Il software e il supporto tecnico sono per gentile concessione di correlata Solutions Incorporated (www.correlatedsolutions.com).

NOTA: Le procedure descritte qui di seguito sono state eseguite come parte di un protocollo approvato dalla cura e l&#39;uso degli animali Comitato Istituzionale presso la University of South Carolina a Columbia, South Carolina. 1. Acquisizione e dissezione dei tessuti <ol><li> Sterilizzare tutti gli strumenti chirurgici prima di dissezione dei tessuti. Forbici chirurgiche autoclave e pinza sottile standard e lame chirurgiche sotto pressione di 15 psi e la temperatura di 121 ° C per 15 min. </li><li> Acquisire una serie di suino fresca (7 mesi di età maschi Landrace, 60-70 kg) reni con dell&#39;aorta intatto da un mattatoio locale. Tessuto trasporto al laboratorio in soluzione ghiacciata 1% tampone fosfato salino (PBS). </li><li> Immediatamente all&#39;arrivo, isolare l&#39;aorta addominale dal tessuto circostante con le forbici chirurgiche e pinze. </li><li> Lavare il recipiente tre volte utilizzando una siringa da 50 ml riempita con PBS (pH 7,2). Utilizzando le forbici e pinze, rimuovere la maggior quantità di tessuto perivascolare come possIBLE senza compromettere l&#39;integrità del campione. </li><li> Posizionare verticalmente una lametta affilata sulla sezione centrale del vaso e assicurarsi che è perpendicolare all&#39;asse longitudinale dell&#39;imbarcazione. Creare due campioni anello ciascuno con una larghezza di circa 20 mm, applicando tre tagli circonferenziali sequenziali con la lama di rasoio. </li><li> Posizionare verticalmente una lametta affilata su un campione anello tale che la lama è orientato in direzione radiale. Applicare una forza acuta per produrre un taglio radiale, che si traduce in un campione a forma di striscia per prove meccaniche uniassiale. Trasferire il campione in una piastra di Petri 100 mm vetro e immergere in PBS fino all&#39;applicazione di pezzatura superficie. Ripetere l&#39;operazione per il secondo campione anello. </li></ol> 2. Creazione di Surface Speckle modello <ol><li> Collegare l&#39;aerografo alla valvola di pressione. </li><li> Regolare il diametro ugello dell&#39;aerografo per produrre macchie di 60-100 micron (gamma appropriata per il diametro degli ugelli dovrebberoessere determinata da studi preliminari). </li><li> Versare circa 2 ml di tessuto nero tintura marcatura nell&#39;alimentatore gravità della aerografo. </li><li> Posizionare l&#39;aerografo a circa 0,5 m di distanza dal campione. </li><li> Togliere il campione dalla piastra di Petri. Spray marcatura tessuto colorante sulla superficie intimale del campione per circa 5 secondi sotto una pressione di spruzzatura 100 psi. Ripetere tre volte per assicurare che il speckle ricopre uniformemente la superficie del campione. </li></ol> 3. Prestazioni di esperimenti <ol><li> Fissare ciascuna estremità del campione ad una striscia di plastica (1 cm di spessore di larghezza x 1 cm di lunghezza x 0,5 cm) con un adesivo tissutale. Posizionare il campione su un tagliere di tessuto. Posizionare il campione tale che si trovi e misurare le sue dimensioni con un calibro digitale. </li><li> Avviare controlli di sistema per prove meccaniche. Sul sistema controlla schermata principale, selezionare &quot;forma d&#39;onda&quot; sulla barra delle applicazioni si trova nella scheda &quot;Impostazioni&quot;. </li><li> Anno Dominisolo la posizione dell&#39;impugnatura superiore del tester meccanico a -4 mm (4 mm estensione rispetto alla posizione iniziale indicata nel sistema). Garantire Delicatamente una striscia di plastica (in allegato al modello 3.1) nella morsa superiore del tester meccanico e consentire il campione di pendere liberamente. Utilizzare il calibro digitale per garantire che la distanza tra il campione e l&#39;impugnatura superiore è inferiore a 2 mm. </li><li> Regolare manualmente la posizione dell&#39;impugnatura inferiore in modo che l&#39;estremità libera del campione può essere assicurato senza estensione. Garantire delicatamente la striscia di plastica fissato all&#39;estremità libera del campione nella morsa inferiore del tester meccanico. <ol><li> Utilizzare il calibro digitale per garantire che la distanza tra il campione e l&#39;impugnatura inferiore è inferiore a 2 mm. Zero la cella di carico del sistema. Misurare la lunghezza del campione e usare questo come la lunghezza di riferimento per il calcolo dei ceppi circonferenziali globali. </li></ol></li><li> Inserisci il protocollo prove meccaniche. Il protocollo utilizzato in tsua dimostrazione comporta 4 cicli spostamento uniassiale che estendono la lunghezza del campione del 18% ad una velocità di spostamento di 0,01 mm / sec. </li><li> Intermittently spruzzare PBS sul campione durante il protocollo di test rimanente per assicurare che