informação biomecânico na interface osso / implante verdade em si, uma vez que não há osso considerável restante sobre a superfície após o teste. Anteriormente, foram usadas uma versão mais simples do presente método para definir a capacidade de topografia da superfície para tornar titanium superfícies de ligação ao osso 14, bem como no trabalho recente para delinear a importância biológica de diferentes graus de complexidade topográfica como uma função do tempo de cura 12. Enquanto que o teste simples é mais rápido do que é aqui apresentado, e não requer nenhum equipamento de envasamento personalizados, existe variação considerável na localização do plano de fractura. Além disso, o método também permite visualizar a rotação do espécimen de teste de 90 graus, de tal modo que o implante está alinhado verticalmente com o instrumento de teste mecânico. Nesta configuração é possível realizar ensaios de cisalhamento com a mesma configuração experimental - uma abordagem não é possível com outros métodos. No entanto, existem vários inconvenientes práticos que representam limitações. À medida que as amostras de teste são pequenos, pode ser o alinhamento das amostras de forma apropriada no molde durante o envasamento em relação a outros métodos morosos. Além disso, uma vez que a amostra é em vaso, que pode serdifícil de confirmar, a olho nu, a região peri-implantar exata, portanto, pode ser útil usar uma lupa, ou loop do joalheiro para visualizar com mais precisão a região peri-implantar. Por último, o método tem de ser feito de uma forma que evita a absorção de fluido por meio do composto trabéculas reparativa expostos na região peri-implante. Por fim, foi utilizada uma célula de carga de 1.000 N uma vez que este é o equipamento que temos disponível, mas uma célula de carga menor, na faixa de 50-100 N, seria mais apropriado para testes futuros, permitindo uma maior resolução e precisão nos dados de teste.

