Name: Caractériser Propriétés Multiscale mécaniques des tissus de cerveau en utilisant la microscopie à force atomique, Impact indentation et Rheometry (Vidéo) | JoVE Journal
Uploaded: 2016-09-06T12:30:00.000+00:00
Duration: 11 min 19 s
Description: Découvrez la caractérisation mécanique des tissus cérébraux par microscopie à force atomique, indentation par impact et rhéométrie. Ces techniques mesurent les propriétés viscoélastiques à différentes échelles pour étudier les maladies neurologiques.

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Nous reconnaissons le soutien de ce travail par la National Multiple Sclerosis Society et le Simons Center for the Social Brain. BQ reconnaît le soutien du programme de bourses d’études supérieures en sciences et ingénierie de la défense nationale des États-Unis.

<ol><li>van Dommelen, J. A. W., Hrapko, M., Peters, G. W. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Mechanical+Properties+of+Brain+Tissue%3A+Characterisation+and+Constitutive+Modelling%5BTitle%5D)+AND+%22Mechanosensitivity+of+the+Nervous+System%22%5BJournal%5D)">Mechanical Properties of Brain Tissue: Characterisation and Constitutive Modelling.</a> Mechanosensitivity of the Nervous System. , 249-281 (2009).</li>
<li>Liu, F., Tschumperlin, D. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Micro-mechanical+characterization+of+lung+tissue+using+atomic+force+microscopy%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Visualized+Experiments%22%5BJournal%5D)">Micro-mechanical characterization of lung tissue using atomic force microscopy.</a> Journal of Visualized Experiments. (54), e2911(2011).</li>
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<li>Thomas, G., Burnham, N. A., Camesano, T. A., Wen, Q. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Measuring+the+mechanical+properties+of+living+cells+using+atomic+force+microscopy%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Visualized+Experiments%22%5BJournal%5D)">Measuring the mechanical properties of living cells using atomic force microscopy.</a> Journal of Visualized Experiments. (76), e50497(2013).</li>
<li>Moreno-Flores, S., Benitez, R., Vivanco, M. dM., Toca-Herrera, J. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stress+relaxation+and+creep+on+living+cells+with+the+atomic+force+microscope%3A+a+means+to+calculate+elastic+moduli+and+viscosities+of+cell+components%5BTitle%5D)+AND+%22Nanotechnology%22%5BJournal%5D)">Stress relaxation and creep on living cells with the atomic force microscope: a means to calculate elastic moduli and viscosities of cell components.</a> Nanotechnology. 21, 445101(2010).</li>
<li>Desprat, N., Richert, A., Simeon, J., Asnacios, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Creep+function+of+a+single+living+cell%5BTitle%5D)+AND+%22Biophysical+Journal%22%5BJournal%5D)">Creep function of a single living cell.</a> Biophysical Journal. 88 (3), 2224-2233 (2005).</li>
<li>Lu, H., Wang, B., Ma, J., Huang, G., Viswanathan, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Measurement+of+creep+compliance+of+solid+polymers+by+nanoindentation%5BTitle%5D)+AND+%22Mechanics+Time-Dependent+Materials%22%5BJournal%5D)">Measurement of creep compliance of solid polymers by nanoindentation.</a> Mechanics Time-Dependent Materials. 7 (3/4), 189-207 (2003).</li>
<li>Cheng, L., Xia, X., Scriven, L. E., Gerberich, W. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Spherical-tip+indentation+of+viscoelastic+material%5BTitle%5D)+AND+%22Mechanics+of+Materials%22%5BJournal%5D)">Spherical-tip indentation of viscoelastic material.</a> Mechanics of Materials. 37, 213-226 (2005).</li>