rimanga idratato. </li><li> Montare la fotocamera (fotocamera da 5 mega pixel, mm 100 dell&#39;obiettivo, dimensione dei pixel di 3.49 micron) su un treppiede che è posizionato a 1,5 m dal telaio di carico. Assicurare la fotocamera e la superficie del campione sono perpendicolari impostando la fotocamera al campo più basso disponibile di profondità e di manipolare il suo allineamento tale che l&#39;intero campo visivo è a fuoco. </li><li> Aprire il software di acquisizione delle immagini. </li><li> Selezionare &quot;PGR-2&quot; nell&#39;opzione &quot;Selezione del sistema&quot;. </li><li> Selezionare il percorso di progetto per salvare le immagini da analizzare. </li><li> Fare clic sull&#39;icona &quot;Time Square&quot; e specificare l&#39;intervallo di acquisizione come 5 sec. </li><li> Regolare l&#39;esposizione, apertura numerica, e messa a fuoco dell&#39;obiettivo in modo da ottenere una visione chiara del campione. </li><li> Regolare la posizione di LED per fornire un&#39;adeguata illuminazione sul campione. </li><li> Fare clic sull&#39;icona &quot;Start&quot; nel software di cattura delle immagini per ottenere un&#39;immagine della superficie del campione. </li><li> Aprire il software di analisi delle immagini. </li><li> Importare l&#39;immagine ottenuta. Zoom su un individuo macchiolina, e poi contare il numero di pixel all&#39;interno di questo individuo macchiolina. Nota: Identificare una macchiolina nera rappresentante. Definire la dimensione speckle come la distanza lineare tra pixel su entrambi i lati del speckle che hanno valori elevati simili. Per una dimensione speckle accettabili, il numero di pixel in tutta la larghezza di un speckle tipica dovrebbe essere maggiore di 3 pixel. Per migliorare la risoluzione spaziale delle misurazioni, la maggior parte delle macchie dovrebbero avere più di 5-7 pixel lungo la larghezza del speckle, quando possibile. Così, un speckle tipico per questo caso sarebbe compreso tra 10 micron sulla minima e 23 micron al più grande dimensione lineare. Per determinare un sottoinsieme adeguatodimensioni, un sottoinsieme tipico deve avere almeno 3 bianco e 3 macchie nere in tutta la sua larghezza. Se una macchiolina tipico è di 5 pixel a dimensione lineare, quindi ogni 31x31 sottoinsieme sarebbe almeno 105 micron di dimensione lineare. La spaziatura fra i centri sottoinsieme deve essere almeno 1/6 della dimensione lineare. Così, per una dimensione 31x31 sottoinsieme, la distanza è 5 pixel che rappresenta 18 micron in linea d&#39;aria. </li><li> Dopo aver verificato la qualità di speckle, contemporaneamente fare clic sull&#39;icona &quot;Esegui&quot; nel sistema e l&#39;icona &quot;Start&quot; nel software di cattura delle immagini per avviare il test. </li><li> Scatto di una serie di immagini in tutto il test utilizzando il software della fotocamera e la cattura delle immagini. </li></ol> 4. Procedure di pulizia dopo l&#39;esperimento <ol><li> Mettere il campione scartato in sacchetto di rischio biologico e chiudere il sacchetto. Chiamare il Dipartimento di Salute Ambientale e Sicurezza (EHS) presso la University of South Carolina per il corretto smaltimento. </li><li> Preparare una fosfatisoluzione disinfettante libera con un rapporto di diluizione 1:64 di detergente disinfettante acqua distillata. Immergere gli strumenti chirurgici in questa soluzione per 20 min. </li><li> Sciacquare a fondo gli elementi indicati nel 4.2 con acqua distillata. Asciugare gli strumenti con un tovagliolo di carta e poi li spruzzare con una soluzione di etanolo al 70%. Ancora una volta gli strumenti chirurgici asciugare con un tovagliolo di carta e rimetterli nella casella degli strumenti chirurgici. </li></ol> 5. Analisi dell&#39;immagine per misurare il ceppo di campo locale <ol><li> Aprire il software di analisi delle immagini. </li><li> Fare clic sulla scheda &quot;immagini Speckle&quot;, selezionare tutte le immagini che devono essere analizzati. </li><li> Clicca su strumento rettangolo e selezionare l&#39;area di interesse nella prima immagine. </li><li> Immettere formato sottoinsieme di 41 × 41 pixel e dimensione del passo 5 pixel. </li><li> Fare clic su Start scheda analisi del software, selezionare l&#39;interpolazione come ottimizzato 8-trappola; selezionare il criterio differenze al quadrato zero normalizzati e pesi sottoinsieme di opzione ai gaussiana. </li><li>Impostare le opzioni di soglia predefinita nel software. </li><li> Fare clic sulla scheda secondaria post-elaborazione in tab analisi inizio. Clicca opzione ceppo calcolo e lasciare le dimensioni del filtro e tipo di filtro come predefinito nel software. Selezionare tensore tipo Lagrange. </li><li> Selezionare la scheda dati e quindi selezionare qualsiasi immagine analizzata per la visualizzazione del campo di deformazione superficiale. </li></ol>

