Bioelektrisk Analyser av en osseointegreras intelligent Implant Design System för amputerade

Isaacson, B. M., Stinstra, J. G., MacLeod, R. S., Webster, J. B., Beck, J. P., Bloebaum, R. D. Bioelectric Analyses of an Osseointegrated Intelligent Implant Design System for Amputees. J. Vis. Exp. (29), e1237, doi:10.3791/1237 (2009).

Del 1: Använda datortomografi (CT) för Amputerad återuppbyggnad

1. Retrospektiv Datortomografi samlades in från University of Utah och Department of Veteran Affairs sjukhus efter att ha fått IRB och HIPAA godkännande.
2. Datortomografi valdes ut eftersom de gör tydlig skillnad mellan vävnadstyper baserat på röntgen uppsugningsförmåga.
3. Strömtransformatorer var inspekteras manuellt och som ingår i studien bygger på avsaknad av metalliska implantat för att förhindra att bilden artefakt.

Del 2: Modell generation med Seg3D

1. Filer var ner som DICOM-bilder och lastas in i Seg3D (version 1.11.0, software.sci.utah.edu) som en ny volym.
2. En median-filter användes för att jämna ut importerade volymerna innan bestämma geometriskt definierade vävnad strukturer.
3. Vävnaden gränser ben, benmärg, organ och fettvävnad genererades av tröskling CT-filer interaktivt (Figur 1).
   
   Figur 1: En sagittala tvärsnitt av en amputerad stumpen thresholded och delas in i specifika vävnadstyper.
4. Muskulaturen erhölls genom att manuellt ställa frö punkter inuti thresholded muskelvävnad och med hjälp av ett förtroende ansluten filter för att hitta alla vävnaden anslutna till utsädet poäng. Detta steg bort felaktiga vävnader som kan har grupperats tillsammans med muskeln baseras på liknande uppsugningsförmåga från CTS.
5. Huden, som var omöjligt att urskilja ett tillförlitligt från CT-bilder, genererades genom att utvidga de yttersta vävnaden 2 millimeter baserat på genomsnittlig hudens tjocklek för att producera ett lager av homogen tjocklek som omgav hela modell ^1.
6. Segmenteringar manuellt inspekterades, korrigerad för att säkerställa noggrannhet och kombineras i en hierarki i en enda etikett karta som krävs för analys av finita element (Figur 1).
   
   Figur 2: Representant hierarkisk modell av ett bilateralt amputerad skapats med Seg3D.

Del 3: Förberedelse för Finite Element Analysis

1. En 10 cm implantat var utformad i Matlab för att fungera som den implanterade ortopediska enheten och katod för elektrisk stimulering och importeras till SCIRun (version 4.0, software.sci.utah.edu).

Del 4: Elektrodplacering & Design

1. SCIRun har utnyttjats för elektrod designen eftersom det stöder interaktiva elektrodplacering och simulering.
2. Ett nätverk har skapats och moduler organiserade med specifika funktioner för att skapa mesh (Figur 3). Moduler var viktiga för att definiera randvillkor, konduktivitet vävnad, finjusteringar mesh, genererar Matlab histogram, inspelning datafält, mm (tabell 1).
   
   Figur 3: representativt nätverk bild från en pilotstudie med ett två band extern elektrod konfiguration.
   

   Tabell 1
   Konduktivitet Tilldelad till Segmenterad vävnader
   Vävnadstyp	Konduktivitet [S / m]
   Orgel	0,22
   Hud	0,26
   Fett	0,09
   Muscle	0,25
   Kortikalt ben	0,02
   Benmärg	0,07

3. De konfigurationer för elektroderna bestod av en ett plåster elektrod, två elektroder plåster, ett ändlöst band och två kontinuerliga band.
4. Extern elektrod band tillämpades den återstående delen av de modeller som genererats från patient datortomografi och var 1,6 cm i tjocklek.
5. Elektrod fläckar var placerade som en remsa som täcker ungefär halva diametern på stumpen och var 3 cm i tjocklek.
6. Den inre kortikala implantat som representerade osseointegreras implantatet sattes till endosteal diameter för att möjliggöra för perfekt implantat passform och fyller ^2.

