This protocol was developed for research supported by the Natural Sciences and Engineering Research Council of Canada (grant RGPIN 401963).

O seguinte protocolo foi aprovado pelo Conselho de Ética em Pesquisa em Holland Bloorview Rehabilitation Hospital Kids. 1. Motor de calibração <ol><li> Ligue a placa do microcontrolador para o computador através de uma porta USB. </li><li> Usando o software microcontrolador original, fazer o upload do script personalizado &quot;, Motor_and_AccelerometerTest.ino&quot; à placa usando a conexão USB, clicando no ícone &quot;Enviar&quot;, indicado pela seta para a direita circulou. <ol><li> Certifique-se que o nível de vibração é definido como zero para colocar o motor no off-posição usando o comando &quot;analogWrite&quot;. O código deve ler &quot;analogWrite (vibe1,0);&quot;. </li><li> No código microcontrolador, especificar a largura de pulso modulada pino (PWM) de saída correspondente para o motor de interesse por inicializar a variável &quot;vibe1&quot;. Nota: gerar sinais PWM saídas analógicas aproximados a partir dos sinais digitais gerados pelo microcontrolador. Os pinos são Labeled numericamente na placa de microcontrolador física. Por exemplo, se o motor for ligado à saída de PWM pino de &#39;3&#39;, em seguida, assegurar que o &quot;int vibe1 = 3;&quot; é especificada no código. </li></ol></li><li> Ligue a saída do eixo z do acelerômetro tri-eixo a uma das portas de entrada analógica da placa do microcontrolador, e conecte o positivo e térreo leva a partir do acelerómetro a 5V e portos de terra (GND) da placa do microcontrolador, respectivamente. </li><li> Montar o acelerómetro para o motor de vibração, assegurando que o seu eixo-Z é ortogonal à superfície plana do motor, como mostrado na Figura 2, e colocar o motor sobre uma superfície dura. </li><li> Abra o arquivo &quot;Motor_Calibration.vi&quot; no software de aquisição de dados e conectar o microcontrolador para o computador através de uma porta USB. </li><li> Usando os campos previstos, especificar a porta serial para a entrada de microcontrolador, usando o menu suspenso, bem como a taxa de amostragem, e number de amostras a recolher. Nota: taxa de amostragem de 500 Hz é padrão para estas experiências para evitar aliasing da aceleração de dados, e 1.000 amostras são normalmente gravadas. </li><li> Usando o código &quot;Motor_and_Accelerometer.ino&quot;, especifique o ciclo de trabalho desejada dos pulsos PWM fornecida ao motor vibratório, mais uma vez usando o &quot;analogWrite&quot; comando e re-download do programa para o conselho microcontrolador controlar os motores (ver Passo 1.1 ). Por exemplo, para definir o número de pulsos a 100, o código deve ler &quot;analogWrite (vibe1,100);&quot;. A Tabela 1 apresenta os valores PWM e seus ciclos de trabalho correspondentes. </li><li> Usando a Transformada de Fourier de exibição Fast-(FFT) na interface &quot;MotorCalibration.vi&quot;, identificar o maior pico e registrar o valor da frequência de vibração correspondente (no eixo horizontal). </li><li> Repita os passos 1,7-1,8, ajustando os níveis PWM até que a freqüência desejada seja atingida, registrando cada pai PWM frequênciar. Por exemplo, se a segmentação uma frequência de 100 Hz, execute os passos 1,7-1,8 até que o maior pico ocorre sobre a marca de 100 Hz no eixo horizontal. Nota: Para os motores vibratórios utilizado no presente protocolo, as vibrações alvo deve estar no intervalo de 60-400 Hz para melhor atender as frequências de resposta dos mecanorreceptores na pele descritos na literatura 5,10,13. </li><li> Repita os passos 1.2.2 a 1.8 para cada motor, a gravação manualmente a relação PWM de frequência para cada motor com uma planilha ou lápis e papel. </li><li> Abra o arquivo &quot;Experiment_1.vi&quot;. Para cada motor, clique com o botão direito no menu frequência suspensa e selecione &quot;Propriedades&quot;. Sob a guia &quot;Editar Itens&quot;, use a tabela para entrar nas freqüências desejadas e os níveis de PWM correspondentes determinadas nos Passos 1,8-1,9. Selecione &quot;OK&quot; para sair. </li><li> Repita o passo 1.11 para cada arquivo de interface virtual (VI) do software de design do sistema para ser utilizado durante os testes (por exemplo, &quot;Experiment_2.vi &quot;,&quot; Experiment_3.vi &quot;, etc). </li></ol><img alt="Figura 2" src="/files/ftp_upload/54223/54223fig2.jpg" /> Figura 2. acelerómetro montado no motor. O acelerómetro eixo tri (verde) está montado no motor com a sua moeda ortogonal do eixo z com a superfície plana do motor para a calibração. Cada motor foi activada utilizando diferentes ciclos de trabalho, e as freqüências de vibração correspondentes foram registrados pelo acelerómetro. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/54223/54223fig2large.jpg" target="_blank">Por favor clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a> 2. Colocar os Motors <ol><li> Uma vez que todos os motores têm sido calibrado (seção 2), montá-los para a coxa. <ol><li> Para atingir os resultados descritos neste manuscrito, colocar o motor de um em cada uma das faces anterior, posterior, medial, e as superfícies laterais da coxa, aproximadamente a meio caminho sejainterpolar o trocânter maior e côndilo femoral lateral (ou extremidade distal do membro para amputados acima do joelho). Nota: As localizações específicas de cada motor pode variar, dependendo das questões de pesquisa e as regiões de interesse, e pode ser afectada por factores anatómicos e fisiológicos, tais como o tipo e a distribuição espacial de mecanorreceptores na pele. </li></ol></li><li> Anexar motores diretamente sobre a pele usando fita dupla face. Nota: Raspar a região em torno de cada um dos motores não é necessária, mas pode melhorar a sua aderência à pele (Figura 3). Para aplicações em que os efeitos de roupa, um forro de prótese, ou algum outro material sobre a percepção do usuário são de interesse, colocar os motores em cima do referido material, em vez de contra a pele. </li></ol><img alt="Figura 3" src="/files/ftp_upload/54223/54223fig3.jpg" /> Figura Plataforma 3. Teste de Experimentação. Uma plataforma de teste personalizado foi construído para casa tele microcontrolador placas e botões. Motors pode ser conectado diretamente na pele (como mostrado), ou com um forro de prótese entre o motor e pele. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/54223/54223fig3large.jpg" target="_blank">Por favor clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a> 3. Experiência 1: aplicação de estímulos e Reação Tempo de gravação <ol><li> Re-flash da placa do microcontrolador com o firmware para permitir o controle do conselho através do software de aquisição de dados, abrindo o arquivo &quot;LVIFA_Base.pde&quot; com o pacote de software que acompanha o controlador, e repetindo o passo 1.1, substituindo &quot;Motor_and_Accelerometer_Test.ino&quot; com o &quot; LVIFA_Base.pde &quot;script. </li><li> Ligue o botão de pressão diretamente a uma das portas USB do computador usando um conector serial-to-USB. Certifique-se que todos os drivers necessários estão instalados. </li><li> Abra a interface &quot;Experiment_1.vi&quot;. </li><li> Especifique o número de sérieportas para a placa de microcontrolador ligado aos motores, e de botão, selecionando os números de identificação da porta serial correspondentes nos menus suspensos rotulados como &quot;Motor de Entrada&quot; e &quot;Botão Verde&quot;, respectivamente. Identificar os números de identificação de porta serial usando utilitário Gerenciador de Dispositivos do sistema operacional do computador. </li><li> Selecione o arquivo para registrar os resultados e iniciar o programa. </li><li> Selecionar os motores e as frequências de ser activado através da selecção de menus suspensos para cada motor na interface &quot;Experiment_1.vi&quot;. Ter a imprensa participante do botão de pressão com a perna em que o feedback é aplicado quando uma vibração é sentida. Depois que o botão foi pressionado, confirme a resposta na interface do software de aquisição de dados, observando que o relógio parou de contagem, e redefinir os motores para a próxima prova, selecionando o novo conjunto de frequências a partir dos menus suspensos. </li><li> Uma vez que o experimento é concluído, utilize o drmenus opdown para retornar todas as frequências do motor para a posição zero e selecione o botão &quot;Programa Stop&quot; para terminar a ligação à placa de controle motor. </li></ol> 4. Experiência 2: A distinção entre estímulos Nota: Esta experiência pode ser conduzida de forma totalmente independente da Experiência 1. Um único motor ou a vários motores pode ser utilizada. As localizações específicas dos motores pode variar dependendo da aplicação e de investigação perguntas. <ol><li> Conecte um segundo botão de pressão para outra porta USB utilizando um conector serial-USB. </li><li> Abra a interface de aquisição de dados &quot;Experiment_2.vi&quot;. </li><li> Coloque os motores nas localizações e configurações necessárias para a aplicação de pesquisa específica. Por exemplo, colocar os motores individuais sobre a coxa, a meio caminho entre o trocânter maior e côndilo femoral lateral (ou a extremidade distai do membro para amputados), em cada uma das faces anterior, posterior, lateral, e superfícies mediais da coxa a examine a sensibilidade de frequência em cada uma destas porções de perna 10,11. </li><li> Especificar as portas seriais para a placa de microcontrolador e os dois botões de pressão, usando o mesmo procedimento do passo 3.4. Certifique-se notar que de botão é atribuído a cada porta. </li><li> Selecione os motores específicos a serem activadas e a sequência desejada de frequências, clicando nos ícones &quot;motor&quot; na interface do software. Por exemplo, suponha que três frequências estão a ser testados, tais como 140 Hz, 180 Hz, 220 Hz e. Uma série de ensaios pode ser (1) de 180 Hz seguido de 140 Hz, (2) 220 Hz seguido de 140 Hz, e (3) 180 Hz seguido de 220 Hz. </li><li> Introduza o atraso hora de início e duração da estimulação. 1,5 seg é típico, tanto para o atraso e tempos de estimulação. </li><li> Inicie o programa. Nota: O após o atraso especificado no Passo 4.6, o programa vai activar o motor (es) com a sequência de frequências emparelhadas escolhidas na etapa 4.5. Por exemplo, se x 180 Hz 220 Hz foi de SEselecionada na etapa 4.5, o motor correspondente irá primeiro vibrar em 180 Hz para o período especificado antes de mudar para 220 Hz. </li><li> Ter o participante prima um dos dois botões de accionamento de escolher se a segunda frequência percebida foi maior ou menor do que o primeiro. As respostas serão automaticamente registrados pelo programa. </li></ol>