Avaliando a ancoragem do osso sobre superfícies de implantes endosseous tem sido o foco de considerável atenção, para o qual muitos métodos de teste mecânicos têm sido descritos 1,2. Todos estes métodos de impor uma força para romper o modelo de osso / implante a ser empregue, e pode ser agrupadas em cisalhamento, geralmente apresentado como de extracção ou modelos de pull-out 3,4, inverter binário 3,5, e os tipos de tracção 6, 7. Geralmente, em tais testes, quer de osso ou de materiais de implante 8 (no caso de vidros e cerâmicas quebradiças 9,10) é fracturada e, assumindo alguma forma de fixação tenha ocorrido, os restos de interface osso / implante (pelo menos parcialmente) intactos. Tais resultados experimentais significa não só que a força necessária para provocar a ruptura (ou ruptura) do modelo não é a força necessária para separar a interface osso / implante 11,12, mas também que a área de superfície complexa do plano de fractura criada pode ser refratária aomedição precisa. No entanto, tais ensaios podem ser clinicamente relevante, uma vez que proporcionam um medidor comparativo da capacidade de implantes de diferentes desenhos de superfície a ser ancorado no osso. No entanto, também deve-se notar que tais comparações são válidas apenas dentro de um modelo experimental, enquanto que as comparações entre os modelos experimentais são repleto de dificuldades desde investigadores usam diferentes espécies de animais exibindo ou lamelar ou tecido ósseo; trabecular ou osso cortical modelos de cura, e diferente mecânico geometrias e as condições de teste. Em um esforço para obter uma medição da resistência à tracção na interface osso / implante, muitos investigadores têm utilizado a área de superfície nominal do implante, para derivar um valor de &quot;força de tracção&quot;, uma vez que a resistência à tracção é medida como a força por unidade de área. Isto é claramente uma aproximação dada, conforme explicado acima, de que a interface osso / implante permanece intacta em muitos dos ensaios de desregulação empregared. Além da medição da área da superfície dos implantes, particularmente em superfícies topograficamente complexas, é limitada pela resolução da técnica de medição, como discutido por Ronald et al. 13 No entanto, tal como revisto por Brunski et al. 2, quando a área superficial nominal de um implante é tomado em consideração, as diferenças aparentes na &quot;força de tracção&quot; associado com diferentes desenhos de superfície de implante são negados, sugerindo que as superfícies de implante com maior área de superfície proporcionam maiores áreas de contacto com o osso / implante e, consequentemente, exige mais força para fracturar o modelo. Assim, a implicação é que mais topograficamente complexa superfícies podem aumentar o contato osteogênese, o que resulta em maior contato osso implante (BIC) e valores resultantes de ruptura mais elevadas em testes mecânicos. Contato osteogênese é o produto de dois fenômenos distintos: osteocondução e formação óssea. Na verdade, temos mostrado que aumenta de osteocondução em topógrafosuperfícies ticamente complexas possível quantificada medindo resultante BIC 14 e esses superfícies também resultar superior ruptura mecânica valoriza 12. No entanto, é salutar notar que o osso peri-implante pode formar através de dois mecanismos. Em células de contacto da osteogénese de origem mesenquimal migram para a superfície do implante (osteocondução), diferenciar-se em células de osso, e elaborar de novo na superfície da matriz óssea do implante (formação do osso). A primeira matriz óssea elaborado é uma linha de cimento mineralizado como visto na remodelação óssea normal 15 (há muita confusão na literatura sobre esta estrutura biológica mineralizado que às vezes é pensado para ser un-mineralizado 1 ou é sincretizado com todas as interfaces no osso 16 - para uma discussão completa sobre este tema ver Davies e Hosseini 17). Contato osteogênese é uma condição essencial para o fenômeno do osso-Ligação, mas não é essencial para o crescimento ósseo 18. A linha de cimento mineralizado do osso é mecanicamente mais fraco do que o compartimento de colagénio mineralizado de osso 19. Assim, intuitivamente, se a interdigitação de matriz de linha de cimento com características nano implante é em comparação com o tecido ósseo em crescimento em macro características do implante, então a força mecânica necessária para romper a primeira seria, razoavelmente, ser prevista para ser menor do que o segundo, e nós demonstraram recentemente esta experimentalmente 12. Óssea peri-implantar também pode formar por osteogênese distância. Nesse caso, o osso é depositado sobre a superfície do osso velho e torna-se progressivamente para mais perto da superfície do implante resultando numa interface compreendendo matriz amorfa e os restos de células osteogénicas 20. Em geral, a osteogênese distância está associada a superfícies de implantes endósseos suaves, ou usinadas e é visto frequentemente na cicatrização do osso cortical, enquanto microtopographicasuperfícies lly complexos estão associados com o contato osteogênese que é mais típico de cicatrização óssea trabecular. Modelos de teste de tração, utilizando superfícies de implantes lisos e reparo ósseo cortical foram capazes de testar as propriedades adesivas deste amorfo ausente matriz biológica da osteogênese de contato associadas a superfícies topograficamente complexos, e têm demonstrado que a chamada união &quot;bioquímico&quot; que ocorre fornece uma componente menor dos valores de &quot;resistência à tração&quot;, relatou com superfícies topograficamente complexas 21. Pelo contrário, utilizando um modelo de cura de osso trabecular, Wong et al. Mostrou 22 &quot;uma excelente correlação&quot; entre o implante e a rugosidade da superfície de carga de extracção falha, e indicaram que a ligação química de facto um papel insignificante na ancoragem do osso para o implante superfície. Embora seja provável que tanto contato e osteogênese distância ocorrem, em diferentes graus, em todos endóssea peri-implant compartimentos de cura, superfícies microtopographically complexos têm se mostrado particularmente vantajoso na cicatrização óssea trabecular compartimentos 23. Estes últimos são classificados como Classe III ou Classe IV osso na literatura dental 24. Nosso propósito foi o de concentrar-se nos mecanismos de contato osteogênese ea ancoragem óssea / implante resultante que pode acontecer em um ambiente de cura óssea trabecular. Esta ancoragem, que é dependente da topografia da superfície do implante (veja acima), pode ocorrer em intervalos de-escala diferente. Por um lado, apenas as características do implante submicrométricas estão implicados em osso de ligação - como descrito por interdigitação da matriz de linha de cimento ósseo com essas superfícies, e visto em vidros bioactivos, de cerâmica e óxidos de metal reticulado. Por outro lado, o tecido (por vezes completo com vascularização sanguínea) osso pode crescer em multi-micron, ou macro-escala, características do implante superfícies 18. Ambos os casos result, em uma forma de ancoragem do osso à superfície do implante, embora os mecanismos são claramente diferentes. No entanto, uma falha comum da maioria dos métodos de testes mecânicos referenciados acima é alinhar a força de ruptura em um plano exactamente perpendicular, ou paralela à da superfície do implante (consoante o modo de tracção ou de corte é empregue). Relatamos aqui um método que supera essa limitação.

