Name: Bildgebung des mikrostrukturellen Versagensmechanismus in der menschlichen Hüfte (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2023-09-29T13:50:00.000+00:00
Duration: 8 min 43 s
Description: Erfahren Sie mikrostrukturelle Bildgebung des menschlichen Femurs unter Last mit Large-Volume Micro-CT und finiter Elemente Analyse. Diese Methode eröffnet neue Einblicke in Biomechanik und Osteoporose-Diagnostik.

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Förderung durch den Australian Research Council (FT180100338; IC190100020) wird dankbar zur Kenntnis genommen.

Das Protokoll wurde mit 12 Oberschenkelproben aus einem Körperspendeprogramm entwickelt und getestet. Die Proben wurden frisch gewonnen und bei −20 °C im Biomechanics and Implants Laboratory der Flinders University (Tonsley, South Australia, Australien) gelagert. Die Knochenfeuchtigkeit wurde während des gesamten Experiments aufrechterhalten. Bei den Spenderinnen handelte es sich um kaukasische Frauen (66-80 Jahre). Die Ethik-Freigabe wurde vom Social and Behavioural Research Ethics Committee (SBREC) der Flinders University (Projekt # 6380) eingeholt.
1. Planung einer probenspezifischen Lastschritterhöhung
<ol><li>Scannen Sie die Oberschenkelprobe mit einem klinischen CT-Scanner, der auf eine Schichtdicke und eine Pixelgröße in der Ebene von ca. 0,5-0,7 mm abzielt. Dieser Schritt kann von einem erfahrenen Röntgenassistenten in jeder öffentlichen Bildgebungseinrichtung durchgeführt werden, wobei standardmäßige, voraufgezeichnete Bildgebungsprotokolle für die Knochenvisualisierung verwendet werden.</li>
	<li>Zusammen mit der Probe wird ein CT-Densitometrie-Kalibrierphantom mit fünf bekannten Konzentrationen von Dikaliumhydrogenphosphat (K2HPO4, äquivalenter Dichtebereich zwischen 59 mg∙cm−3 und 375 mg∙cm−3) gescannt.</li>
	<li>Segmentieren Sie die Knochengeometrie aus den klinischen CT-Bildern15, vernetzen Sie die segmentierte Geometrie des Knochens und ordnen Sie die isotropen Materialeigenschaften Element für Element den kalibrierten Knochendichtewerten zu, indem Sie die von Schileo et al.8 beschriebene Beziehung zwischen Dichte und elastischem Modul verwenden. Speichern Sie das Netz zur weiteren Analyse in der Finite-Elemente-Software. Führen Sie jeden Schritt aus, indem Sie die entsprechenden Richtlinien befolgen, die mit der Segmentierungs- und Finite-Elemente-Software bereitgestellt werden.</li>
	<li>Importieren Sie das Netz in die Finite-Elemente-Software. Beschränken Sie das 3-6 mm distale Ende des Modells vollständig. Es wird eine Nennkraft von 1.000 N aufgebracht, die um 8° von der Hüftschaftachse in die koronale Ebene adduziert wird und durch die Mitte des Hüftkopfes verläuft. Diese Belastungsbedingung ahmt eine statische einbeinige Standaufgabe (orthoload.com).</li>
	<li>Lösen Sie das Finite-Elemente-Modell mit dem integrierten PCG-Solver (Konvergenztoleranz: 1 x 10−7). HINWEIS: Hier wurde die Finite-Elemente-Software ANSYS verwendet.<ol><li>Generieren Sie eine Elementtabelle, die die erste und dritte Hauptdehnungskomponente am Elementschwerpunkt enthält, indem Sie die folgenden Befehle ausführen: /POST1 ETABLE,, EPTO1,1 ETABLE,, EPTO3,3</li>
		<li>Berechnen Sie das Dehnungsverhältnis zwischen der ersten und dritten Hauptdehnungskomponente im Modell und der Knochenertragsdehnung bei Zug (0,73 % Dehnung) und Druck (1,04 % Dehnung)8 (Abbildung 1), indem Sie die folgenden Befehle ausführen: SMULT,RFT,EPTO1, ,1/0,0074,1, SMULT, RFT,EPTO3, ,1/0.0104,1,</li>
	</ol></li>
	<li>Skalieren Sie die Nennkraft mit dem Spitzendehnungsverhältnis sowohl bei Zug als auch bei Druck und verwerfen Sie die größte der beiden, um eine Schätzung der Bruchlast zu erhalten. Bestimmen Sie die Lasterhöhung als 1/4 der berechneten Bruchlast1.</li>