<ol>
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J., Andrysek, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+effects+of+cognitive+load+and+prosthetic+liner+on+volitional+response+times+to+vibrotactile+feedback.">The effects of cognitive load and prosthetic liner on volitional response times to vibrotactile feedback.</a> J. Rehabil. Res. Dev. , (2016).</li><li>Crea, S., Cipriani, C., Donati, M., Carrozza, M. C., Vitiello, N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Providing+Time-Discrete+Gait+Information+by+Wearable+Feedback+Apparatus+for+Lower-Limb+Amputees:+Usability+and+Functional+Validation.">Providing Time-Discrete Gait Information by Wearable Feedback Apparatus for Lower-Limb Amputees: Usability and Functional Validation.</a> IEEE Trans. Neural Syst. Rehabil. Eng. 23 (2), 250-257 (2015).</li><li>Bolanowski, S. J., Gescheider, G. A., Verrillo, R. T., Checkosky, C. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Four+channels+mediate+the+mechanical+aspects+of+touch.">Four channels mediate the mechanical aspects of touch.</a> J. Acoust. Soc. Am. 84 (5), 1680-1694 (1988).</li><li>Giggins, O. M., Persson, U. M., Caulfield, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biofeedback+in+rehabilitation.">Biofeedback in rehabilitation.</a> J. Neuroeng. Rehabil. 10 (1), 60 (2013).</li><li>Shull, P. B., Jirattigalachote, W., Hunt, M. A., Cutkosky, M. R., Delp, S. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Quantified+self+and+human+movement:+A+review+on+the+clinical+impact+of+wearable+sensing+and+feedback+for+gait+analysis+and+intervention.">Quantified self and human movement: A review on the clinical impact of wearable sensing and feedback for gait analysis and intervention.</a> Gait Posture. 40 (1), 11-19 (2014).</li><li>Goodworth, A. D., Peterka, R. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Sensorimotor+integration+for+multisegmental+frontal+plane+balance+control+in+humans.">Sensorimotor integration for multisegmental frontal plane balance control in humans.</a> J. Neurophysiol. 107 (1), 12-28 (2012).</li></ol>