<li>Kalcioglu, Z., Qu, M., Van Vliet, <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Multiscale+characterization+of+relaxation+times+of+tissue+surrogate+gels+and+soft+tissues%5BTitle%5D)+AND+%227th+Army+Science+Conference+Proceedings%22%5BJournal%5D)">Multiscale characterization of relaxation times of tissue surrogate gels and soft tissues.</a> 7th Army Science Conference Proceedings. , (2010).</li>
<li>Moreno-Flores, S., Benitez, R., Vivanco, M. D., Toca-Herrera, J. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stress+relaxation+microscopy%3A+Imaging+local+stress+in+cells%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Stress relaxation microscopy: Imaging local stress in cells.</a> Journal of Biomechanics. 43 (2), 349-354 (2010).</li>
<li>Kalcioglu, Z. I., Qu, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Dynamic+impact+indentation+of+hydrated+biological+tissues+and+tissue+surrogate+gels%5BTitle%5D)+AND+%22Philosophical+Magazine%22%5BJournal%5D)">Dynamic impact indentation of hydrated biological tissues and tissue surrogate gels.</a> Philosophical Magazine. 91 (7-9), 1339-1355 (2011).</li>
<li>Kalcioglu, Z. I., Ra Mrozek, R. a, Mahmoodian, R., VanLandingham, M. R., Lenhart, J. L., Van Vliet, K. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Tunable+mechanical+behavior+of+synthetic+organogels+as+biofidelic+tissue+simulants%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Tunable mechanical behavior of synthetic organogels as biofidelic tissue simulants.</a> Journal of Biomechanics. 46 (9), 1583-1591 (2013).</li>
<li>Janmey, P. A., Georges, P. C., Hvidt, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Basic+rheology+for+biologists%5BTitle%5D)+AND+%22Methods+in+Cell+Biology%22%5BJournal%5D)">Basic rheology for biologists.</a> Methods in Cell Biology. 83, 3-27 (2007).</li>
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<li>Elkin, B. S., Ilankovan, A., Morrison, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Age-dependent+regional+mechanical+properties+of+the+rat+hippocampus+and+cortex%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanical+Engineering%22%5BJournal%5D)">Age-dependent regional mechanical properties of the rat hippocampus and cortex.</a> Journal of Biomechanical Engineering. 132, 011010(2010).</li>
<li>Elkin, B. S., Azeloglu, E. U., Costa, K. D., Morrison, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Mechanical+heterogeneity+of+the+rat+hippocampus+measured+by+atomic+force+microscope+indentation%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Neurotrauma%22%5BJournal%5D)">Mechanical heterogeneity of the rat hippocampus measured by atomic force microscope indentation.</a> Journal of Neurotrauma. 24 (5), 812-822 (2007).</li>
<li>Lee, E. H., Radok, J. R. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+Contact+Problem+for+Visooelastic+Bodies%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Applied+Mechanics%22%5BJournal%5D)">The Contact Problem for Visooelastic Bodies.</a> Journal of Applied Mechanics. 27 (3), 438-444 (1960).</li>
<li>Lin, D. C., Dimitriadis, E. K., Horkay, F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Robust+strategies+for+automated+AFM+force+curve+analysis--I.+Non-adhesive+indentation+of+soft%2C+inhomogeneous+materials%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanical+Engineering%22%5BJournal%5D)">Robust strategies for automated AFM force curve analysis--I. Non-adhesive indentation of soft, inhomogeneous materials.</a> Journal of Biomechanical Engineering. 129 (3), 430-440 (2007).</li>
<li>Constantinides, G., Kalcioglu, Z. I., McFarland, M., Smith, J. F., Van Vliet, K. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Probing+mechanical+properties+of+fully+hydrated+gels+and+biological+tissues%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Probing mechanical properties of fully hydrated gels and biological tissues.</a> Journal of Biomechanics. 41 (15), 3285-3289 (2008).</li>