<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

Os recentes avanços na ciência dos materiais, levaram a um aumento substancial na complexidade topográfica da superfície do implante, tanto em um micro-e nano-escala. Como tal, os métodos tradicionais de descrever superfícies de implantes - Determinantes nomeadamente numéricos de rugosidade da superfície - são insuficientes para prever o desempenho in vivo. Teste biomecânico fornece uma plataforma precisa e comparativa para analisar o desempenho de superfícies de biomateriais. Um método melhorado de ensaios mecânicos para testar a ancoragem do osso sobre superfícies de implantes candidatos é apresentada. O método é aplicável a ambas as fases iniciais e posteriores de cura e pode ser utilizado para qualquer gama de superfícies quimicamente ou mecanicamente modificados - mas não as superfícies lisas. Implantes personalizados retangulares são colocados bilateralmente no fêmur distal de ratos Wistar machos e recolhidos com o osso circundante. Corpos de prova são preparados e vaso usando um romance molde separatista ea perturbaçãoensaio é realizado com uma máquina de ensaios mecânicos. Este método permite o alinhamento da força de ruptura exactamente perpendicular, ou paralela, em relação ao plano da superfície do implante, e proporciona um meio preciso e reprodutível para isolar uma região peri-implante exacto para o teste.

Todos os animais aumentaram sua atividade ambulatorial com o tempo após a sua recuperação da cirurgia. Isto é importante porque a carga tem efeitos diferenciados sobre topografias de faixas de escala diferentes, como já relatado recentemente 12. Uma curva representativa de força / deslocação para os espécimes de teste seguintes testes mecânicos é apresentada na Figura 9A, e os dados médios para cada uma das superfícies do implante são apresentados na Figura 9B. O valor da força máxima atingida por cada espécime foi registada e calculada a média para os valores do grupo de comparação (n = 28 por grupo). A superfície GB-DCD, com submicrométricas características topográficas sobrepostas na superfície microtopographically complexo subjacente, teve valores de força de ruptura significativamente mais elevadas do que o não modificado GB micro-superfície (p &lt;0,0001) (Figura 9B). Após a realização de ensaios mecânicos, pode-se observar que 92% dos espécimes dentro do alvo fracturadosed região peri-implante (Figura 10). <img alt="Figura 1" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/51221/51221fig1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/51221/51221fig1.jpg" /> Figura 1. Implantes retangulares projetado. As faces superior e inferior são os sítios primários de crescimento e aposição. Dimensões: 4 mm x 2,5 mm x 1,3 mm (comprimento x largura x altura) e furo de diâmetro 0,7 mm. <img alt="Figura 2" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/51221/51221fig2highres.jpg" src="/files/ftp_upload/51221/51221fig2.jpg" /> Figura 2. Emissão de campo SEM micrografias das superfícies dos implantes utilizados. Diferenças na topografia são difíceis de ver a 10.000 x ampliação (em cima), mas são muito aparentes em 100.000 X (em baixo). (A, C): GB e (B, D): amostras GB-DCD. <pclass = &quot;jove_content&quot; fo: manter-together.within-page = &quot;always&quot;&gt; <img alt="Figura 3" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/51221/51221fig3highres.jpg" src="/files/ftp_upload/51221/51221fig3.jpg" /> Figura 3. (A) Depois de expor o fêmur utilizando raspagem e remoção do periósteo, (B) um slot bicortical foi criado através de um processo de perfuração de 3 estágios, e (C) o implante foi press-instalado em local e apoiado com uma sutura biodegradáveis. <img alt="Figura 4" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/51221/51221fig4highres.jpg" src="/files/ftp_upload/51221/51221fig4.jpg" /> Figura 4. (A) Fémures foram colhidas a partir de animais sacrificados. Rectangular O implante é visível no fémur distai. (B) modelo de teste final com tanto um arco medial e lateral, de cada lado do implante. <p class="jove_content" fo:keep-together.dentro-page = &quot;always&quot;&gt; <img alt="Figura 5" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/51221/51221fig5highres.jpg" src="/files/ftp_upload/51221/51221fig5.jpg" /> Figura 5. Desenhos técnicos para o molde separatista personalizado usado para pote espécimes de testes mecânicos. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/51066/51066fig5highres.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver imagem ampliada.</a> <img alt="Figura 6" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/51221/51221fig6highres.jpg" src="/files/ftp_upload/51221/51221fig6.jpg" /> Projeto de molde Figura 6. Separatista personalizado para testes mecânicos. <img alt="Figura 7" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/51221/51221fig7highres.jpg" src="/files/ftp_upload/51221/51221fig7.jpg" /> Figura 7. Speci<html> homens envasadas em molde personalizado. <img alt="Figura 8" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/51221/51221fig8highres.jpg" src="/files/ftp_upload/51221/51221fig8.jpg" /> Figura 8. Espécime centrado no instrumento de teste mecânico antes do teste mecânico. <img alt="Figura 9" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/51221/51221fig9highres.jpg" src="/files/ftp_upload/51221/51221fig9.jpg" /> Figura 9. (A) curva de força Representante / alongamento gerado após o teste mecânico. (B) valores de força média ruptura (N) gravados a uma velocidade de 30 mm / min a 9 dias eutanásia tempo de ponto (n = 28 espécimes por grupo). (*) = Significado estatístico. 1221fig10highres.jpg &quot;src =&quot; / files/ftp_upload/51221/51221fig10.jpg &quot;/&gt; Figura 10. Quebrando padrões de arcos corticais ao redor dos implantes seguintes ensaios mecânicos.