<ol>
	<li>Holzapfel, G. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biomechanics+of+soft+tissue.">Biomechanics of soft tissue.</a> The handbook of materials behavior models. 3, 1049-1063 (2001).</li><li>Vito, R. P., Dixon, S. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Blood+vessel+constitutive+models-1995-2002.">Blood vessel constitutive models-1995-2002.</a> Annu Rev Biomed Eng. 5, 413-439 (2003).</li><li>Dodson, R. B., Martin, J. T., Hunter, K. S., Ferguson, V. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Determination+of+hyperelastic+properties+for+umbilical+artery+in+preeclampsia+from+uniaxial+extension+tests.">Determination of hyperelastic properties for umbilical artery in preeclampsia from uniaxial extension tests.</a> Eur J Obstet Gynecol Reprod Biol. 169, 207-212 (2013).</li><li>Chuong, C. J., Fung, Y. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=On+residual+stresses+in+arteries.">On residual stresses in arteries.</a> J Biomech Eng. 108, 189-192 (1986).</li><li>Borschel, G. 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=Tissue+engineering+of+recellularized+small-diameter+vascular+grafts.">Tissue engineering of recellularized small-diameter vascular grafts.</a> Tissue Eng. 11, 778-786 (2005).</li><li>Wagenseil, J. E., Mecham, R. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Vascular+extracellular+matrix+and+arterial+mechanics.">Vascular extracellular matrix and arterial mechanics.</a> Physiol Rev. 89, 957-989 (2009).</li><li>Holzapfel, G. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Determination+of+material+models+for+arterial+walls+from+uniaxial+extension+tests+and+histological+structure.">Determination of material models for arterial walls from uniaxial extension tests and histological structure.</a> J Theor Biol. 238, 290-302 (2006).</li><li>Tanaka, T. T., Fung, Y. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Elastic+and+inelastic+properties+of+the+canine+aorta+and+their+variation+along+the+aortic+tree.">Elastic and inelastic properties of the canine aorta and their variation along the aortic tree.</a> J Biomech. 7, 357-370 (1974).</li><li>Sokolis, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Passive+mechanical+properties+and+structure+of+the+aorta:+segmental+analysis.">Passive mechanical properties and structure of the aorta: segmental analysis.</a> Acta physiologica. 190, 277-289 (2007).</li><li>Twal, W., 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=Cellularized+Microcarriers+as+Adhesive+Building+Blocks+for+Fabrication+of+Tubular+Tissue+Constructs.">Cellularized Microcarriers as Adhesive Building Blocks for Fabrication of Tubular Tissue Constructs.</a> Ann Biomed Eng. , 1-12 (2013).</li><li>Shazly, T., 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=On+the+Uniaxial+Ring+Test+of+Tissue+Engineered+Constructs.">On the Uniaxial Ring Test of Tissue Engineered Constructs.</a> Exp Mech. , 1-11 (2014).</li><li>Kim, J., Baek, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Circumferential+variations+of+mechanical+behavior+of+the+porcine+thoracic+aorta+during+the+inflation+test.">Circumferential variations of mechanical behavior of the porcine thoracic aorta during the inflation test.</a> J Biomech. 44, 1941-1947 (2011).</li><li>Li, L., 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=Determination+of+material+parameters+of+the+two-dimensional+Holzapfel-Weizsacker+type+model+based+on+uniaxial+extension+data+of+arterial+walls.">Determination of material parameters of the two-dimensional Holzapfel-Weizsacker type model based on uniaxial extension data of arterial walls.</a> Comput Methods Biomech Biomed Engin. 16, 358-367 (2013).</li><li>Li, L., 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=Determination+of+the+material+parameters+of+four-fibre+family+model+based+on+uniaxial+extension+data+of+arterial+walls.">Determination of the material parameters of four-fibre family model based on uniaxial extension data of arterial walls.</a> Comput Methods Biomech Biomed Engin. 17, 695-703 (2014).</li><li>Hoeltzel, D. A., Altman, P., Buzard, K., Choe, K. I. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Strip+extensiometry+for+comparison+of+the+mechanical+response+of+bovine,+rabbit,+and+human+corneas.">Strip extensiometry for comparison of the mechanical response of bovine, rabbit, and human corneas.</a> J Biomech Eng. 114, 202-215 (1992).</li><li>Guo, X., Kassab, G. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Variation+of+mechanical+properties+along+the+length+of+the+aorta+in+C57bl/6+mice.">Variation of mechanical properties along the length of the aorta in C57bl/6 mice.</a> Am J Physiol Heart Circ Physiol. 285, H2614-H2622 (2003).</li><li>Smutz, W., Drexler, M., Berglund, L., Growney, E., An, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Accuracy+of+a+video+strain+measurement+system.">Accuracy of a video strain measurement system.</a> J Biomech. 29, 813-817 (1996).</li><li>Genovese, K., Lee, Y. U., Lee, A. Y., Humphrey, 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=An+improved+panoramic+digital+image+correlation+method+for+vascular+strain+analysis+and+material+characterization.">An improved panoramic digital image correlation method for vascular strain analysis and material characterization.</a> J Mech Behav Biomed Mater. 27, 132-142 (2013).</li><li>Wang, C. C., Deng, J. M., Ateshian, G. A., Hung, C. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=An+automated+approach+for+direct+measurement+of+two-dimensional+strain+distributions+within+articular+cartilage+under+unconfined+compression.">An automated approach for direct measurement of two-dimensional strain distributions within articular cartilage under unconfined compression.</a> J Biomech Eng. 124, 557-567 (2002).</li><li>Ning, J., 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=Deformation+measurements+and+material+property+estimation+of+mouse+carotid+artery+using+a+microstructure-based+constitutive+model.">Deformation measurements and material property estimation of mouse carotid artery using a microstructure-based constitutive model.</a> J Biomech Eng. 132, 121010 (2010).</li><li>Sutton, M. A., 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=Strain+field+measurements+on+mouse+carotid+arteries+using+microscopic+three-dimensional+digital+image+correlation.">Strain field measurements on mouse carotid arteries using microscopic three-dimensional digital image correlation.</a> J Biomed Mater Res A. 84, 178-190 (2008).</li><li>Sutton, M. A., Orteu, J. J., Schreier, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Image correlation for shape, motion and deformation measurements: basic concepts, theory and applications. , (2009).</li><li>Verhulp, E., van Rietbergen, B., Huiskes, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+three-dimensional+digital+image+correlation+technique+for+strain+measurements+in+microstructures.">A three-dimensional digital image correlation technique for strain measurements in microstructures.</a> J Biomech. 37, 1313-1320 (2004).</li><li>Wang, C. C., Deng, J. M., Ateshian, G. A., Hung, C. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=An+automated+approach+for+direct+measurement+of+two-dimensional+strain+distributions+within+articular+cartilage+under+unconfined+compression.">An automated approach for direct measurement of two-dimensional strain distributions within articular cartilage under unconfined compression.</a> Journal of Biomechanical Engineering. 124, 557-567 (2002).</li><li>Franck, C., Hong, S., Maskarinec, S., Tirrell, D., Ravichandran, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Three-dimensional+full-field+measurements+of+large+deformations+in+soft+materials+using+confocal+microscopy+and+digital+volume+correlation.">Three-dimensional full-field measurements of large deformations in soft materials using confocal microscopy and digital volume correlation.</a> Exp Mech. 47, 427-438 (2007).</li><li>Garcia, A., 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=Experimental+study+and+constitutive+modelling+of+the+passive+mechanical+properties+of+the+porcine+carotid+artery+and+its+relation+to+histological+analysis:+Implications+in+animal+cardiovascular+device+trials.">Experimental study and constitutive modelling of the passive mechanical properties of the porcine carotid artery and its relation to histological analysis: Implications in animal cardiovascular device trials.</a> Med Eng Phys. 33, 665-676 (2011).</li><li>Miller, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=How+to+test+very+soft+biological+tissues+in+extension?.">How to test very soft biological tissues in extension?.</a> J Biomech. 34, 651-657 (2001).</li><li>Sutton, M. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Springer handbook of experimental solid mechanics. , 565-600 (2008).</li><li>Han, H. C., Fung, Y. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Longitudinal+strain+of+canine+and+porcine+aortas.">Longitudinal strain of canine and porcine aortas.</a> J Biomech. 28, 637-641 (1995).</li><li>Sokolis, D. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+passive+strain-energy+function+for+elastic+and+muscular+arteries:+correlation+of+material+parameters+with+histological+data.">A passive strain-energy function for elastic and muscular arteries: correlation of material parameters with histological data.</a> Med Biol Eng Comput. 48, 507-518 (2010).</li><li>Zhou, B., Wolf, L., Rachev, A., Shazly, 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+structure-motivated+model+of+the+passive+mechanical+response+of+the+primary+porcine+renal+artery.">A structure-motivated model of the passive mechanical response of the primary porcine renal artery.</a> J Mech Med Biol. , (2013).</li><li>Zhou, B., Rachev, A., Shazly, 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+biaxial+active+mechanical+properties+of+the+porcine+primary+renal+artery.">The biaxial active mechanical properties of the porcine primary renal artery.</a> J Mech Behav Biomed Mater. 48, 28-37 (2015).</li><li>Sommer, G., Holzapfel, G. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=3D+constitutive+modeling+of+the+biaxial+mechanical+response+of+intact+and+layer-dissected+human+carotid+arteries.">3D constitutive modeling of the biaxial mechanical response of intact and layer-dissected human carotid arteries.</a> J Mech Behav Biomed Mater. 5, 116-128 (2012).</li></ol>