<li>Shen, F., Tay, T. E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Modified+Bilston+Nonlinear+Viscoelastic+Model+for+Finite+Element+Head+Injury+Studies%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanical+Engineering+--+Transactions+of+the+ASME%22%5BJournal%5D)">Modified Bilston Nonlinear Viscoelastic Model for Finite Element Head Injury Studies.</a> Journal of Biomechanical Engineering -- Transactions of the ASME. 128 (5), 797-801 (2006).</li>
<li>van Dommelen, J. aW., vander Sande, T. P. J., Hrapko, M., Peters, G. W. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Mechanical+properties+of+brain+tissue+by+indentation%3A+Interregional+variation%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+the+Mechanical+Behavior+of+Biomedical+Materials%22%5BJournal%5D)">Mechanical properties of brain tissue by indentation: Interregional variation.</a> Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. 3 (2), 158-166 (2010).</li>
<li>Rother, J., Nöding, H., Mey, I., Janshoff, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Atomic+force+microscopy-based+microrheology+reveals+significant+differences+in+the+viscoelastic+response+between+malign+and+benign+cell+lines%5BTitle%5D)+AND+%22Open+biology%22%5BJournal%5D)">Atomic force microscopy-based microrheology reveals significant differences in the viscoelastic response between malign and benign cell lines.</a> Open biology. 4 (5), 140046(2014).</li>
<li>Du, P., Lu, H., Zhang, X. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Measuring+the+Young%27s+Relaxation+Modulus+of+PDMS+Using+Stress+Relaxation+Nanoindentation%5BTitle%5D)+AND+%22Symposium+DD+-+Microelectromechanical+Systems+-+Materials+and+Devices+III%22%5BJournal%5D)">Measuring the Young's Relaxation Modulus of PDMS Using Stress Relaxation Nanoindentation.</a> Symposium DD - Microelectromechanical Systems - Materials and Devices III. 1222 (c), (2009).</li>
<li>Elkin, B. S., Morrison, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Viscoelastic+properties+of+the+P17+and+adult+rat+brain+from+indentation+in+the+coronal+plane%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanical+Engineering%22%5BJournal%5D)">Viscoelastic properties of the P17 and adult rat brain from indentation in the coronal plane.</a> Journal of Biomechanical Engineering. 135, 114507(2013).</li>
<li>Brands, D. W., Bovendeerd, P. H., Peters, G. W., Wismans, J. S., Paas, M. H., van Bree, J. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Comparison+of+the+dynamic+behavior+of+brain+tissue+and+two+model+materials%5BTitle%5D)+AND+%2243rd+Stapp+Car+Crash+Conference+Proceedings%22%5BJournal%5D)">Comparison of the dynamic behavior of brain tissue and two model materials.</a> 43rd Stapp Car Crash Conference Proceedings. , 313-320 (1999).</li>
<li>Hrapko, M., van Dommelen, J. A. W., Peters, G. W. M., Wismans, J. S. H. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Characterisation+of+the+mechanical+behaviour+of+brain+tissue+in+compression+and+shear%5BTitle%5D)+AND+%22Biorheology%22%5BJournal%5D)">Characterisation of the mechanical behaviour of brain tissue in compression and shear.</a> Biorheology. 45 (6), 663-676 (2008).</li>
<li>Pogoda, K., Chin, L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Compression+stiffening+of+brain+and+its+effect+on+mechanosensing+by+glioma+cells%5BTitle%5D)+AND+%22New+Journal+of+Physics%22%5BJournal%5D)">Compression stiffening of brain and its effect on mechanosensing by glioma cells.</a> New Journal of Physics. 16 (7), 075002(2014).</li>
<li>Peters, G. W. M., Meulman, J. H., Sauren, A. A. H. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+applicability+of+the+time%2Ftemperature+superposition+principle+to+brain+tissue%5BTitle%5D)+AND+%22Biorheology%22%5BJournal%5D)">The applicability of the time/temperature superposition principle to brain tissue.</a> Biorheology. 34 (2), 127-138 (1997).</li>
</ol>