Del 5: Finite Element Analysis

1. Simuleringarna genererades under förutsättning att den elektriska mätvärden kan beräknas med hjälp av ett kvasi-statiskt utan tidsfaktorn.
2. Modellen har beräknats genom att lösa Laplaces ekvation för varje vävnadstyp som genereras från Seg3D segmenteringar.
3. Randvillkoren bildades av elektroder som injiceras strömmar och riktlinje att nuvarande kvar i kroppen.
4. Sedan elektroderna och implantatet hade en mycket större ledningsförmåga än omgivande vävnader, det var enssumed att implantatet (katod) var på en konstant potential, även ytan elektroder modellerad med en konstant potential skillnad från perkutana implantat.
5. Att utvärdera effekten av elektrod konfiguration och dimensionering, var patientspecifika modeller som utvecklats och den elektriska potentialen runt implantatet gränssnittet användes för att fastställa lokala fältstyrka.
6. Modellen skapades med hjälp av en hexahedral nät som bestod av ungefär 1,8 miljoner element som behandlades som styckvis homogen, ohmsk och isotropa.
7. Den optimala modellen för detta experiment valdes med en relativ skillnad <5% i spänning lutningar bekräftas med en maskstorlek känslighetsanalyser för att försäkra modell noggrannhet (tabell 2).
   

   Tabell 2
   Mesh känslighetsanalyser för Amputerad Modell
   Mesh	Element	Noder	Relativa skillnaden
   100 100 50	149.089	161.131	0,0995
   125 125 75	350.180	371.472	0,0802
   150 150 100	673.032	706.082	0,0545
   175 175 125	1146778	1194044	0,0527
   200 200 150	1796690	1860772	0,0439
   250 250 200	3745038	3850202	0,0364
   275 275 225	5097243	5226587	0,0301
   300 300 250	6742588	6898729	0,0000

8. Använda en iterativ lösare var de elektriska variabler i finita element modeller beräknas för elektroden konfigurationer.

Förstå elektrisk stimulering Paradigm

Förbättringar inom sjukvård och strategier evakuering på området för kampen har lett till ett ökat antal krigare överlevande katastrofalt krig skador. Medan den förbättrade överlevnaden är ett medicinskt framsteg, är militärer och kvinnor som återvänder från kampen med amputationer som kräver intensiv uppföljande vård, omfattande rehabilitering och dyra proteser tjänster från Veteran Affairs Health Care System ^3. Kongressens rapporter detalj som över 1.000 krigsrelaterade amputationer har inträffat som ett resultat av Operation Enduring Freedom (OEF) och Operation Iraqi Freedom (OIF) konflikter ^4.

Vid OEF och OIF veteraner, har cirka 15% av återvändande soldater förlorat flera ben och ett stort antal återkommande militärer och kvinnor har korta stumpar där uttaget tekniken inte är ett alternativ eller har avvisats av patienten. Den redovisade avvecklade användningen av övre extremiteterna protes överstiger även 50% på grund av att fixationsprodukter är tungrodda och svåra att använda bekvämt ^5. Nedre extremitet proteser är lika problematiska och de gemensamma problemen i samband med mjuk vävnad uttag innefatta oförmåga att gå på utmanande terrain6, begränsat stumpen längd ^7, patientens obehag ^5, oro med icke-fysiologiska belastning ^8, irritation från heterotopisk benbildning ⁹ och risk för försvagande sjukdomar ^10. Dock är osseointegration teknik en ny kirurgisk teknik som kan minska smärta ^11, hudirritation ^12, förbättra osseoperception ^13, förbättra rörligheten ^6, minska trycksår ​​i samband med uttag ^6, minska energi för förflyttningar ^7,14 och bättre tjäna veteran och krigare med begränsad stumpen längd ^15.

Trots de många fysiska och psykiska fördelar osseointegration, tillhörande kirurgiska ingrepp kräver mer avancerade infektion streategies förebyggande behandling ^16, kräver långa rehabiliteringsprogram och innehåller restriktiva protokoll viktbärande som kan vara upp till 1,5 år postoperativt ^17. Eftersom lönsamheten i den mottagande ben och längden på stumpen är viktigt för muskel fastsättning och funktion, utveckla nya system för att förbättra osseointegration är nyckeln för återvändande militärer och kvinnor. Därför kan utvecklingen av ett osseointegreras intelligent implantat design (OIID) system som använder kontrollerade elektrisk stimulering minska längden på rehabiliteringen och öka skelett fäste för veteran och amputerade krigare. Men eftersom ingen aktuell enhet är kommersiellt tillgängligt och styrs för användning med perkutan osseointegreras implantat, är motivationen av programmet för att bekräfta säkerheten och effekten med finita element analys.