Gli autori non hanno potenziali conflitti di interesse.

Sebbene studi precedenti hanno utilizzato una vasta gamma di metodi di video-dye di monitoraggio per valutare tensione campione 18,20,21,23,24, il nostro obiettivo attuale è quello di fornire una metodologia completa per due prove di trazione uniassiale con 2D-DIC per la valutazione di tensioni superficiali su campioni di tessuto vascolare. Con una fotocamera ad alta risoluzione e software di analisi dell&#39;immagine in-house, il campo di deformazione può essere misurata in una regione superficiale predeterminata come il campione subisce carico monoassiale. Di particolare rilevanza per prove meccaniche del tessuto vascolare, la tecnica presentata può essere adattato direttamente per valutare ceppi superficiali planari test biassiali che a loro volta consentono l&#39;identificazione delle proprietà dei materiali costitutivi. Per facilitare l&#39;analisi di correlazione dell&#39;immagine digitale, un speckle viene applicata alla superficie del campione. La vernice utilizzata per pezzatura è un colorante marcatura tessuto che aderisce facilmente alla maggior parte delle superfici dei tessuti molli. Per ottenere unbuona qualità del contrasto e corretta densità del speckle, una dimensione ottimale speckle di 60-100 micron e la distanza di spruzzatura di 0,5 m sono realizzati regolando il diametro dell&#39;ugello dell&#39;aerografo e la distanza tra il campione e l&#39;aerografo. La dimensione macchiolina utilizzato è direttamente correlata alla risoluzione delle misure risultanti 23,25. Ogni macchiolina deve essere campionata da almeno 3-5 pixel per ottenere immagini di correlazione accettabile. Dato un mm campo visivo 22 mm × 18 e la dimensione speckle utilizzato, la risoluzione dell&#39;esperimento presentato è 9 micron / pixel. Un regime di carico di 0.01 mm / sec è utilizzato per prove meccaniche in modo da ottenere una serie di stati di equilibrio deformato quasi-statica per tessuto vascolare 26,27. Poiché la fotocamera e cella di carico ad alta fedeltà sono entrambi estremamente sensibili alle vibrazioni, ci dovrebbero essere minimo movimento durante l&#39;esperimento; anche se piccolo, corpo rigido movimento della fotocamera / campione può verificarsi e wmisurazioni 2D-DIC-based malato confondere. Analogamente, deformazione campione può verificarsi a causa di disidratazione dei tessuti, quindi è importante che PBS viene applicato tramite test di promuovere l&#39;accuratezza di 2D-DIC. Per 2D-DIC, specifiche richieste includono la dimensione sottoinsieme e la dimensione del passo utilizzato in algoritmo immagine corrispondente 22. Per ottenere risultati accurati con polarizzazione trascurabili, almeno 3 nero e 3 macchie bianche dovrebbero essere presenti in ogni sottoinsieme, con ogni speckle campionata mediante almeno 3-5 pixel. Ciascun punto dati in uscita fornisce informazioni media su una scatola che corrisponde alla dimensione sottoinsieme (41x41 pixel), considerata la risoluzione spaziale dell&#39;esperimento. La distanza tra due punti di dati in termini di passo è da 5 pixel in questo esperimento. Al fine di massimizzare la precisione nelle misure di deformazione spostamento speckle / superficie, un metodo di interpolazione spline 8-tap è applicata per ottenere valori di intensità, sub-pixel accurati. Il meth 8-tapod è leggermente più elevata precisione per ottenere ceppi rispetto ai risultati ottenuti utilizzando un rubinetto 4 o 6-tap filtro di interpolazione. Il criterio di correlazione &quot;differenze al quadrato normalizzati&quot; è stato selezionato per l&#39;abbinamento in quanto non è influenzato da un cambiamento di scala a illuminazione (ad esempio, quando un sottoinsieme deforme è del 30% più luminoso di riferimento). Questa scelta è la selezione predefinita nel software e di solito offre la migliore combinazione di flessibilità e risultati 28. Ponderazione sottoinsieme, che controlla come i pixel all&#39;interno del sottoinsieme sono ponderati nel processo di corrispondenza, è stato selezionato come gaussiana. Con pesi uniformi, ogni pixel nel sottoinsieme è considerato altrettanto; Pesi Gaussiane forniscono la migliore combinazione di risoluzione spaziale e risoluzione spostamento. Coefficienti di variazione del campo di deformazione superficiale sono state calcolate con il software di analisi delle immagini in-house e utilizzato per quantificare il grado di deformazione eterogeneità. Il coefficiente di variazione del campo di deformazione in entrambe le direzioni circonferenziali e longitudinale diminuiva con l&#39;aumentare strain circonferenziale globale, che è stato precedentemente osservato in analoghe prove meccaniche su altri tipi di tessuti vascolari (risultati non pubblicati). Sulla base di questa tendenza persistente, è ragionevole aspettarsi che i campi di deformazione superficiale potrebbero sufficientemente omogeneizzare sopra un certo grado critica di estensione tale che le misurazioni globali e locali convergono. Tuttavia, è probabile che questo valore critico è tessuto- e specifico campione, sostenendo così l&#39;uso di misure di deformazione locale per l&#39;identificazione accurata delle proprietà dei materiali costitutivi. Diversi limiti devono essere considerati per una corretta interpretazione della nostra metodologia e dei risultati presentati. Abbiamo prescritto una gamma moderata di deformazione circonferenziale globale, così le nostre realizzati magnitudo deformazione locali in entrambe le direzioni circonferenziale e longitudinale erano significativamente più bassi<html> rispetto ai valori osservati in vivo. Inoltre, è stata valutata la risposta meccanica monoassiale sotto un unico orientamento del campione, e quindi generare dati sufficienti per identificare le proprietà dei materiali costitutivi di tessuto vascolare 29,30. Tuttavia, il nostro obiettivo non è quello di condurre una completa analisi meccanica dell&#39;aorta suina, ma piuttosto a dimostrare un protocollo sperimentale di coppia 2D-DIC ad un test meccanici uniassiale sui tessuti molli. La tecnica qui presentata può essere facilmente estesa ad biassiale prove meccaniche e quindi la quantificazione delle proprietà meccaniche costitutive di tessuti vascolari 31-33. Il metodo 2D-DIC cattura solo un campo di deformazione piana corrispondente alla superficie del campione. Quando il campione si deforma fuori piano, o quando il campione è una geometria non planare (ad esempio, vasi sanguigni), imaging stereo-visione e una tecnica 3D-DIC può essere applicato per la misura della deformazione completa 23,25. nt &quot;&gt; In sintesi, la presente manoscritto fornisce informazioni dettagliate sulla metodologia di integrare prove di trazione uniassiale e correlazione di immagini digitali per caratterizzare la risposta meccanica del tessuto vascolare nativa. Il metodo presentato in questo studio può essere facilmente adattato per la caratterizzazione meccanica di altri nativo e progettato tessuti molli e idrogel morbido / materiali polimerici, ed è particolarmente utile quando il campo di deformazione superficiale del campione presenta eterogeneità significativa durante prove meccaniche.