Les auteurs n’ont rien à divulguer.

Chaque technique présentée dans cet article mesure les différentes facettes de propriétés mécaniques des tissus cérébraux. respect Creep et la relaxation des contraintes des modules sont une mesure de propriétés mécaniques en fonction du temps. Le stockage et la perte des modules représentent des propriétés mécaniques taux dépendant. L&#39;impact indentation mesure également les propriétés mécaniques dépendant du débit, mais dans le contexte de la dissipation d&#39;énergie. Lorsque la caractérisation des propriétés méca...

La plupart des tissus mous comprenant des organes biologiques sont mécaniquement et structurellement complexes, de faible rigidité par rapport à l&#39;os minéralisé ou de matériaux d&#39;ingénierie, et présentent une déformation non linéaire et dépendant du temps. Par rapport à d&#39; autres tissus dans le corps, le tissu cérébral est remarquablement compatible avec les modules d&#39; élasticité E de l&#39;ordre de 100s de 1 Pa. Le tissu cérébral présente hétérogénéité structurelle de gris distincte et interdigitée et les régions de la substance blanche qui diffèrent également fonctionnellement. la mécanique des tissus cérébraux aideront à la compréhension de la conception des matériaux et des modèles informatiques pour simuler la réponse du cerveau au cours de blessure, de faciliter la prédiction des dommages mécaniques, et permettent l&#39;ingénierie des stratégies de protection. En outre, de telles informations peuvent être utilisées pour examiner les objectifs de conception pour la régénération des tissus, et pour mieux comprendre les changements structurels dans le tissu cérébral qui sont associés à des maladies telles que la sclérose en plaques et l&#39;autisme. Havant, nous décrivons et démontrons plusieurs approches expérimentales qui sont disponibles pour caractériser les propriétés viscoélastiques des tissus compatibles mécaniquement, y compris les tissus du cerveau, au micro, meso et macro-échelles. Au micrométrique, nous avons mené fluage-conformité et la force des expériences de relaxation en utilisant microscope à force atomique (AFM) d&#39;indentation -enabled. En règle générale, l&#39; indentation AFM activé est utilisé pour estimer le module d&#39; élasticité (ou rigidité instantanée) d&#39;un échantillon de 2-4. Cependant, le même instrument peut également être utilisé pour mesurer viscoélastique micrométrique propriétés (temps ou taux dépendant) 5-10. Le principe de ces expériences, montré à la figure 1, est à mettre en retrait un AFM encorbellement sonde dans le tissu cérébral, de maintenir une amplitude déterminée de la force ou de la profondeur d&#39;indentation, et de mesurer les changements correspondants dans la profondeur d&#39;indentation et de la force, respectivement, au fil du temps. L&#39;utilisation de ces données, nous pouvons calculer le fluage compliance J C et module de relaxation G R, respectivement. A l&#39;échelle méso, nous avons réalisé des expériences de mise en retrait d&#39;impact dans des conditions de fluide immergé qui maintiennent la structure du tissu et le niveau d&#39;hydratation, à l&#39;aide d&#39;un pendule à base nanoindenteur instrumenté. Le dispositif expérimental est illustré sur la figure 2. Comme le pendule oscille en contact avec le tissu, d&#39;une sonde de déplacement est enregistrée en fonction du temps jusqu&#39;à ce que le pendule oscillant vient en appui dans le tissu. De l&#39;amortissement mouvement oscillatoire harmonique résultant de la sonde, on peut calculer la profondeur maximale de pénétration x max, la capacité de dissipation d&#39;énergie K, et le facteur de qualité de dissipation Q (qui concerne le taux de dissipation d&#39;énergie) du tissu 11,12. À l&#39;échelle macroscopique, nous avons utilisé une plaque rhéomètre parallèle à quantifier la fréquence de cisaillement dépend des modules élastiques,appelé le module de stockage G &#39;et le module de perte G &quot;, du tissu. Dans ce type de rhéométrie, nous appliquons une souche angulaire harmonique (et la déformation de cisaillement correspondante) à des amplitudes et des fréquences connues et mesurer le couple réactionnel (et la contrainte de cisaillement correspondante) , comme le montre la figure 3. de l&#39;amplitude et la phase résultant décalage du couple mesuré et les variables géométriques du système, nous pouvons calculer G &#39;et G &quot;à des fréquences appliquées d&#39;intérêt 13,14.