The authors have nothing to disclose.

O objectivo deste protocolo é fornecer a estrutura para avaliar parâmetros de estimulação em aplicações ASF por vibração. Especificamente, ele examina os efeitos da frequência de vibração, amplitude, localização e sequência, em resposta ao usuário sensório-motor. Esta estrutura pode ser construída e expandida para incorporar tipos adicionais ou alternativas de resposta do usuário que pode ser mais clinicamente relevante, como dobrar uma articulação ou deslocando o peso de uma perna para outra. Estes tipos de mudanças exigiria configurações ligeiramente diferentes de hardware, nomeadamente a substituição dos botões de pressão com dispositivos, tais como unidades de inércia de medição (imus) ou sensores de pressão, bem como as alterações de que a acompanham à interface virtual. Da mesma forma, embora o protocolo apresentado aqui requer o participante estar em uma posição sentada, apenas pequenas modificações de hardware seria necessário para fazer a transição para mais clinicamente posturas relevantes, tais como o equilíbrio em pé ou walensaios rei. Em ambos os experimentos, o botão de pressão (s) pode ser pressionada com a mão, perna, pé, ou por outros meios, dependendo da questão de pesquisa específica e resposta desejada. Além disso, estudos adicionais que empregam este protocolo básico pode ser usado para explorar os efeitos de diferentes estratégias de codificação de feedback, locais e incorporação em próteses novas ou já existentes. Por exemplo, ao implementar um feedback vibrotátil em próteses de membros inferiores, pode ser interessante examinar os efeitos do encaixe da prótese e liner sobre a sensibilidade do usuário aos estímulos. Embora os protocolos pormenorizados neste manuscrito requerem activação semi-manual dos motores vibratórios (através da interface), que pode ser facilmente modificado para permitir a activação do motor em resposta a medições cinéticas ou cinemáticos de sensores externos. Usando dispositivos de medição, tais como Imus, goniômetros, sensores de pressões, etc., em vez do botão de pressão, os experimentos podem ser conducted para examinar vezes e precisão de resposta de usuário mais fisiologicamente relevantes ao feedback vibrotátil fornecido. Este tipo de estudo seria empregar um protocolos semelhantes aos descritos nas Experiências 1 e 2, mas seria necessário um sistema de controlo adicional para converter a entrada do sensor para instruções enviadas para os motores vibratórios, bem como alterações no software de aquisição de dados para fazer a interface com as novas alterações de hardware. Um exemplo de implementação de uma resposta fisiologicamente relevante é substituir o botão de pressão com um goniômetro para medir mudanças no ângulo do joelho. Para este tipo de experiência, o goniómetro seria montada na superfície lateral da articulação do joelho, e, em vez de pressionar o botão de pressão, os participantes serão instruídos a dobrar os joelhos para um ângulo do joelho pré-definido (por exemplo, 90 graus) sobre percepção de uma vibração do motor. os tempos de reacção do utilizador são, em seguida, definido como o tempo decorrido entre o estímulo aplicado e quando a uma juntaGLE liquida em ou perto do valor desejado (por exemplo, 90 ° ± 10 °). Movimento precisão também pode ser avaliada por cálculo do erro percentual entre o alvo e os ângulos obtidos. Ao longo dos últimos dez anos, um número de estudos têm explorado o uso de feedback vibrotátil em uma variedade de aplicações biomecânicas, incluindo a sua eficácia como uma ferramenta de formação para melhorar a marcha e equilíbrio 14,15. A maioria desses estudos têm-se centrado sobre as implicações clínicas do biofeedback, analisar quaisquer alterações nos parâmetros cinéticos ou cinemáticas específicas quando o feedback vibrotátil é aplicada. Como tal, a maioria dos protocolos de selecionar um único conjunto de parâmetros de estimulação, com poucas verificando a sensibilidade do usuário para localização de vibração, amplitude, ou padrão. O protocolo apresentado aqui serve como um primeiro passo no sentido de percepção do usuário entendimento para vibrotátil estímulos que devem ser realizadas antes de avaliar os efeitos desses estímulos sobre clin específicacondições políticas. Trabalho adicional, como o de Goodworth et al. 7,16, que explorou várias estratégias de codificação para traduzir as informações sensoriais em estímulos vibratórios e Crea et al. 12, que avaliou a sensibilidade do usuário para as mudanças nos padrões de vibração, complementar estas experiências para fornecer uma compreensão mais completa de como otimizar o feedback vibrotátil para aplicações biomecânicas específicas. Deve notar-se que uma limitação fundamental do presente sistema experimental, como acontece com outros sistemas descritos na literatura 5,6, encontra-se com os motores vibratórios, que a frequência de vibração e a magnitude par. Ou seja, aumentos ou diminuições na frequência de vibração são acompanhadas por mudanças proporcionais em amplitude. A separação destes dois parâmetros requer um tipo diferente de motor, tais como actuadores de ressonância lineares, bem como controladores de motor mais avançadas para alimentar os motores mais sofisticados. Additactualizações ional para o interface existente seria necessária para acomodar a nova ferragem e o parâmetro adicional amplitude. O processo de calibração é crítico para a execução bem sucedida destas experiências, e deve ser realizada de forma independente para cada motor usado nas experiências subsequentes. Embora a relação do ciclo de frequência direito deverá ser nominalmente o mesmo tipo de motores idênticos, pequenas diferenças na construção do motor pode resultar em mudanças não-trivial para frequências resultantes. Por exemplo, durante o desenvolvimento deste procedimento, uma frequência de 180 Hz alvo foi conseguida usando valores que variam 103-143 PWM para diferentes motores.