Una storia ricca di ricerca che dura da oltre 50 anni, è stata focalizzata sulla quantificazione delle proprietà meccaniche dei tessuti vascolari. Questi studi ci permettono di capire meglio sia il comportamento fisiologico e patologico dei vasi sanguigni, forniscono una base per valutare l&#39;efficacia / compatibilità dei dispositivi endovascolari, e l&#39;aiuto nella progettazione e fabbricazione di vascolare ingegnerizzato costrutti 1-6. La misurazione accurata della risposta meccanica dei tessuti molli e la modellazione costitutiva delle loro caratteristiche meccaniche è intrinsecamente difficile a causa della meccanica eterogeneità anisotropia, e non linearità esibito dalla maggior parte dei tipi di tessuto. Inoltre, le misure sperimentali sono spesso confusi dalla complessità locale introdotto alle interfacce campione presa nel corso di prove meccaniche (cioè, la piegatura, l&#39;attrito, le concentrazioni di sollecitazione, lacrimazione) e l&#39;inevitabile passaggio di proprietà meccaniche volta tessuto viene asportato dal animale vivente. &lt;/ p&gt; Un esperimento trazione uniassiale è tra i più semplici prove meccaniche che possono essere eseguite su un campione costituito da un materiale solido, ed è spesso usato per valutare la risposta meccanica del tessuto vascolare. I risultati di questi esperimenti forniscono informazioni preliminari utili per entrambe le fonti tissutali native e artificiali, e possono essere utilizzati per confrontare gli effetti di alcuni trattamenti, stati di malattia, o composti farmacologici sul comportamento meccanico della parete vascolare 7-11. Monoassiale prove meccaniche dei tessuti molli viene in genere eseguito su campioni con geometrie relativamente omogenee, che sono più comunemente cane ossa o forma 7,8,12-14 anello. Tuttavia, allontanamento significativo da queste geometrie idealizzate può verificarsi a causa di sfide connesse con la dissezione dei tessuti, l&#39;isolamento, e di bloccaggio all&#39;interno del sistema di prova. Qualsiasi non uniformità nella geometria in ultima analisi, fonte di stress e tensione eterogeneicampi quando il campione è sottoposto ad estensione uniassiale, con il grado di eterogeneità dipende forma effettiva del campione, nonché le dimensioni del campione (rispetto alle impugnature) e le proprietà meccaniche del materiale 9,15,16. Quando eterogeneità di campo sono significativi, i calcoli di deformazione del campione sulla base delle posizioni di presa relative sono imprecise e quindi una base sufficiente per valutare il comportamento meccanico. Sistemi di analisi video sono stati ampiamente utilizzati per misure di deformazione dei tessuti molli, spesso utilizzando ad alto contrasto marcatori colorante applicato alla superficie del campione 17,18. Correlazione digitale delle immagini, una tecnica metrologico ottico che misura pieno campo di deformazione superficiale confrontando i valori di intensità di livello di grigio sulla superficie del campione prima e dopo la deformazione, è stato usato in combinazione con il video analisi dei tessuti molli 19-21. Ci sono diversi vantaggi di correlazione dell&#39;immagine digitale rispetto a interferometrMetodi ic che possono essere impiegati per le misurazioni. In primo luogo, come una tecnica di misurazione senza contatto, minimizza gli effetti confondenti di modificare le proprietà del materiale a causa del modo in cui il sistema di misurazione colpisce il campione. In secondo luogo, esso richiede un ambiente molto meno rigorose misura e che presenti una più ampia gamma di sensibilità e risoluzione rispetto ad altri metodi. Terzo, dotata della capacità di catturare un intero campo visivo, questa tecnica può caratterizzare sia la media e le risposte meccaniche locali. Per una spiegazione dettagliata del metodo, i lettori sono invitati a vedere il libro di Sutton 22. Per ottenere campi di deformazione sulla superficie del campione, una tecnica bidimensionale immagine correlazione digitale (2D-DIC) può essere utilizzato. In breve, le immagini del campione vengono acquisiti a stati caricati scaricati e vari. La prima immagine è suddivisa in piccoli quadrati chiamati sottoinsiemi (M × M pixel) che formano una rete per il successivo calcolo delCampi di deformazione 2D. La posizione di ogni quadrato nel campione deformato viene ottenuta utilizzando un algoritmo immagine corrispondente. Il movimento di ogni quadrato viene poi monitorato, immagine per immagine, ottenendo campi di spostamento che possono poi essere utilizzati per ricavare gradienti di deformazione e le tensioni attraverso una varietà di metodi, tra cui l&#39;interpolazione polinomiale elemento di raccordo o finiti. Nel presente manoscritto, mettiamo a disposizione una metodologia dettagliata per la valutazione dei campi di deformazione della superficie, sui tessuti vascolari autoctone attraverso l&#39;integrazione delle prove di trazione monoassiale e 2D-DIC.

<table><tbody><tr><td>Uniaxial tensile mechanical tester</td><td>Enduratec</td><td>3230 AT/HR</td><td></td></tr><tr><td>Blue tissue marking dye</td><td>http://www.ebay.com/itm/Tissue-Marking-Dye-in-Bottles-2oz-Bottle-1-ea-/201193551510?pt=LH_DefaultDomain_0&amp;amp;hash=item2ed811f696</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Sprayer</td><td>Anest-iwata</td><td>CM-B</td><td>Custom Micron B</td></tr><tr><td>Camera</td><td>Point Grey</td><td>GS2-GE-50S5M-C</td><td></td></tr><tr><td>Lens</td><td>Tokina</td><td>AT-X M100</td><td></td></tr><tr><td>Vascular tissue</td><td>Caughman Inc</td><td></td><td></td></tr><tr><td>0.9% Sodium Chloride Injection PBS</td><td>BAXTER HEALTHCARE CORP.</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Vic_snap</td><td>Correlated Solutions</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Vic_2D</td><td>Correlated Solutions</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Wintest 4.1</td><td>Bose ElectroForce</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Tissue adhesive</td><td>&amp;nbsp;3M Vetbond&amp;nbsp;</td><td>1469SB</td><td></td></tr><tr><td>Disinfectant&amp;nbsp;</td><td>Fisher Scientific</td><td>04-355-13</td><td>Decon BDD Bacdown Detergent Disinfectant</td></tr></tbody></table>

using digital image correlation to characterize local strains on vascular tissue specimens

Characterization of the mechanical behavior of biological and engineered soft tissues is a central component of fundamental biomedical research and product development. Stress-strain relationships are typically obtained from mechanical testing data to enable comparative assessment among samples and in some cases identification of constitutive mechanical properties. However, errors may be introduced through the use of average strain measures, as significant heterogeneity in the strain field may result from geometrical non-uniformity of the sample and stress concentrations induced by mounting/gripping of soft tissues within the test system. When strain field heterogeneity is significant, accurate assessment of the sample mechanical response requires measurement of local strains. This study demonstrates a novel biomechanical testing protocol for calculating local surface strains using a mechanical testing device coupled with a high resolution camera and a digital image correlation technique. A series of sample surface images are acquired and then analyzed to quantify the local surface strain of a vascular tissue specimen subjected to ramped uniaxial loading. This approach can improve accuracy in experimental vascular biomechanics and has potential for broader use among other native soft tissues, engineered soft tissues, and soft hydrogel/polymeric materials. In the video, we demonstrate how to set up the system components and perform a complete experiment on native vascular tissue.