Att förstå betydelsen av elektrisk stimulering i benremodellering, särskilt nedfall av osteoids och mineralisering, har varit spekulativa. Dock kan elektriska aktiviteten i ben vara ett resultat av mekanisk belastning ^18,19 och därmed en elektriska impulser kan vara en effektiv mekanism för att förmå ben reparation ^19. Logiken bakom hypotesen förklaras i en frakturläkning modell. När långa benen är laddade, blir sidan i spänning elektropositiv och komprimering sidan elektronegativa ^20,21, men när ett ben bryts, kommer webbplatsen vara elektronegativa med hänsyn till den omgivande miljön tills läkning har påbörjats och homeostas återupptas ^21. Simulerar naturliga helande kaskad med en elektrisk signal har trott att hjälpa till med kalcium nedfall ^22, små ändringar i syrehalt och pH ^23, rekrytering av tillväxtfaktorer ²² och hjälper till med osteoblastmigrering och sekretion av ytterligare extracellulärmatrix ^24.

Förutsättningen att elektrisk stimulering ensam kunde styra hela ben reparation har omdefinierats och nuvarande ny hypotes föreslår att hela fackföreningar bildas av mekanisk belastning och en elektrisk stimulering samarbete stimulans ^19. De elektriska impulser som observerats in vivo är förknippade med piezoelektriska deformation av kollagen eller den stora elektro-kinetisk förorsakade av joniska beståndsdelar flyter förbi mineral delar av benvävnad ^25. I själva verket har spontana potential rapporterats i ben så stor som 6 millivolt och korrelerar med en ökning av mineral pålagringen andelen ben ^26.

Tidiga verk av Brighton och Friedenberg ^18,21,27,28 använt begreppet elektrisk stimulering för benuppbyggnad under 1960 och 1970-talet och demonstrated att likström kan användas för att reparera icke-förbund i en kortare tid jämfört med traditionella healing metoder. Ytterligare modeller har undersökt benbildning med restriktiva vikt med och demonstrerade en Trettioen procent ökning i osteogenic aktivitet mellan kontroller och stimuleras elektriskt lemmar ^25.

Samtidigt som forskare inom området elektrisk stimulering har banat väg för att förstå mekanismen för osteoblastmigrering matris nedfall med elektrisk stimulering, har otillräcklig kunskap begränsad utbyggnad av denna teknik. Det finns många fall av framgångsrik läkning av icke-fackföreningar och fraktur modeller läkning, exempel på patientens obehag och misslyckade försök är fylld i litteraturen och ^29. Problemet med elektrisk stimulering sker från forskare och kliniker att kontrollera fel elektriska mätmetoder och koncentrera sig enbart på aktuella storheter. Tidigare forskare har sett till nuvarande som "magisk kula" för att fastställa den ungefärliga 500.000 icke-förbund som inträffar årligen ^30. Dock har repeterbarhet mellan modeller varit begränsad från joule uppvärmning komplikationer ³¹ och inte bestämma strömtäthet ^32. I själva verket måste alla tillverkade biomedicinska enheter vara begränsad till en strömtäthet mindre än 2 mA / cm ² som beskrivs av den internationella elektrotekniska kommissionen för att förhindra lokal vävnadsnekros och obehag för patienten ^33.

Bortsett från att hjälpa till med skelettet fixering får kontrollerade elektrisk stimulering också förhindra bakteriell vidhäftning på ortopediska implantat och minska risken för osteomyelit och biofilm bildning ^34-37. Biofilm bildas på ortopediska hjälpmedel leder till patienten komplikationer och signifikant lidande för dem som är beroende av dessa enheter ^38. Tonvikten läggs på behovet av att ha helt steriliserade instrument och implantat före operation ^39, men det är ofta svårt att diagnostisera bakterier vidhäftning som framgår av många negativa odlade fall som verkligen är smittade ^40. Detta problem är ofta i kombination med det faktum att biofilmen växer långsamt i naturen ^40, kan inte tillväxten exakt in ^vitro-39, beror på vilken typ av bakterier celler, renhet ytan och immunsystemet hos den drabbade personen ^39. Utredning av europeiska transfemorala amputerade med oseeointegration teknik avslöjar vanligaste problemet är infektioner (ofta ytliga infektioner, 1 / 3 periprosthetic infektioner) ^41. Det har skett stora förbättringar i kirurgisk förberedelse, utrota bakterier är en av de grundläggande faktorerna för att förbättra osseointegration sedan biofilmer är mellan 500-5000 tusen gånger svårare att utrota på grund av deras icke-platoniska formen ^34,35,39. Därför använder elektrisk stimulering som en modalitet för att ta bort skadliga kolonier och ökad skelett fixering är viktiga faktorer för att säkerställa skyddet för patienternas hälsa och OIID effekt.