feedback sensorial artificial (ASF) pode ser definida como a prática de fornecer em tempo real informação biológica para indivíduos, com frequência compensando propriocepção comprometida ou outro mecanismo sensorial. ASF tem sido muito utilizado no campo da reabilitação de feridos ou deficientes para ajudar na recuperação de aspectos da função física e movimento 1-3, permitindo que os indivíduos para controlar processos físicos que antes eram uma resposta involuntária do sistema nervoso autônomo 4. Uma subcategoria de ASF, biofeedback biomecânico, usa sensores externos para medir parâmetros relativos ao equilíbrio ou cinemática da marcha, e comunicar essa informação ao indivíduo através de algum tipo de estímulo aplicado. Uma abordagem cada vez mais popular ao feedback biomecânico emprega pequenos motores de vibração, ou tactors, colocados em diferentes partes do corpo para fornecer espacial, bem como o feedback temporal. literatura prévia mostrou promising resultados suportam o uso de feedback vibrotátil em aplicações para indivíduos com amputações de membros inferiores, deficiências vestibulares e relacionadas com o envelhecimento perda de equilíbrio 5-9. Um profundo conhecimento dos mecanismos que controlam a percepção e resposta de um indivíduo a estímulos específicos é necessário para informar a implementação eficaz dos sistemas de ASF para diferentes aplicações. Para o feedback vibrotátil, chefe entre estes mecanismos são propriocepção e a resposta sensório-motor, especificamente a sensibilidade do usuário para as vibrações aplicadas eo tempo necessário para executar a reação desejada. Qualquer informação sensorial comunicada através de estímulos de vibração deve ser codificado como combinações específicas de frequência de vibração, amplitude, localização e sequência. Portanto, design de sistemas de ASF por vibração deve selecionar combinações de parâmetros para maximizar a percepção do usuário e interpretação dos estímulos, comobem como a pontualidade e precisão da resposta motora resultante. O objetivo deste protocolo é proporcionar uma plataforma a partir da qual para avaliar os tempos de resposta e precisão resposta a vários estímulos vibratórios para informar o desenho de sistemas de ASF para uso com diferentes populações sensório-prejudicada. Os métodos descritos aqui baseia-se em pesquisas anteriores explorar a percepção humana do tátil e vibrotátil gabarito 3,5,6, e foi desenvolvido para uso em dois estudos anteriores 10,11. Os dois últimos estudos utilizaram este protocolo para examinar os efeitos da frequência de vibração e localização na acurácia e tempestividade das respostas do usuário em amputados de membros inferiores, mostrando que ambos os parâmetros afetar significativamente as medidas de resultados, e que um alto grau de precisão de resposta pode ser conseguida. Estes resultados podem ser usados ​​para informar o posicionamento ideal de tactors em estudos futuros e aplicações clínicas de sistemas vibrotátil ASF. Outro trabalho recente deCrea et al. 12 examinaram a sensibilidade do usuário para mudanças nos padrões de vibração aplicada à coxa durante a caminhada, usando respostas verbais para significar mudanças percebidas para os padrões de vibração, em vez de uma resposta motora. Embora estas respostas verbais podem ser usadas para medir a precisão da detecção, eles não têm em conta os erros e atrasos que podem estar presentes no processo de controlo do motor. A configuração do primário para as experiências seguintes é constituído por um número de motores de vibração ligados ao pulso modulada com largura pinos de saída de uma placa de microcontrolador. A placa é, por sua vez, controlada através de uma conexão Universal Serial Bus (USB) a um computador com software de design de sistema disponível comercialmente. Os motores requerem um circuito amplificador adicional para assegurar a tensão suficiente e a corrente é fornecida através de uma vasta gama de frequências de vibração. Um circuito de amplificador de exemplo é mostrado na Figura 1. O transistor bipolar de junção (BJR) Na figura pode ser substituída com menor de metal-óxido-semicondutor transistor de efeito de campo (MOSFET) para uma operação mais eficiente e tamanho menor. Da mesma forma, o circuito amplificador inteira pode ser substituída por um condutor do motor háptica off-the-shelf para fornecer controlo suplementar e tamanho reduzido. Cada motor requer o seu próprio circuito, e utilizando os equipamentos enumerados no presente documento, até dez motores podem ser controlados por um único placa do microcontrolador. <img alt="figura 1" src="/files/ftp_upload/54223/54223fig1.jpg" /> Figura 1. O motor de fiação. (A) O circuito de amplificação por um único motor de vibração é mostrado. Cada motor requer um circuito separado e deve ser ligada a uma porta de saída de PWM único no microcontrolador. O V DD aqui representa o poder de 3,3 V fornecida pela placa do microcontrolador, eo resistor R2 serve como um resistente pull-down para garantir o interruptor transistor permanece aberta quando a tensão zero é appmenti. (B) Um exemplo da cablagem física de dois motores. Embora oito circuitos de amplificação individuais são mostradas, apenas dois estão ligados a motores de vibração. Neste protocolo R1 = 4,7 kW e R2 = 100 kW. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/54223/54223fig1large.jpg" target="_blank">Por favor clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a>