I dati meccanici acquisiti da una rampa di prova estensione monoassiale sul tessuto vascolare costituito da carico contro applicate rapporti di spostamento del campione ad un determinato tasso di spostamento. In questo studio, 2D-DIC in combinazione con test meccanici monoassiale viene utilizzato per misurare i campi di deformazione della superficie del campione in direzioni ortogonali in varie condizioni di deformi. La natura viscoelastica del tessuto vascolare si manifesta con la notevole grado di isteresi nelle curve di carico-spostamento prima di precondizionamento meccanica. Per promuovere la riproducibilità delle prove meccaniche e di ottenere una risposta elastica meccanica, il tessuto è condizionato mediante diversi cicli di carico-scarico in cui è progressivamente diminuita isteresi (Figura 1). Nonostante il estremamente accurata preparazione del campione e il montaggio, le misurazioni 2D-DIC dimostrano che il campo di deformazione della superficie dell&#39;intima ne risulta è molto eterogeneo sia nel<html> indicazioni circonferenziali e longitudinali. Come previsto, i valori di deformazione circonferenziale locali aumentano con spostamento campione applicata. Eterogeneità della configurazione strain circonferenziale dà generalmente valori inferiori vicino al centro del campione rispetto al vicino all&#39;interfaccia campione-grip, riflettendo gli effetti della presa sui ceppi locali (Figura 2). Nella direzione longitudinale, i risultanti ceppi compressione non uniforme sulla superficie del campione intimale aumentano il campione viene progressivamente esteso, e il campo di deformazione risultante esibisce un grado più pronunciato di eterogeneità rispetto alla direzione circonferenziale (figura 3). I coefficienti di variazione (CV) dei campi di deformazione della superficie in direzioni ortogonali sono stati calcolati per riflettere il grado di campo eterogeneità a Stati selezionare sperimentali, e sono stati trovati a diminuire monotonicamente con maggiore estensione del campione (Tabella 1). jove_content &quot;fo: keep-together.within-page =&quot; 1 &quot;&gt; <img alt="Figura 1" src="/files/ftp_upload/53625/53625fig1.jpg" /> Figura 1. precondizionamento Sperimentale di campione di tessuto vascolare per prove di trazione uniassiale. Un campione di forma rettangolare, è condizionato con tre cicli di carico-scarico per ottenere una risposta elastica riproducibile. <a href="https://www-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/53625/53625fig1large.jpg" target="_blank">Cliccate qui per vedere una versione più grande di questa figura.</a> <img alt="Figura 2" src="/files/ftp_upload/53625/53625fig2.jpg" /> Figura 2. circonferenziale campo di deformazione all&#39;interno della zona del campione di interesse. (A) Esempio rappresentativo di maculato superficie del campione intimale e la zona individuata di interesse. (B) locale circonferenziale aa deformazione ε (%) all&#39;interno dell&#39;area individuata di interesse ad aumentarelivelli di sforzo applicato circonferenziale globale (passando da 1,6% al 9% al 18%, da sinistra a destra). <a href="https://www-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/53625/53625fig2large.jpg" target="_blank">Cliccate qui per vedere una versione più grande di questa figura.</a> <img alt="Figura 3" src="/files/ftp_upload/53625/53625fig3.jpg" /> Figura 3. longitudinale campo di deformazione all&#39;interno della zona del campione di interesse. (A) Esempio rappresentativo di maculato superficie del campione intimale e la zona individuata di interesse. (B) locale longitudinale xx deformazione ε (%) all&#39;interno dell&#39;area individuata di interesse ad aumentare i livelli di applicare tensione circonferenziale globale (passando da 1,6% al 9% al 18%, da sinistra a destra). <a href="https://www-jove-com.bdigitaluss.remotexs.co/files/ftp_upload/53625/53625fig3large.jpg" target="_blank">Cliccate qui per visualizzare un versione più grande di questa figura.</a> <tablefo: keep-together.within-page = &quot;1&quot;&gt; <tbody><tr><td> Strain circonferenziale globale [%] </td><td> CV in ε aa (%) </td><td> CV in ε xx (%) </td></tr><tr><td> 1.6 </td><td> 11.8 </td><td> 28.1 </td></tr><tr><td> 9.0 </td><td> 7.4 </td><td> 25.1 </td></tr><tr><td> 18.0 </td><td> 5.6 </td><td> 20.7 </td></tr></tbody></table> Tabella 1. Coefficienti di variazione dei campi di deformazione. Coefficienti di variazione (CV) di campi di deformazione superficie del campione intimali sia circonferenziale (ε aa) e longitudinale (ε xx) le direzioni a selezionare i livelli di tensione applicato circonferenziale globale.

Watch this Scientific Journal Video about Using Digital Image Correlation to Characterize Local Strains on Vascular Tissue Specimens at JoVE.com

Using Digital Image Correlation to Characterize Local Strains on Vascular Tissue Specimens

Utilizzo di Digital Image Correlation per caratterizzare ceppi locali vascolari campioni di tessuto

We describe the use of digital image correlation to characterize the local surface strain field on vascular tissue samples subjected to uniaxial tensile testing. These measurements facilitate precise quantification of the sample mechanical response and the generation of constitutive stress-strain relations.

Characterization of the mechanical behavior of biological and engineered soft tissues is a central component of fundamental biomedical research and ...

using-digital-image-correlation-to-characterize-local-strains-on

Universidad San Sebastian

Research

JoVE Journal

Biology

9.4K Views.  University of South Carolina. We describe the use of digital image correlation to characterize the local surface strain field on vascular tissue samples subjected to uniaxial tensile testing. These measurements facilitate precise quantification of the sample mechanical response and the generation of constitutive stress-strain relations.

Video: Using Digital Image Correlation to Characterize Local Strains on Vascular Tissue Specimens

Monitoring the Wall Mechanics During Stent Deployment in a Vessel

Clinical trials have reported different restenosis rates for various stent designs1. It is speculated that stent-induced strain concentrations on the arterial wall lead to tissue injury, which initiates restenosis2-7. This hypothesis needs further investigations including better quantifications of non-uniform strain distribution on the artery following stent implantation. A non-contact surface strain measurement method for the stented artery is presented in this work. ARAMIS stereo optical surface strain measurement system uses two optical high speed cameras to capture the motion of each reference point, and resolve three dimensional strains over the deforming surface8,9. As a mesh stent is deployed into a latex vessel with a random contrasting pattern sprayed or drawn on its outer surface, the surface strain is recorded at every instant of the deformation. The calculated strain distributions can then be used to understand the local lesion response, validate the computational models, and formulate hypotheses for further in vivo study.