Fördelarna med att använda veteran och krigare amputerade är att den relativa ungdom och i övrigt god hälsa för dessa individer gör dem till en idealisk befolkning för aggressiva rehabilitering och en perkutan inlägg kommer att fungera som en ambulerande stöd och kan utvecklas som en utsatt katod för elektrisk stimulering. Närvaron av en osseointegreras implantat inte kräva ytterligare kirurgiska ingrepp att sätta in elektriska komponenter, gör att enheten kan styras externt och förhindrar ytterligare risk för infektion ^42. Därför kan genom att förstå metoden för dagens injektion i den återstående delen av veteran och krigare amputerade, ett elektriskt fält på omfattningen av 1-10 V / cm upprättas, kontrolleras och värderas till implantatet gränssnitt. Det är en hypotes om att detta gör det möjligt säkra nivåer av el som skall levereras, kan utlösa osteoblastmigrering och förbättra skelett bilaga. Ett elektriskt fält av denna grad kommer att öka kvantiteten och kvaliteten av ben vid implantatet gränssnittet och förbättra möjligheterna för snabbare rehabilitering och skelett fixering för en amputerad. Användning av elektrisk stimulering har inte undersökts som en modalitet att påskynda osseointegration i en intramedullär protetiska implantat och presenterar många möjligheter för translationell forskning för att förbättra patientvården.

Experimentella resultat

Behovet av patientens specifika modeller med perkutan elektrisk stimulering enhet fick stöd i studien. De simuleringar som utvecklats för den föreslagna biomedicinska Enheten kan ha kapaciteten hos påskynda skelettet fastsättning genom att öka osteoblastmigrering och förebygga bakteriell vidhäftning ^27,34,36,39. Computation modellering har effektivt visat att 10 till 10 V / cm elektriska fält och strömtäthet under 2 mA / cm ² kan skapas med hjälp av implantatet som en funktionell katod och är mest homogent distribueras med ett två band extern elektrod. Det OIID systemet kan vara första steget till att lösa det klassiska problemet i samband med elektrisk stimulering, en oförmåga att definiera aktuella vägar i människokroppen ^43. Därför kan inrättande av verktyg för att förbättra skelettet fastsättning hjälpa till med att minska längden på rehabilitering som krävs för en osseointegreras förfarande.

Använda elektrisk stimulering för äldre amputerade är också en kritisk aspekt som måste utforskas också. Benmassa är maximalt ett decennium efter skelettillväxt upphör men minskar avsevärt genom den åttonde och nionde decennium ^44. Så länge benen förändras med åldern tenderar endosteal diameter att öka snabbare än periosteal diameter vilket kan leda till implantatet lossnar ^45. Detta problem i kombination med minskad belastning på skelettet av en svagare muskler kan bidra till försvagande sjukdomar som osteoporos och osteopeni ⁴⁵ och kräver ytterligare behandlingsalternativ för patienter med osseointegreras implantat. Dock kan kontrolleras elektrisk stimulering och mekanisk belastning fungera som en synergistisk katalysator av ben ongrowth och underhålla värd integritet ben säng med äldre patienter med hjälp av en OIID system.

Tekniken redovisas i artikeln, nämligen att använda en ortopediska implantat som en funktionell katod att öka skelett kvarstad, minska rehabilitering och förebygga bakteriell vidhäftning är en ny idé som uppfanns av den första författare i tidskriften underkastelse. En uppfinning avslöjande formuläret har lämnats in till universitetet i Utah och en amerikansk provisorisk patentansökan har lämnats in som skyddar all teknik avslöjas.