<table><tbody><tr><td>Xylazine</td><td>Lloyd Laboratoried</td><td></td><td>médicament d’ordonnance</td></tr><tr><td>Kétamine</td><td>AnaSed Injections</td><td>médicament d’ordonnance</td><td></td></tr><tr><td>Vibratome (Microtome à lame vibrante)</td><td>Leica</td><td>VT1200</td><td></td></tr><tr><td>Hibernate-A Medium</td><td>Gibco</td><td>A1247501</td><td>CO2-indépendant pour tissu adulte</td></tr><tr><td>Microscope à force atomique, MFP-3D-BIO</td><td>Asylum</td> <td>Research-Chauffage</td><td></td></tr> de <tr><td>boîte de Petri</td><td>Asylum</td> <td>Research-Sonde</td><td></td></tr> <tr><td>AFM, 0,03 N/m, 10&nbsp ; et micro ; sphère borosilicate de rayon m</td><td>Novascan</td><td>PT. GS</td><td></td></tr><tr><td>Cell-Tak</td><td>Corning</td><td>354240</td><td>bioadhésif dérivé de moules</td></tr><tr><td>Bicarbonate de sodium</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>S5761</td><td>d’autres fournisseurs peuvent être utilisés</td></tr><tr><td>Hydroxyde de sodium, 1 N</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>59223C</td><td>d’autres fournisseurs peuvent être utilisés</td></tr><tr><td>Indenteur instrumenté, NanoTest Vantage</td><td>Micro Materials Ltd.</td><td>-</td><td>La pointe de la sonde doit être usinée (poinçon plat en acier, 1&nbsp ; mm de diamètre, 4-5&nbsp ; NanoTest</td></tr> <tr><td>Liquid Cell</td><td>Micro Materials Ltd.</td><td>-</td><td></td></tr><tr><td>Rhéomètre à plaques parallèles MCR501</td><td>Anton-Parr-PP25</td><td></td><td></td></tr><tr><td>&nbsp ;</td><td>Anton-Parr-25</td><td></td> <td>mm de diamètre plaque de mesure plate</td></tr><tr><td>Papier de verre adhésif</td><td>McMaster-Carr</td><td>4184A48</td><td>d’autres fournisseurs peuvent être utilisés</td></tr><tr><td>Loctite 4013 Adhésif instantané</td><td>Henkel</td><td>20268</td><td>d’autres fournisseurs peuvent être utilisés</td></tr></tbody></table>

caractériser propriétés multiscale mécaniques des tissus de cerveau en utilisant la microscopie à force atomique, impact indentation et rheometry

Characterizing Multiscale Mechanical Properties of Brain Tissue Using Atomic Force Microscopy, Impact Indentation, and Rheometry

Pour concevoir et ingénieur des matériaux inspirés par les propriétés du cerveau, que ce soit pour les simulants mécaniques ou pour les études de régénération des tissus, les tissus du cerveau lui-même doit être bien caractérisé à différentes échelles de longueur et de temps. Comme beaucoup de tissus biologiques, les tissus du cerveau présente une structure hiérarchique complexe. Cependant, contrairement à la plupart des autres tissus, le cerveau est de très faible rigidité mécanique, avec élastique des modules E de Young de l&#39;ordre de 100s de Pa. Cette faible rigidité peut présenter des défis à la caractérisation expérimentale des propriétés mécaniques clés. Ici, nous démontrons plusieurs techniques de caractérisation mécaniques qui ont été adaptés pour mesurer les propriétés élastiques et viscoélastiques, les matériaux hydratés conformes biologiques tels que les tissus du cerveau, à différentes échelles de longueur et les taux de chargement. Au micrométrique, nous effectuons fluage-conformité et de relaxation de la force des expériences utilisant microscope à force atomique activé indentation. Au mesoscale, nous effectuons des expériences d&#39;indentation d&#39;impact en utilisant un pénétrateur instrumenté basé pendule. À l&#39;échelle macroscopique, nous effectuons des plaques parallèles rhéométrie pour quantifier la fréquence dépendant de modules de cisaillement élastique. Nous discutons également les défis et les limites associées à chaque méthode. Ensemble, ces techniques permettent une caractérisation mécanique en profondeur du tissu cérébral qui peut être utilisé pour mieux comprendre la structure du cerveau et à l&#39;ingénieur des matériaux bio-inspirés.