Stent-induced arterial strain distributions are characterized using an optical surface strain measurement system. This visualization technique is used to gain insights into the impact of stent implantation on the host vessel.

Monitoraggio dei Mechanics parete durante la distribuzione stent in un recipiente

Clinical trials have reported different restenosis rates for various stent designs1. It is speculated that stent-induced strain concentrations on the ...

Ricerca

Bioingegneria

Observing and Quantifying Fibroblast-mediated Fibrin Gel Compaction

Cells embedded in collagen and fibrin gels attach and exert traction forces on the fibers of the gel. These forces can lead to local and global reorganization and realignment of the gel microstructure. This process proceeds in a complex manner that is dependent in part on the interplay between the location of the cells, the geometry of the gel, and the mechanical constraints on the gel. To better understand how these variables produce global fiber alignment patterns, we use time-lapse differential interference contrast (DIC) microscopy coupled with an environmentally controlled bioreactor to observe the compaction process between geometrically spaced explants (clusters of fibroblasts). The images are then analyzed with a custom image processing algorithm to obtain maps of the strain. The information obtained from this technique can be used to probe the mechanobiology of various cell-matrix interactions, which has important implications for understanding processes in wound healing, disease development, and tissue engineering applications.

Time-lapse microscopy and image processing techniques were used to observe and analyze fibroblast-mediated gel compaction and fibrin fiber realignment in an environmentally controlled bioreactor over a 48 hr&#160;period.

Osservazione e quantificazione della compattazione del gel di fibrina mediata da fibroblasti

Cells embedded in collagen and fibrin gels attach and exert traction forces on the fibers of the gel. These forces can lead to local and global ...

Full-field Strain Measurements for Microstructurally Small Fatigue Crack Propagation Using Digital Image Correlation Method

A novel measurement approach is used to reveal the cumulative deformation field at a sub-grain level and to study the influence of microstructure on the growth of microstructurally small fatigue cracks. The proposed strain field analysis methodology is based on the use of a unique pattering technique with a characteristic speckle size of approximately 10 &#181;m. The developed methodology is applied to study the small fatigue crack behavior in body centered cubic (bcc) Fe-Cr ferritic stainless steel with a relatively large grain size allowing a high spatial measurement accuracy at the sub-grain level. This methodology allows the measurement of small fatigue crack growth retardation events and associated intermittent shear strain localization zones ahead of the crack tip. In addition, this can be correlated with the grain orientation and size. Thus, the developed methodology can provide a deeper fundamental understanding of the small fatigue crack growth behavior, required for the development of robust theoretical models for the small fatigue crack&#160;propagation in polycrystalline materials.

Microstructurally small fatigue crack growth behavior is investigated using a novel methodological approach combining crack growth rate measurement and strain-field analysis to reveal the cumulative deformation field at sub-grain level.

Misure estensimetriche a pieno campo per affaticamento Microstructurally piccola crepa propagazione utilizzando il metodo di correlazione di immagini digitali

A novel measurement approach is used to reveal the cumulative deformation field at a sub-grain level and to study the influence of microstructure on the ...

Ingegneria

Intermediate Strain Rate Material Characterization with Digital Image Correlation

The mechanical response of a material under dynamic load is typically different than its behavior under static conditions; therefore, the common quasistatic equipment and procedures used for material characterization are not applicable for materials under dynamic loads. The dynamic response of a material depends on its deformation rate and is broadly categorized into high (i.e., greater than 200/s), intermediate (i.e., 10&#8722;200/s) and low strain rate regimes (i.e., below 10/s). Each of these regimes calls for specific facilities and testing protocols to ensure the reliability of the acquired data. Due to the limited access to high-speed servo-hydraulic facilities and validated testing protocols, there is a noticeable gap in the results at the intermediate strain rate. The current manuscript presents a validated protocol for the characterization of different materials at these intermediate strain rates. Strain gauge instrumentation and digital image correlation protocols are also included as complimentary modules to extract the utmost level of detailed data from every single test. Examples of raw data, obtained from a variety of materials and test setups (e.g., tensile and shear) is presented and the analysis procedure used to process the output data is described. Finally, the challenges of dynamic characterization using the current protocol, along with the limitations of the facility and methods of overcoming potential problems are discussed.

Here we present a methodology for the dynamic characterization of tensile specimens at intermediate strain rates using a high-speed servo-hydraulic load frame. Procedures for strain gauge instrumentation and analysis, as well as for digital image correlation strain measurements on the specimens, are also defined.

Caratterizzazione di materiali intermedi ceppo tasso con correlazione di immagini digitali

The mechanical response of a material under dynamic load is typically different than its behavior under static conditions; therefore, the common ...

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.

Un metodo per stimare il femore cadaverico corticale ceppi durante frattura test utilizzando correlazione di immagini digitali

This protocol describes the method using digital image correlation to estimate cortical strain from high speed video images of the cadaveric femoral ...

Measuring Local Tissue Strains in Tendons via Open-Source Digital Image Correlation

There is considerable scientific interest in understanding the strains that tendon cells experience in situ and how these strains influence tissue remodeling. Based on this interest, several analytical techniques have been developed to measure local tissue strains within tendon explants during loading. However, in several cases, the accuracy and sensitivity of these techniques have not been reported, and none of the algorithms are publicly available. This has made it difficult for the more widespread measurement of local tissue strains in tendon explants. Therefore, the objective of this paper was to create a validated analysis tool for measuring local tissue strains in tendon explants that is readily available and easy to use. Specifically, a publicly available augmented-Lagrangian digital image correlation (ALDIC) algorithm was adapted for measuring 2D strains by tracking the displacements of cell nuclei within mouse Achilles tendons under uniaxial tension. Additionally, the accuracy of the calculated strains was validated by analyzing digitally transformed images, as well as by comparing the strains with values determined from an independent technique (i.e., photobleached lines). Finally, a technique was incorporated into the algorithm to reconstruct the reference image using the calculated displacement field, which can be used to assess the accuracy of the algorithm in the absence of known strain values or a secondary measurement technique. The algorithm is capable of measuring strains up to 0.1 with an accuracy of 0.00015. The technique for comparing a reconstructed reference image with the actual reference image successfully identified samples that had erroneous data and indicated that, in samples with good data, approximately 85% of the displacement field was accurate. Finally, the strains measured in mouse Achilles tendons were consistent with the prior literature. Therefore, this algorithm is a highly useful and adaptable tool for accurately measuring local tissue strains in tendons.

Measuring Local Tissue Strains in Tendons via Open-Source Digital Image Correlation

This paper describes an open-source digital image correlation algorithm for measuring local 2D tissue strains within tendon explants. The accuracy of the technique has been validated using multiple techniques, and it is available for public use.