</ol><img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/64947/64947fig01.jpg"> Abbildung 1: Die Berechnung der Bruchlast. Die Finite-Elemente-Dehnungskarte, die Gleichungen zur Umrechnung der Nennkraft in die Bruchlast (links) und das Belastungsschema mit dem Oberschenkelknochen (Mitte rechts), dem distalen Aluminiumbecher (oben rechts) und dem Polyethylen-Druckstutzen (unten rechts). <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/64947/64947fig01large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.</a>
2. Vorbereitung der Femurprobenanordnung (Abbildung 2)
<ol><li>Nehmen Sie die Probe aus dem Gefrierschrank (−20 °C).</li>
	<li>Tauen Sie die Probe 24 Stunden lang bei Raumtemperatur (RT) auf, während Sie die Probe in einem wasserdichten Plastikbeutel aufbewahren, der in saugfähiges Material eingewickelt ist, das in einer physiologischen Lösung getränkt ist, um die Knochenfeuchtigkeit zu erhalten.</li>
	<li>Schneiden Sie die Femurdiaphyse 180 mm vom proximalen Hüftkopf entfernt.</li>
	<li>Zentrieren Sie den Hüftkopf auf der vertikalen Achse des Ausrichtungssystems, indem Sie die konkav geformte Polyethylen-Druckbuchse (Abbildung 2D) und den Femurkopf ausrichten.</li>
	<li>Richten Sie die Ebene, die den Oberschenkelhals und die Diaphysenachse enthält, an der Frontalebene aus (Abbildung 2).</li>
	<li>Drehen Sie die diaphysäre Achse auf 8° Adduktion, so dass die vertikale Achse die Ausrichtung der Hüftreaktionskraft während eines statischen einbeinigen Standes darstellt (Abbildung 2).</li>
	<li>Bereiten Sie den Zahnzement vor, indem Sie die Anweisungen des Herstellers befolgen.</li>
	<li>Topfen Sie das distale Ende der Probe in einen 55 mm tiefen Aluminium-Vergussbecher und füllen Sie den Aluminiumbecher mit Zahnzement. Warten Sie mindestens 30 Minuten, bis der Zement vollständig ausgehärtet ist.</li>
	<li>Lagern Sie die Probenbaugruppe bei −20 °C.</li>
</ol><img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/64947/64947fig02.jpg"> Abbildung 2: Das Ausrichtungsrigg. Ein frontales (links) und seitliches (rechts) Foto des Ausrichtungssystems, das (A) den Rahmen, (B) den Aluminium-Vergussbecher, (C) ein synthetisches Oberschenkelmodell und (D) die kugelförmige Druckbuchse zeigt. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/64947/64947fig02large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.</a>
3. Montage der Kompressionsstufe
HINWEIS: Die Außenmaße der Kompressionsstufe betragen 245 mm Durchmesser, 576 mm Höhe und 14 kg Gewicht, ohne Probe. Die Kompressionsstufe besteht aus zwei Hauptteilen: der Kompressionskammer und dem Aktuator, die wie folgt zusammengesetzt sind:
<ol><li>Kompressionskammer<ol><li>Montieren Sie die Polyethylen-Druckstutzen (104 mm Durchmesser, 60 mm Höhe) an der Unterseite des Aluminiumzylinders (203 mm Durchmesser, 3 mm Wandstärke), der an einem Ende (unten) durch eine geschweißte Aluminiumplatte verschlossen wird.</li>
	</ol></li>
	<li>Stellglied<ol><li>Montieren Sie die obere Struktur mit der Scheibe, den drei Stäben, der dreieckigen Platte und der vertikalen Schiene (Abbildung 3).</li>
		<li>Montieren Sie den Hubmechanismus (Hub: 150 mm, maximale Belastung: 10.000 N, Übersetzung: 27:1, Hubraum pro Umdrehung: 0,148 mm) auf der dreieckigen Platte.</li>
		<li>Montieren Sie den Winkeladapter auf der Linearschiene.</li>
		<li>Montieren Sie den reibungsarmen x-y-Tisch auf dem Winkeladapter.</li>
		<li>Montieren Sie die Wägezelle mit sechs Freiheitsgraden (maximaler Messfehler: 0,005 %; maximale Kraft: 10.000 N; maximales Drehmoment: 500 Nm) auf dem reibungsarmen Tisch, indem Sie die x-z-Ebene der Wägezelle auf die Frontalebene der oberen Struktur ausrichten.</li>
		<li>Verbinden Sie die Betätigungsschraube mit dem Winkeladapter.</li>
	</ol></li>
</ol><img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/64947/64947fig03.jpg"> Abbildung 3: Die maßgeschneiderte radiotransparente Kompressionsstufenbaugruppe. Ein Foto (links) und ein Modell (rechts) des Drucktisches. (A) die Kompressionskammer, bei der es sich um einen 3 mm dicken Aluminiumzylinder handelt, der unten geschlossen ist; (B) die Aktuatorbaugruppe mit der oberen Struktur; c) den Spindelhubmechanismus; (D) der reibungsarme x-y-Tisch; und (E) die sechsachsige Wägezelle werden auf dem Modell angezeigt und angezeigt. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/64947/64947fig03large.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.</a>