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="849">
	<tbody>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:216px;">Vibrating Pager Motors</td>
			<td style="width:107px;">Precision Microdrives</td>
			<td style="width:119px;">Model 310-101</td>
			<td style="width:407px;">Coin eccentric rotating mass motors.&#160; As many as necessary to test all locations and interactions of interest</td>
		</tr>
		<tr height="63">
			<td height="63" style="height:63px;width:216px;">Tri-axis Accelerometer</td>
			<td style="width:107px;">Dimension Engineering</td>
			<td style="width:119px;">ADXL 335</td>
			<td style="width:407px;">Advanced analog accelerometer. 500Hz bandwidth, 3.5-15V input.&#160; Designed for motion, tilt, and slope measurement, as well as vibration and shock sensing</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:216px;">Arduino Uno</td>
			<td style="width:107px;">Arduino</td>
			<td style="width:119px;">DEV-11021</td>
			<td style="width:407px;">Microcontroller board for communicating with the tri-axis accelerometer</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:216px;">Arduion Mega 2560</td>
			<td style="width:107px;">Arduino</td>
			<td style="width:119px;">DEV-11061</td>
			<td style="width:407px;">Microcontroller board for interfacing with the vibration motors.&#160;</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:216px;">LabVIEW</td>
			<td style="width:107px;">National Instruments</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:407px;">Data acquisition software used to control motors and display accelerometer signals</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:216px;">Arduino IDE Software</td>
			<td style="width:107px;">Arduino</td>
			<td style="width:119px;">v. 1.6.5</td>
			<td style="width:407px;"></td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:216px;">Push-Button</td>
			<td style="width:107px;">Bridges</td>
			<td style="width:119px;">Buddy Button</td>
			<td style="width:407px;">Wired switch featuring a 2.5in/6.35cm activation surface that provides an auditory click and tactile feedback.</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:216px;">Optional:</td>
			<td style="width:107px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:216px;">Dedicated haptic motor driver</td>
			<td style="width:107px;">Texas Instruments</td>
			<td>DRV2605L</td>
			<td style="width:407px;">Can be used to replace the entire amplification circuit described in Step 1.</td>
		</tr>
		<tr height="105">
			<td height="105" style="height:105px;width:216px;">Flexible wearable goniometer</td>
			<td style="width:107px;">Biometrics Ltd.</td>
			<td style="width:119px;">SG110</td>
			<td style="width:407px;">Twin axis flexible goniometers to measure angles in up to two planes of movement that can be used in lieu of the push button to measure joint movement in response to stimuli. 
			www.biometricsltd.com/gonio.htm</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

a method for evaluating timeliness and accuracy of volitional motor responses to vibrotactile stimuli

Artificial sensory feedback (ASF) systems can be used to compensate for lost proprioception in individuals with lower-limb impairments. Effective design of these ASF systems requires an in-depth understanding of how the parameters of specific feedback mechanism affect user perception and reaction to stimuli. This article presents a method for applying vibrotactile stimuli to human participants and measuring their response. Rotating mass vibratory motors are placed at pre-defined locations on the participant's thigh, and controlled through custom hardware and software. The speed and accuracy of participants' volitional responses to vibrotactile stimuli are measured for researcher-specified combinations of motor placement and vibration frequency. While the protocol described here uses push-buttons to collect a simple binary response to the vibrotactile stimuli, the technique can be extended to other response mechanisms using inertial measurement units or pressure sensors to measure joint angle and weight bearing ratios, respectively. Similarly, the application of vibrotactile stimuli can be explored for body segments other than the thigh.

A Figura 4 ilustra as curvas de calibração para identificar o valor PWM para uma frequência de vibração de 180 Hz de um único motor. A partir de um ciclo de trabalho de 50%, os valores de PWM são iterados até o pico de frequência primária ocorre a 180 Hz. ensaios de calibração de sucesso deve mostrar um aumento claro na frequência de vibração primário. Má fixação do acelerómetro ao motor, ou do motor a uma superfície de suporte pode resultar num FFT mais difusa sem um pico claro. Nesta situação, o ensaio de calibração deve ser repetida após as montagens foram ajustadas para assegurar uma melhor ligação. A Figura 5A mostra os tempos de reacção entre a resposta de estímulo e impulso da tecla gravada para Experimento 1 para três freqüências de vibração, 140 Hz, 180 Hz e 220 ​​Hz, aplicada na superfície anterior da coxa durante dez participantes sem deficiência e três amputados 10. Repetiu a análise de medidas de variância (ANOVA) eanálise post-hoc de Tukey utilizando a correção de Bonferroni foi utilizado para identificar os efeitos específicos de cada frequência. Estes dados mostram uma diferença relativamente apertada de dados para cada frequência na população sãos e um efeito significativo frequência. Os tempos de reacção para distinguir entre os pares de frequências de vibração são mostrados na Figura 5B, e podem ser analisados ​​utilizando o mesmo procedimento tal como os testes de frequência única. Análises semelhantes podem ser realizadas para identificar os efeitos de colocação do motor, mecanismo de resposta (por exemplo, pressionando o botão de pressão com as mãos ou pés), ou outras condições de teste. <img alt="Figura 4" src="/files/ftp_upload/54223/54223fig4.jpg" /> Figura 4. As curvas de calibração típica. Os resultados da Transformada Rápida de Fourier dos dados de aceleração são mostrados por uma única calibração do motor submetidos. Quatro experimentos foram realizados para identificar o correspon nível PWMding a 180 Hz de vibração (linha azul sólida). Note-se que a vibração varia entre as diferentes frequências. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/54223/54223fig4large.jpg" target="_blank">Por favor clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a> <img alt="Figura 5" src="/files/ftp_upload/54223/54223fig5.jpg" /> Figura 5. Tempo de Reação Os resultados representativos. Vezes (A) de resposta para freqüências individuais são mostrados. Os dados conectado à linha mostra os dados para os participantes sãos (média ± SD), enquanto os pontos de dados individuais representam os três indivíduos com amputações transfemurais. Os tempos de reacção diminuíram significativamente de frequência. &#39;*&#39; Indica uma diferença significativa em relação aos tempos de reacção de 140 Hz, e o &quot;#&quot; uma diferença em relação à frequência de 180 Hz, tanto a significância p &lt;0,05. (B) Os tempos de resposta para distinguir entre paress de frequências são traçadas tanto para os indivíduos sãos e aqueles com amputações transfemurais. Note-se que a propagação dos dados em cada par é muito maior do que para os dados de frequência única, indicando mais resultados variáveis. Esta figura foi modificado a partir de dados publicados originalmente por Sharma et al. 10. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/54223/54223fig5large.jpg" target="_blank">Por favor clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a> <table fo:keep-together.within-page="1"><tbody><tr><td> Valor PWM (pulsos) </td><td> 64 </td><td> 127 </td><td> 191 </td><td> 255 </td></tr><tr><td> Ciclo de trabalho (%) </td><td> 25 </td><td> 50 </td><td> 75 </td><td> 100 </td></tr></tbody></table> Tabela 1. Valores PWM e ciclos de trabalho correspondente. Níveis PWM de amostragem e os ciclos de trabalho correspondentes são mostrados. Tele 0-255 gama para o valor PWM especifica o número de bytes em cada impulso (de 255 possíveis) para o qual o sinal está ligado.