La figure 4 montre l&#39; indentation et représentant la force en fonction des temps de réponse (figure 4B, E) pour la compliance de fluage et de relaxation des expériences de force, compte tenu de la force appliquée ou la profondeur de pénétration (figure 4A, D), respectivement. À partir de ces données et de la géométrie du système, la compliance de fluage J c (t) et la force de relaxation modules G R</...

Nous présentons un ensemble de techniques pour caractériser les propriétés mécaniques viscoélastiques du cerveau aux échelles micro, méso et macro.

Caractériser Propriétés Multiscale mécaniques des tissus de cerveau en utilisant la microscopie à force atomique, Impact indentation et Rheometry

To design and engineer materials inspired by the properties of the brain, whether for mechanical simulants or for tissue regeneration studies, the brain ...

L'objectif général de ces techniques de caractérisation mécanique est de mesurer les propriétés viscoélastiques des tissus biologiques à différentes échelles de longueur et à différents taux de chargement. Ces méthodes peuvent être utilisées pour répondre à des questions clés en ingénierie biologique. Par exemple, comment le cerveau se déforme-t-il sous des taux de chargement très élevés, ou comment des maladies telles que la sclérose en plaques ou l'autisme affectent-elles les propriétés mécaniques du tissu cérébral ?Le principal avantage de ces techniques réside dans l'analyse de matériaux présentant une très faible rigidité et une hydratation très élevée, comme les tissus biologiques : il est possible de réaliser des tests sous une large gamme de conditions de chargement, ainsi que sur une grande variété de volumes matériels, allant jusqu'au niveau d'une seule cellule, et jusqu'à celui d'un cerveau entier. Les conséquences de ces techniques s'étendent à la modélisation de la réponse du cerveau lors d'une lésion, ce qui est essentiel pour concevoir des stratégies de protection. Bien que cette méthode permette d'obtenir des informations sur les propriétés mécaniques du cerveau, elle peut également être appliquée à d'autres tissus biologiques souples, tels que le cœur et le foie.Lors de la caractérisation mécanique de tissus souples, l'établissement d'un contact approprié entre la sonde de mesure et le tissu est crucial. Charger soigneusement une sonde de microscopie à force atomique (AFM) dotée d'une constante de raideur nominale de 0,03 newtons par mètre et d'une microbille en borosilicate de 20 micromètres de diamètre dans le porte-sonde. Placer une tranche de cerveau montée dans une boîte de Pétri sur un réchauffeur fixé sur la platine AFM, préalablement chauffé à 37 degrés celsius.Ensuite, ajoutez environ deux millilitres de milieu préalablement réchauffé. Puis, ajoutez soigneusement une goutte de milieu sur la sonde de microscopie à force atomique (AFM) afin de la protéger contre la rupture due à la tension superficielle lorsqu'elle est abaissée dans le milieu entourant la tranche cérébrale. Replacez ensuite la tête de l'AFM sur la platine et commencez à abaisser la tête jusqu'à ce qu'elle soit immergée dans le milieu.À l’aide du microscope optique, déplacez la platine de manière à ce que la région d’intérêt se trouve sous la sonde AFM étalonnée, puis abaissez la sonde AFM jusqu’au contact avec la surface du tissu. Pour réaliser les expériences de compliance en fluage, créez une fonction de force appliquée dans l’éditeur de fonctions du logiciel. Cette fonction comprend une rampe de 0,1 seconde jusqu’à une consigne de 5 nanonewtons, maintenue pendant 20 secondes, suivie d’une rampe d’une seconde jusqu’à zéro nanonewton.Le logiciel enregistrera les données sur l'indentation de la sonde AFM dans le tissu pendant la fonction de force appliquée. Après avoir effectué l'expérience de compliance en fluage, réalisez des expériences de relaxation de force en créant une fonction d'indentation appliquée dans le