Detta material är baserat på forskning som stöds (eller delvis stöd i) tekniken Kommersialisering Office, Salt Lake City, UT, kontoret för forskning och utveckling, rehabilitering FoU Service, DVA SLC sjukvården, Salt Lake City, UT, Department of Defense PRMRP Grant (nr PR054520), Albert & Margaret Hofmann ordförande och avdelningen för ortopedi, University of Utah School of Medicine, Salt Lake City, UT, var tekniska support för de simuleringar som tillhandahålls av Centrum för integrativ medicinsk Computing av Scientific Computing och Imaging Institutet och har möjliggjorts dels av programvara från NIH / NCRR centrum för integrativ medicinsk Computing, P41-RR12553-07.

Ytterligare tacksamhet utsträcks till Gwenevere Shaw för hjälp med manus förberedelse och Dustin Williams för bilden av biofilm.

1. Tortora, G. J. and Nielsen, M. T., in Principles of Human Anatomy, edited by B. Roesch et al. (John Wiley & Sons, Inc., Hoboken, NJ, 2009), pp. 117.
2. Bloebaum, R. D., Bachus, K. N., Momberger, N. G., and Hofmann, A. A., presented at the Orthopaedic Research Society 39th Annual Meeting.  Trans. Orthopaed. Res. Soc., San Francisco, CA, 1993 (unpublished); Bloebaum, R. D., Bachus, K. N., Momberger, N. G., and Hofmann, A. A., Journal of Biomedical Materials Research 28 (5), 537 (1994).
3. Goldberg, M. S., Military Medical/NBC Technology 11 (8), 31 (2007); Kerr, J. C., in The Salt Lake Tribune (Salt Lake City, 2008).
4. Fischer, H., Report No. Order Code RS22452, 2008.
5. Moore, T. J. et al., Clin Orthop Relat Res 238, 219 (1989).
6. Hagberg, K. and Branemark, R., Prosthet Orthot Int 25 (3), 186 (2001).
7. Todd, T. W. and Barber, C. G., J Bone Joint Surg Am 16, 53 (1934).
8. Jaegers, S. M., Arendzen, J. H., and de Jongh, H. J., Archives of Physical Medicine and Rehabilitation 76 (8), 736 (1995); Jaegers, S. M., Arendzen, J. H., and de Jongh, H. J., Clin Orthop Relat Res 319, 276 (1995).
9. Potter, B. K. et al., Journal of American Academy of Orthopaedic Surgeons 14 (10 Suppl), S191 (2006).
10. Kulkarni, J., Adams, J., Thomas, E., and Silman, A., Clin Rehabil 12 (4), 348 (1998).
11. Smith, D. G. et al., Clin Orthop Relat Res (361), 29 (1999).
12. Pasquina, P. F. et al., Archives of Physical Medicine and Rehabilitation 87 (3 Suppl 1), S34 (2006); Meulenbelt, H. E., Geertzen, J. H., Jonkman, M. F., and Dijkstra, P. U., Archives of Physical Medicine and Rehabilitation 90 (1), 74 (2009).
13. Ysander, M., Branemark, R., Olmarker, K., and Myers, R. R., Journal of Rehabilitation Research & Development 38 (2), 183 (2001); Jacobs, R. and Van Steenberghe, D., Journal of Oral Rehabilitation 33 (4), 282 (2006).
14. Couch, N. P., David, J. K., Tilney, N. L., and Crane, C., American Journal of Surgery 133 (4), 469 (1977); Huang, C. T. et al., Archives of Physical Medicine and Rehabilitation 60 (1), 18 (1979); Waters, R. L. and Lunsford, B. R., in Atlas of Orthotics (C. V. Mosby, St. Louis, MO, 1985), pp. 151; Waters, R. L., Perry, J., Antonelli, D., and Hislop, H., J Bone Joint Surg Am 58 (1), 42 (1976).
15. Morgenroth, D. C., Shakir, A., Orendurff, M. S., and Czerniecki, J. M., Am J Phys Med Rehabil 88 (2), 108 (2009).
16. Pendegrass, C. J. et al., Journal of Bone and Joint Surgery British 90 (1), 114 (2008); Pendegrass, C. J., Goodship, A. E., and Blunn, G. W., Biomaterials 27 (23), 4183 (2006).
17. Lee, W. C. et al., Med Eng Phys 30 (7), 825 (2008).