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A Method for Evaluating Timeliness and Accuracy of Volitional Motor Responses to Vibrotactile Stimuli

Este artigo descreve uma técnica para a aplicação de estímulos por vibração para a coxa de um participante humano, e medindo a precisão e tempo de reacção de resposta da vontade do participante para várias combinações de localização e frequência de estimulação.

Um método para avaliar pontualidade e precisão das respostas Volitional motor para vibrotátil Estímulos

Artificial sensory feedback (ASF) systems can be used to compensate for lost proprioception in individuals with lower-limb impairments.  Effective design ...

a-method-for-evaluating-timeliness-accuracy-volitional-motor

Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Bioengineering

7.2K visualizações.  Holland Bloorview Kids Rehabilitation Hospital.  Este artigo descreve uma técnica para a aplicação de estímulos por vibração para a coxa de um participante humano, e medindo a precisão e tempo de reacção de resposta da vontade do participante para várias combinações de localização e frequência de estimulação. 

Vídeo: A Method for Evaluating Timeliness and Accuracy of Volitional Motor Responses to Vibrotactile Stimuli

Bioluminescence Imaging for Assessment of Immune Responses Following Implantation of Engineered Heart Tissue (EHT)

Various techniques of cardiac tissue engineering have been pursued in the past decades including scaffolding strategies using either native or bioartificial scaffold materials, entrapment of cardiac myocytes in hydrogels such as fibrin or collagen and stacking of myocyte monolayers 1. These concepts aim at restoration of compromised cardiac function (e.g. after myocardial infarction) or as experimental models (e.g. predictive toxicology and substance screening or disease modelling). Precise monitoring of cell survival after implantation of engineered heart tissue (EHT) has now become possible using in-vivo bioluminescence imaging (BLI) techniques 2. Here we describe the generation of fibrin-based EHT from a transgenic rat strain with ubiquitous expression of firefly luciferase (ROSA/luciferase-LEW Tg; 3). Implantation is performed into the greater omentum of different rat strains to assess immune responses of the recipient organism following EHT implantation. Comparison of results generated by BLI and the Enzyme Linked Immuno Spot Technique (ELISPOT) confirm the usability of BLI for the assessment of immune responses.

Bioluminescence Imaging for Assessment of Immune Responses Following Implantation of Engineered Heart Tissue EHT

This video demonstrates the use of in vivo bioluminescence imaging to study immune responses after implantation of Engineered Heart Tissue (EHT) in rats.

Imagem bioluminescência para avaliação das respostas imune após o implante do tecido do coração Engineered (EHT)

Various techniques of cardiac tissue engineering have been pursued in the past decades including scaffolding strategies using either native or ...

Bioengenharia

Haptic/Graphic Rehabilitation: Integrating a Robot into a Virtual Environment Library and Applying it to Stroke Therapy

Recent research that tests interactive devices for prolonged therapy practice has revealed new prospects for robotics combined with graphical and other forms of biofeedback. Previous human-robot interactive systems have required different software commands to be implemented for each robot leading to unnecessary developmental overhead time each time a new system becomes available. For example, when a haptic/graphic virtual reality environment has been coded for one specific robot to provide haptic feedback, that specific robot would not be able to be traded for another robot without recoding the program. However, recent efforts in the open source community have proposed a wrapper class approach that can elicit nearly identical responses regardless of the robot used. The result can lead researchers across the globe to perform similar experiments using shared code. Therefore modular "switching out"of one robot for another would not affect development time. In this paper, we outline the successful creation and implementation of a wrapper class for one robot into the open-source H3DAPI, which integrates the software commands most commonly used by all robots.

Recently, a vast amount of prospects have come available for human-robot interactive systems. In this paper we outline the integration of a new robotic device with open source software that can rapidly make possible a library of interactive functionality. We then outline a clinical application for a neurorehabilitation application.

Haptic / Reabilitação Graphic: Integrando um robô em um ambiente virtual Biblioteca e aplicando-a Terapia curso

Recent research that tests interactive devices for prolonged therapy practice has revealed new prospects for robotics combined with graphical and other ...