logiciel. Exécutez cette fonction pendant que le logiciel collecte les données sur la force subie par la sonde AFM lorsqu'elle s'indente dans le tissu.Pour commencer les essais d'indentation par impact, fixez une sonde sphérique en la faisant glisser sur le pendule à l'aide de pinces. Ensuite, fixez le support en quartz fusionné sur la plaque et vissez la plaque sur le dispositif de translation. Pour permettre des expériences d'impact dynamique sur des tissus cérébraux hydratés, effectuez d'abord l'étalonnage de la cellule liquide.Accédez au menu Étalonnage dans le logiciel, sélectionnez Cellule liquide et suivez les invites du logiciel pour établir le contact avec l'échantillon de quartz fondu. Ensuite, sélectionnez Normal pour le type d'indenteur et utilisez la valeur par défaut de 0,05 millinewton pour la charge de l'indenteur. Cliquez ensuite sur continuer pour effectuer l'étalonnage de la configuration de l'indenteur normal.Déplacez maintenant la platine d'échantillonnage de cinq millimètres au moins vers l'arrière et fixez le bras de levier. Répétez l'étalonnage de la cellule liquide dans cette nouvelle configuration en sélectionnant Cellule liquide comme type d'indenteur. Cliquez sur Continuer pour obtenir le facteur d'étalonnage de la cellule liquide.Ensuite, augmentez l'espacement entre les plaques du condensateur. L'augmentation de l'espacement entre les plaques du condensateur accroîtra la profondeur maximale mesurable, ce qui est nécessaire lors des tests sur des matériaux très souples. À l'aide d'une clé, tournez les trois écrous qui commandent l'espacement des plaques du condensateur dans le sens horaire, par petits incréments.Après chaque tour complet dans le sens horaire, sélectionnez Réglage de la boîte Bridge dans le menu Maintenance et effectuez un bon test de pendule. Continuez à régler lentement les écrous jusqu'à ce que l'étalonnage de profondeur approximatif indique une valeur de 70 000 nanomètres par volt ou plus.Ensuite, positionner une nouvelle butée à l'extrémité inférieure du pendule, qui peut être activée et désactivée à l'aide d'une alimentation électrique. Retracter la butée d'origine située derrière le pendule afin d'éliminer tout obstacle potentiel au mouvement du pendule et permettre des vitesses de choc plus élevées ainsi qu'une pénétration plus profonde dans les échantillons souples. Allumer l'alimentation électrique de l'électroaimant et la régler à 10 volts.Ensuite, accédez au menu Expérience et sélectionnez Impact et Ajustement du Déplacement de l'Impulsion. Suivez les instructions du logiciel pour étalonner la distance d'oscillation du pendule. Une fois la configuration de l'indentation par impact entièrement terminée, aspirez le milieu et séchez la tranche de cerveau.Ensuite, utilisez une fine couche d'adhésif cyanoacrylate pour fixer le cerveau sectionné sur le support d'échantillon en aluminium. Faites alors glisser la cellule liquide sur le second joint torique du support d'échantillon, et remplissez la cellule liquide avec cinq millilitres de milieu indépendant du dioxyde de carbone afin d'immerger complètement le tissu. Déplacez le bain dans la direction négative de l'axe X jusqu'à ce que l'extrémité du bras de levier soit correctement positionnée au-dessus du bain.Ensuite, avancer dans le sens positif de l'axe Z jusqu'à ce que la pointe soit complètement immergée dans le bain et se trouve devant l'échantillon. À l'aide de la fenêtre de contrôle du porte-échantillon, établir le contact avec précaution, puis reculer le porte-échantillon d'environ 30 micromètres par rapport à la surface de l'échantillon. Dans le menu Expérience, cliquer sur Impact et configurer une expérience d'impact.Choisissez une charge d'impulsion spécifique qui sera directement liée à la vitesse de choc résultante, en fonction de l'étalonnage de la distance de balancement. Ensuite, effectuez l'expérience prévue. Lorsque le pendule revient