18. Brighton, C. T., Friedenberg, Z. B., Zemsky, L. M., and Pollis, P. R., J Bone Joint Surg Am 57 (3), 368 (1975).
19. Spadaro, J. A., Bioelectromagnetics 18 (3), 193 (1997).
20. Brighton, C. T., Friedenberg, Z. B., Mitchell, E. I., and Booth, R. E., Clin Orthop Relat Res 124, 2 (1976).
21. Friedenberg, Z. B. and Brighton, C. T., J Bone Joint Surg Am 48 (5), 915 (1966).
22. Yonemori, K. et al., Bone 19 (2), 173 (1996).
23. Treharne, R. W., Brighton, C. T., Korostoff, E., and Pollack, S. R., Clin Orthop Relat Res (145), 300 (1979); Matsunaga, S., J. Jpn. Orthop. Ass. 60 (12), 1293 (1986); Robblee, L. S. and Rose, T. L., Neural prostheses : Fundamental Studies (Prenctice Hall, Upper Saddle River, 1990).
24. Wiesmann, H. et al., Biochimica et Biophysica Acta 1538 (1), 28 (2001); Ferrier, J., Ross, S. M., Kanehisa, J., and Aubin, J. E., Journal of Cellular Physiology 129 (3), 283 (1986).
25. McLeod, K. J. and Rubin, C. T., J Bone Joint Surg Am 74 (6), 920 (1992).
26. Rubinacci, A. and Tessari, L., Calcified Tissue International 35 (6), 728 (1983).
27. Brighton, C. T., J Bone Joint Surg Am 63 (5), 847 (1981); Friedenberg, Z. B. et al., Surgery, Gynecology & Obstetrics 131 (5), 894 (1970).
28. Friedenberg, Z. B., Zemsky, L. M., Pollis, R. P., and Brighton, C. T., J Bone Joint Surg Am 56 (5), 1023 (1974).
29. Jorgensen, T. E., Clin Orthop Relat Res 124, 124 (1977); Minkin, C., Poulton, B. R., and Hoover, W. H., Clin Orthop Relat Res 57, 303 (1968).
30. Ehrlich, G. D. et al., Clin Orthop Relat Res 437, 59 (2005).
31. Soong, H. K. et al., Investigative Ophthalmology & Visual Science 31 (11), 2278 (1990).
32. Li, W. P. et al., Burns 32 (8), 986 (2006).
33. Leitgeb, N., Cech, R., and Schrottner, J., Radiat Prot Dosimetry 124 (2), 124 (2007).
34. van der Borden, A. J. et al., Biomaterials 28 (12), 2122 (2007); van der Borden, A. J., van der Werf, H., van der Mei, H. C., and Busscher, H. J., Applied and Environmental Microbiology 70 (11), 6871 (2004).
35. van der Borden, A. J., van der Mei, H. C., and Busscher, H. J., Biomaterials 26 (33), 6731 (2005).
36. Costerton, J. W. et al., Annual Review of Microbiology 41, 435 (1987); Costerton, J. W. et al., Antimicrobial Agents and Chemotherapy 38 (12), 2803 (1994).
37. Neut, D., van der Mei, H. C., Bulstra, S. K., and Busscher, H. J., Acta Orthop 78 (3), 299 (2007); O'Gara, J. P. and Humphreys, H., Journal of Medical Microbiology 50 (7), 582 (2001); Blenkinsopp, S. A., Khoury, A. E., and Costerton, J. W., Applied and Environmental Microbiology 58 (11), 3770 (1992).
38. Anwar, H., Dasgupta, M. K., and Costerton, J. W., Antimicrobial Agents and Chemotherapy 34 (11), 2043 (1990).
39. Costerton, J. W., Clin Orthop Relat Res (437), 7 (2005).
40. Nelson, C. L. et al., Clin Orthop Relat Res 437, 25 (2005).
41. Gunterberg, B. et al., presented at the Conference Book of IXth World Congress ISPO, Amsterdam, The Netherlands, 1998 (unpublished).
42. Lavine, L. S. and Grodzinsky, A. J., J Bone Joint Surg Am 69 (4), 626 (1987).
43. Chakkalakal, D. A. and Johnson, M. W., Clin Orthop Relat Res (161), 133 (1981); Noda, M. and Sato, A., Clin Orthop Relat Res (193), 288 (1985).
44. Buckwalter, J. A., Glimcher, M. J., Cooper, R. R., and Recker, R., J Bone Joint Surg Am 77 (2), 1276 (1995).
45. Lane, J. M. and Vigorita, V. J., J Bone Joint Surg Am 65 (2), 274 (1983).

3 Comments

You must be signed in to post a comment. Please sign in or create an account.