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

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

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

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

Projeto de um biorreator de pressão cíclica para o Ex Vivo Estudo de válvulas cardíacas Aórtica

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

Using Microfluidics Chips for Live Imaging and Study of Injury Responses in Drosophila Larvae

Live imaging is an important technique for studying cell biological processes, however this can be challenging in live animals. The translucent cuticle of the Drosophila larva makes it an attractive model organism for live imaging studies. However, an important challenge for live imaging techniques is to noninvasively immobilize and position an animal on the microscope. This protocol presents a simple and easy to use method for immobilizing and imaging Drosophila larvae on a polydimethylsiloxane (PDMS) microfluidic device, which we call the 'larva chip'. The larva chip is comprised of a snug-fitting PDMS microchamber that is attached to a thin glass coverslip, which, upon application of a vacuum via a syringe, immobilizes the animal and brings ventral structures such as the nerve cord, segmental nerves, and body wall muscles, within close proximity to the coverslip. This allows for high-resolution imaging, and importantly, avoids the use of anesthetics and chemicals, which facilitates the study of a broad range of physiological processes. Since larvae recover easily from the immobilization, they can be readily subjected to multiple imaging sessions. This allows for longitudinal studies over time courses ranging from hours to days. This protocol describes step-by-step how to prepare the chip and how to utilize the chip for live imaging of neuronal events in 3rd instar larvae. These events include the rapid transport of organelles in axons, calcium responses to injury, and time-lapse studies of the trafficking of photo-convertible proteins over long distances and time scales. Another application of the chip is to study regenerative and degenerative responses to axonal injury, so the second part of this protocol describes a new and simple procedure for injuring axons within peripheral nerves by a segmental nerve crush.

Using Microfluidics Chips for Live Imaging and Study of Injury Responses in Drosophila Larvae

Drosophila larvae are an attractive model system for live imaging due to their translucent cuticle and powerful genetics. This protocol describes how to utilize a single-layer PDMS device, called the &#39;larva chip&#39; for live imaging of cellular processes within neurons of 3rd instar Drosophila larvae.

O uso de chips microfluídicos para Imagens ao vivo e estudo das respostas Lesão em<em&gt; Drosophila</em&gt; Larvas

Live imaging is an important technique for studying cell biological processes, however this can be challenging in live animals. The translucent cuticle of ...

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. ...

A Novel Method for Localizing Reporter Fluorescent Beads Near the Cell Culture Surface for Traction Force Microscopy

PA gels have long been used as a platform to study cell traction forces due to ease of fabrication and the ability to tune their elastic properties. When the substrate is coated with an extracellular matrix protein, cells adhere to the gel and apply forces, causing the gel to deform. The deformation depends on the cell traction and the elastic properties of the gel. If the deformation field of the surface is known, surface traction can be calculated using elasticity theory. Gel deformation is commonly measured by embedding fluorescent marker beads uniformly into the gel. The probes displace as the gel deforms. The probes near the surface of the gel are tracked. The displacements reported by these probes are considered as surface displacements. Their depths from the surface are ignored. This assumption introduces error in traction force evaluations. For precise measurement of cell forces, it is critical for the location of the beads to be known. We have developed a technique that utilizes simple chemistry to confine fluorescent marker beads, 0.1 and 1 &#181;m in diameter, in PA gels, within 1.6 &#956;m of the surface. We coat a coverslip with poly-D-lysine (PDL) and fluorescent beads. PA gel solution is then sandwiched between the coverslip and an adherent surface. The fluorescent beads transfer to the gel solution during curing. After polymerization, the PA gel contains fluorescent beads on a plane close to the gel surface.

Traditional techniques for fabricating polyacrylamide (PA) gels containing fluorescent probes involve sandwiching a gel between an adherent surface and a glass slide. Here, we show that coating this slide with poly-D-lysine (PDL) and fluorescent probes localizes the probes to within 1.6 &#181;m from the gel surface.

Um novo método para localizar Repórter fluorescentes Beads perto da superfície de cultivo celular para Tração Microscopia de Força

PA gels have long been used as a platform to study cell traction forces due to ease of fabrication and the ability to tune their elastic properties. When ...

Designing Microfluidic Devices for Studying Cellular Responses Under Single or Coexisting Chemical/Electrical/Shear Stress Stimuli

Microfluidic devices are capable of creating a precise and controllable cellular micro-environment of pH, temperature, salt concentration, and other physical or chemical stimuli. They have been commonly used for in vitro cell studies by providing in vivo like surroundings. Especially, how cells response to chemical gradients, electrical fields, and shear stresses has drawn many interests since these phenomena are important in understanding cellular properties and functions. These microfluidic chips can be made of glass substrates, silicon wafers, polydimethylsiloxane (PDMS) polymers, polymethylmethacrylate (PMMA) substrates, or polyethyleneterephthalate (PET) substrates. Out of these materials, PMMA substrates are cheap and can be easily processed using laser ablation and writing. Although a few microfluidic devices have been designed and fabricated for generating multiple, coexisting chemical and electrical stimuli, none of them was considered efficient enough in reducing experimental repeats, particular for screening purposes. In this report, we describe our design and fabrication of two PMMA-based microfluidic chips for investigating cellular responses, in the production of reactive oxygen species and the migration, under single or coexisting chemical/electrical/shear stress stimuli. The first chip generates five relative concentrations of 0, 1/8, 1/2, 7/8, and 1 in the culture regions, together with a shear stress gradient produced inside each of these areas. The second chip generates the same relative concentrations, but with five different electric field strengths created within each culture area. These devices not only provide cells with a precise, controllable micro-environment but also greatly increase the experimental throughput.

Micro-fabricated devices integrated with fluidic components provide an in vitro platform for cell studies mimicking the in vivo micro-environment. We developed polymethylmethacrylate-based microfluidic chips for studying cellular responses under single or coexisting chemical/electrical/shear stress stimuli.