en arrière et que la surface de l'échantillon continue de se déplacer vers le plan de mesure, désactivez l'interrupteur de limite inférieur.Le déplacement de la sonde en fonction du temps sera enregistré par le logiciel. Fixez du papier de verre sur la sonde de mesure de 25 millimètres de diamètre. Ensuite, fixez le système thermique et montez la sonde.Enfin, fixez un autre morceau de papier de verre sur la plaque inférieure en l'alignant avec la plaque supérieure. Étalonner le rhéomètre conformément aux instructions du fabricant. Commencez par mettre à zéro la force sur la sonde.Deuxièmement, établir le contact entre la sonde et la plaque inférieure. Ensuite, mesurer l'inertie de la sonde. Enfin, effectuer un réglage du moteur.Abaissez ensuite lentement la plaque de mesure. Lorsque la plaque est à moins d’un millimètre du tissu, continuez à l’abaisser par incréments de 0,1 millimètre jusqu’à ce qu’elle soit entièrement en contact avec la surface supérieure du tissu et que la force normale mesurée atteigne la valeur souhaitée. Appliquez un petit volume de milieu sur les bords de l’échantillon afin de maintenir l’hydratation pendant la procédure.Abaissez le capot thermique. Ensuite, cliquez sur Fichier, Nouveau, puis sous l'onglet Gel, sélectionnez Balayage de fréquence. Cliquez ensuite sur la mesure de fenêtre, un balayage de fréquence, et double-cliquez sur la case d'oscillation.Entrez la plage de fréquence, la contrainte et le nombre de points. Enfin, sélectionnez OK et cliquez sur Démarrer pour lancer le balayage en fréquence. Voici des réponses représentatives d'indentation et de force en fonction du temps pour les expériences de compliance en fluage et de relaxation de force.À l’aide de ces données et de la géométrie du système, on peut calculer les modules de fluage et de relaxation de force pour différentes régions du cerveau. L’indentation par impact mesure les propriétés mécaniques du tissu à des taux élevés de chargement spatialement et temporellement concentrés. Les paramètres de réponse à l’impact peuvent être quantifiés à différentes vitesses de choc, ce qui permet d’étudier les propriétés du tissu dépendantes de la vitesse.La rhéologie mesure les propriétés viscoélastiques dépendantes de la fréquence des tissus en vrac en termes de modules de conservation et de perte. Le module de conservation est presque d'un ordre de grandeur supérieur au module de perte à basses fréquences, ce qui indique que les propriétés élastiques dominent le comportement du tissu cérébral. Lors de la réalisation de cette procédure, il est important de maintenir le tissu suffisamment hydraté ou immergé dans un fluide qui aide le tissu à conserver sa structure appropriée.Le développement de ces techniques démontrées a ouvert la voie aux chercheurs en matériaux pour concevoir et optimiser des gels synthétiques capables d'imiter la réponse mécanique du cerveau. Après avoir visionné cette vidéo, vous devriez bien comprendre comment la microscopie à force atomique permettant l'indentation, l'indentation par impact et la rhéologie sont utilisées pour caractériser les propriétés mécaniques viscoélastiques des tissus. Lors de l'interprétation des données recueillies, n'oubliez pas l'hypothèse sous-jacente selon laquelle le volume déformé du tissu est structurellement homogène et élastiquement isotrope.Cela n'est pas nécessairement vrai pour tous les tissus biologiques. À mesure que vos questions sur la mécanique des tissus biologiques deviennent plus précises, vous pouvez choisir une ou plusieurs de ces expériences mécaniques afin de répondre à la question à l'échelle de longueur ou de temps appropriée.

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Caractériser Propriétés Multiscale mécaniques des tissus de cerveau en utilisant la microscopie à force atomique, Impact indentation et Rheometry (Vidéo) | JoVE Journal

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