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An Improved Mechanical Testing Method to Assess Bone-implant Anchorage

Uma melhor método para mecanicamente teste ancoragem óssea para superfícies de implantes candidatos é apresentada. Este método permite o alinhamento da força de ruptura exactamente perpendicular, ou paralela, em relação ao plano da superfície do implante, e proporciona um meio preciso para dirigir as forças de rompimento para uma região peri-implante exacta.

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 ...

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

Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Bioengineering

15.4K visualizações.  University of Toronto.  Uma melhor método para mecanicamente teste ancoragem óssea para superfícies de implantes candidatos é apresentada. Este método permite o alinhamento da força de ruptura exactamente perpendicular, ou paralela, em relação ao plano da superfície do implante, e proporciona um meio preciso para dirigir as forças de rompimento para uma região peri-implante exacta. 

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

Mechanical Testing of Mouse Carotid Arteries: from Newborn to Adult

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

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

Ensaios Mecânicos de Artérias Carótidas rato: de recém-nascido para Adultos

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

Bioengenharia

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.

Fabricação de chips microfluídicos e método para detectar a gripe

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.

Teste de suscetibilidade de antibiótico induzido por estresse em um chip

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

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

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

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

Um método aperfeiçoado para a preparação de colágeno tipo I Da Pele

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

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

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

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

Método e fixação instrumentada para teste de fratura do fêmur em posição de queda sobre--quadril lateral

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.

Um método para estimar cepas Cortical de fêmur cadavérico durante fratura testes usando a correlação de imagem Digital

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.

Uma plataforma de testes de desempenho para uma microbomba de condução com uma placa de eletrodos de cobre-folheada FR-4

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

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

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

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

Um milímetro escala Flexural sistema de testes para medir as propriedades mecânicas de espículas de esponja marinha

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.

Comportamentais de testes para avaliar déficits funcionais causados pela implantação de microeletrodos no córtex Motor rato roedor

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

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

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

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

Quantificação simultânea de kynureninas selecionadas analisadas por espectrometria de cromatografia líquida-massa em média coletada de culturas celulares cancerosas

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