Projetando microfluídicos para Estudar respostas celulares Sob único ou coexistindo Chemical / Elétrica / tensão de cisalhamento Estímulos

Microfluidic devices are capable of creating a precise and controllable cellular micro-environment of pH, temperature, salt concentration, and other ...

Applications of In Vivo Functional Testing of the Rat Tibialis Anterior for Evaluating Tissue Engineered Skeletal Muscle Repair

Despite the regenerative capacity of skeletal muscle, permanent functional and/or cosmetic deficits (e.g., volumetric muscle loss (VML) resulting from traumatic injury, disease and various congenital, genetic and acquired conditions are quite common. Tissue engineering and regenerative medicine technologies have enormous potential to provide a therapeutic solution. However, utilization of biologically relevant animal models in combination with longitudinal assessments of pertinent functional measures are critical to the development of improved regenerative therapeutics for treatment of VML-like injuries. In that regard, a commercial muscle lever system can be used to measure length, tension, force and velocity parameters in skeletal muscle. We used this system, in conjunction with a high power, bi-phase stimulator, to measure in vivo force production in response to activation of the anterior crural compartment of the rat hindlimb. We have previously used this equipment to assess the functional impact of VML injury on the tibialis anterior (TA) muscle, as well as the extent of functional recovery following treatment of the injured TA muscle with our tissue engineered muscle repair (TEMR) technology. For such studies, the left foot of an anaesthetized rat is securely anchored to a footplate linked to a servomotor, and the common peroneal nerve is stimulated by two percutaneous needle electrodes to elicit muscle contraction and dorsiflexion of the foot. The peroneal nerve stimulation-induced muscle contraction is measured over a range of stimulation frequencies (1-200 Hz), to ensure an eventual plateau in force production that allows for an accurate determination of peak tetanic force. In addition to evaluation of the extent of VML injury as well as the degree of functional recovery following treatment, this methodology can be easily applied to study diverse aspects of muscle physiology and pathophysiology. Such an approach should assist with the more rational development of improved therapeutics for muscle repair and regeneration.

Applications of In Vivo Functional Testing of the Rat Tibialis Anterior for Evaluating Tissue Engineered Skeletal Muscle Repair

We describe an in vivo protocol to measure dorsiflexion of the foot following stimulation of the peroneal nerve and contraction of the anterior crural compartment of the rat hindlimb. Such measurements are an indispensable translational tool for evaluating skeletal muscle pathology and tissue engineering approaches to muscle repair and regeneration.

aplicações de<em&gt; In Vivo</em&gt; Teste Funcional do Rato tibial anterior para a Avaliação da engenharia de tecidos Repair Músculo Esquelético

Despite the regenerative capacity of skeletal muscle, permanent functional and/or cosmetic deficits (e.g., volumetric muscle loss (VML) resulting from ...

Evaluating Primary Blast Effects In Vitro

Exposure to blast events can cause severe trauma to vital organs such as the lungs, ears, and brain. Understanding the mechanisms behind such blast-induced injuries is of great importance considering the recent trend towards the use of explosives in modern warfare and terrorist-related incidents. To fully understand blast-induced injury, we must first be able to replicate such blast events in a controlled environment using a reproducible method. In this technique using shock tube equipment, shock waves at a range of pressures can be propagated over live cells grown in 2D, and markers of cell viability can be immediately analyzed using a redox indicator assay and the fluorescent imaging of live and dead cells. This method demonstrated that increasing the peak blast overpressure to 127 kPa can stimulate a significant drop in cell viability when compared to untreated controls. Test samples are not limited to adherent cells, but can include cell suspensions,&#160;whole-body and tissue samples, through minor modifications to the shock tube setup. Replicating the exact conditions that tissues and cells experience when exposed to a genuine blast event is difficult. Techniques such as the one presented in this article can help to define damage thresholds and identify the transcriptional and epigenetic changes within cells that arise from shock wave exposure.

Evaluating Primary Blast Effects In Vitro

Understanding how cells are modulated by exposure to shock waves can help identify the mechanisms behind injuries triggered from blast events. This protocol uses custom-built shock tube equipment to apply shock waves at a range of pressures to cell monolayers and to identify the subsequent effects on cell viability.

Avaliar impacto efeitos In Vitro

Exposure to blast events can cause severe trauma to vital organs such as the lungs, ears, and brain. Understanding the mechanisms behind such ...

Dendrimer-based Uneven Nanopatterns to Locally Control Surface Adhesiveness: A Method to Direct Chondrogenic Differentiation

Cellular adhesion and differentiation is conditioned by the nanoscale disposition of the extracellular matrix (ECM) components, with local concentrations having a major effect. Here we present a method to obtain large-scale uneven nanopatterns of arginine-glycine-aspartic acid (RGD)-functionalized dendrimers that permit the nanoscale control of local RGD surface density. Nanopatterns are formed by surface adsorption of dendrimers from solutions at different initial concentrations and are characterized by water contact angle (CA), X-ray photoelectron spectroscopy (XPS), and scanning probe microscopy techniques such as scanning tunneling microscopy (STM) and atomic force microscopy (AFM). The local surface density of RGD is measured using AFM images by means of probability contour maps of minimum interparticle distances and then correlated with cell adhesion response and differentiation. The nanopatterning method presented here is a simple procedure that can be scaled up in a straightforward manner to large surface areas. It is thus fully compatible with cell culture protocols and can be applied to other ligands that exert concentration-dependent effects on cells.

A method to obtain dendrimer-based uneven nanopatterns that permit the nanoscale control of local arginine-glycine-aspartic acid (RGD) surface density is described and applied for the study of cell adhesion and chondrogenic differentiation.

Baseado em dendrímeros Nanopatterns desigual de adesividade de superfície de controle localmente: um método para direcionar Chondrogenic diferenciação

Cellular adhesion and differentiation is conditioned by the nanoscale disposition of the extracellular matrix (ECM) components, with local concentrations ...