Misurazione di ceppi tissutali locali nei tendini tramite correlazione di immagini digitali open source

There is considerable scientific interest in understanding the strains that tendon cells experience in situ and how these strains influence tissue ...

Controlled Strain of 3D Hydrogels under Live Microscopy Imaging

External forces are an important factor in tissue formation, development, and maintenance. The effects of these forces are often studied using specialized in vitro stretching methods. Various available systems use 2D substrate-based stretchers, while the accessibility of 3D techniques to strain soft hydrogels, is more restricted. Here, we describe a method that allows external stretching of soft hydrogels from their circumference, using an elastic silicone strip as the sample carrier. The stretching system utilized in this protocol is constructed from 3D-printed parts and low-cost electronics, making it simple and easy to replicate in other labs. The experimental process begins with polymerizing thick (&#62;100 &#956;m) soft fibrin hydrogels (Elastic Modulus of ~100 Pa) in a cut-out at the center of a silicone strip. Silicone-gel constructs are then attached to the printed-stretching device and placed on the confocal microscope stage. Under live microscopy the stretching device is activated, and the gels are imaged at various stretch magnitudes. Image processing is then used to quantify the resulting gel deformations, demonstrating relatively homogenous strains and fiber alignment throughout the gel&#8217;s 3D thickness (Z-axis). Advantages of this method include the ability to strain extremely soft hydrogels in 3D while executing in situ microscopy, and the freedom to manipulate the geometry and size of the sample according to the user&#8217;s needs. Additionally, with proper adaptation, this method can be used to stretch other types of hydrogels (e.g., collagen, polyacrylamide or polyethylene glycol) and can allow for analysis of cells and tissue response to external forces under more biomimetic 3D conditions.

The presented method involves uniaxial stretching of 3D soft hydrogels embedded in silicone rubber while allowing live confocal microscopy. Characterization of the external and internal hydrogel strains as well as fiber alignment are demonstrated. The device and protocol developed can assess the response of cells to various strain regimes.

Ceppo controllato di idrogel 3D in imaging a microscopia dal vivo

External forces are an important factor in tissue formation, development, and maintenance. The effects of these forces are often studied using specialized ...

A Method to Study the Correlation Between Local Collagen Structure and Mechanical Properties of Atherosclerotic Plaque Fibrous Tissue

The rupture of atherosclerotic plaques in coronary and carotid arteries is the primary cause of fatal cardiovascular events. However, the rupture mechanics of the heterogeneous, highly collagenous plaque tissue, and how this is related to the tissue's fibrous structure, are not known yet. Existing pipelines to study plaque mechanics are limited to obtaining only gross mechanical characteristics of the plaque tissue, based on the assumption of structural homogeneity of the tissue. However, fibrous plaque tissue is structurally heterogeneous, arguably mainly due to local variation in the collagen fiber architecture.
The mechano-imaging pipeline described here has been developed to study the heterogeneous structural and mechanical plaque properties. In this pipeline, the tissue's local collagen architecture is characterized using multiphoton microscopy (MPM) with second-harmonic generation (SHG), and the tissue's failure behavior is characterized under uniaxial tensile testing conditions using digital image correlation (DIC) analysis. This experimental pipeline enables correlation of the local predominant angle and dispersion of collagen fiber orientation, the rupture behavior, and the strain fingerprints of the fibrous plaque tissue. The obtained knowledge is key to better understand, predict, and prevent atherosclerotic plaque rupture events.

We have developed a mechano-imaging pipeline to study the heterogeneous structural and mechanical atherosclerotic plaque properties. This pipeline enables correlation of the local predominant angle and dispersion of collagen fiber orientation, the rupture behavior, and the strain fingerprints of the fibrous plaque tissue.

Un metodo per studiare la correlazione tra struttura locale del collagene e proprietà meccaniche del tessuto fibroso della placca aterosclerotica

The rupture of atherosclerotic plaques in coronary and carotid arteries is the primary cause of fatal cardiovascular events. However, the rupture ...

A Novel Approach to Monitoring Graft Neovascularization in the Human Gingiva

Laser speckle contrast imaging (LSCI) is a novel method for measuring superficial blood perfusion over large areas. Since it is non-invasive and avoids direct contact with the measured area, it is suitable for monitoring blood flow changes during wound healing in human patients. Vestibuloplasty is periodontal surgery to the oral vestibule, aiming to restore vestibular depth with simultaneous enlargement of the keratinized gingiva. In this special clinical case, a split thickness flap was elevated at the first upper premolar and a xenogenic collagen matrix was adapted to the resulting recipient bed. LSCI was used to monitor the re- and neovascularization of the graft and the surrounding mucosa for one year. A protocol is introduced for the correct adjustment of microcirculation measurement in the oral mucosa, highlighting difficulties and possible failures.
The clinical case study presented demonstrated that &#8212; following the appropriate protocol &#8212; LSCI is a suitable and reliable method for following up microcirculation in a healing wound in the human oral mucosa and gives useful information on graft integration.

This study introduces a protocol for measuring microcirculation in human oral mucosa by laser speckle contrast imaging. The monitoring of wound healing after vestibuloplasty combined with a xenogenic collagen graft is presented on a clinical case.

Un nuovo approccio al monitoraggio dell'innesto neovascolarizzazione nella gengiva umana

Laser speckle contrast imaging (LSCI) is a novel method for measuring superficial blood perfusion over large areas. Since it is non-invasive and avoids ...

Medicina

Quantification of Vascular Parameters in Whole Mount Retinas of Mice with Non-Proliferative and Proliferative Retinopathies

Retinopathies are a heterogeneous group of diseases that affect the neurosensory tissue of the eye. They are characterized by neurodegeneration, gliosis&#160;and a progressive change in vascular function and structure. Although the onset of the retinopathies is characterized by subtle disturbances in visual perception, the modifications in the vascular plexus are the first signs detected by clinicians. The absence or presence of neovascularization determines whether the retinopathy is classified as either non-proliferative (NPDR) or proliferative (PDR). In this sense, several animal models tried to mimic specific vascular features of each stage to determine the underlying mechanisms involved in endothelium alterations, neuronal death and other events taking place in the retina. In this article, we will provide a complete description of the procedures required for the measurement of retinal vascular parameters in adults and early birth mice at postnatal day (P)17. We will detail the protocols to carry out retinal vascular staining with Isolectin GSA-IB4 in whole mounts for later microscopic visualization. Key steps for image processing with Image J Fiji software are also provided, therefore, the readers will be able to measure vessel density, diameter and tortuosity, vascular branching, as well as avascular and neovascular areas. These tools are highly helpful to evaluate and quantify vascular alterations in both non-proliferative and proliferative retinopathies.

This article describes a well-established and reproducible lectin stain assay for the whole mount retinal preparations and the protocols required for the quantitative measurement of vascular parameters frequently altered in proliferative and non-proliferative retinopathies.