4. Einrichten des Experiments
<ol><li>Tauen Sie die Probe bei RT 24 Stunden lang auf, während Sie sie in einem wasserdichten Plastikbeutel aufbewahren, der in saugfähiges Material eingewickelt ist, das in einer physiologischen Lösung getränkt ist, um die Knochenfeuchtigkeit zu erhalten.</li>
	<li>Montieren Sie die Aluminiumschalen-Probenbaugruppe an der Wägezelle, indem Sie die Frontebene der Probenbaugruppe an der des Aktuators ausrichten.</li>
	<li>Montieren Sie die obere Struktur, einschließlich der Probe, in die Kompressionskammer. Achten Sie darauf, den Hüftkopf mit der sphärischen Konkavität an der Polyethylen-Druckbuchse auszurichten. Stellen Sie sicher, dass der Hüftkopf eingerastet, aber innerhalb des kugelförmigen Hohlraums der Druckbuchse locker ist.</li>
	<li>Platzieren Sie den Kompressionstisch auf dem Rotationstisch des Mikro-CT-Scanners an der Imaging and Medical Beamline (IMBL).</li>
	<li>Schließen Sie die Wägezelle (Fehler &lt; 0,005 %; maximale Kraft: 10.000 N; maximales Drehmoment: 500 Nm) an den Dehnungsverstärker an.</li>
	<li>Schließen Sie den Dehnungsverstärker über USB an einen Laptop an, der mit der mit der Wägezelle gelieferten Anwendungssoftware ausgestattet ist.</li>
	<li>Betätigen Sie den Schraubmechanismus in der Kompressionsstufe, indem Sie die Probe nach unten in Richtung der Druckbuchse bewegen, während Sie die von der Wägezelle im Laptop gemessene Reaktionskraft überwachen. Stoppen Sie den Schraubmechanismus, sobald eine Druckkraft von 100 N erreicht ist. Die Probe wird auf 50 N Vorspannung entladen.</li>
	<li>Wählen Sie den linsengekoppelten Szintillator "Ruby" (http://archive.synchrotron.org.au/31-australian-synchrotron/imbl/811-preparation-for-imaging-experiments) mit einem einzelnen pco.edge-Sensor.</li>
	<li>Stellen Sie das Sichtfeld auf 76,31 mm x 64,39 mm ein, was für die Arraygröße von 2.560 x 2.160 Pixeln eine Pixelgröße von 29,81 μm ergibt.</li>
	<li>Stellen Sie die Achse des Drehtisches auf 8 mm (horizontal) von der Achse des Sichtfeldes (Offset-Scanmodus) ein, um das Sichtfeld auf 145,71 mm x 64,39 mm bei einer Pixelgröße von 29,81 μm zu erweitern.</li>
	<li>Stellen Sie die Scanparameter auf eine Strahlenergie von 60 keV, ein Rotationsinkrement von 0,1°, zwei Chargen mit 180°-Drehung (Offset-Scanning), eine Belichtungszeit von 50 μs und eine Bildmittelung von zwei pro Drehposition ein.</li>
	<li>Stellen Sie den Scan so ein, dass fünf aufeinanderfolgende, vertikal gestapelte Scans mit jeweils einer vertikalen Verschiebung von 26 mm aufgenommen werden, sodass die Gesamthöhe des gescannten Volumens 132,2 mm für eine Gesamtscanzeit von 30 Minuten beträgt.</li>
</ol>5. Mechanische Prüfung mit begleitender mikrostruktureller Bildgebung
<ol><li>Führen Sie zweimal eine Mikro-CT-Bildgebung (Pixelgröße: 0,03 mm) unter der Referenzbedingung durch (aufgenommen als Null-Dehnungs-Bedingung).</li>
	<li>Wenden Sie die Krafterhöhung an, indem Sie den Spindelhubmechanismus manuell mit einer konstanten Geschwindigkeit von ca. 1 s pro Runde betätigen (0,1-0,2 mm/s).</li>
	<li>Führen Sie eine Mikro-CT-Bildgebung durch.</li>
	<li>Wiederholen Sie die Schritte 5.2 und 5.3 bis zur Fraktur der Probe, die durch einen plötzlichen Abfall der Reaktionskraft angezeigt wird.</li>
	<li>Führen Sie eine Mikro-CT-Bildgebung der gebrochenen Probe durch.</li>
	<li>Fügen Sie die 1.800 Projektionsbilder zusammen (2.560 x 896 Pixel groß, 76,8 mm x 26,88 mm, Breite x Höhe, 32-Bit-Gleitkommabilder). Bei diesem Verfahren werden zwei Projektionsbilder (aufgenommen im horizontalen Offset-Scan-Modus) und die fünf vertikal verschobenen Bilder zusammengefügt, wodurch ein einzelnes Projektionsbild entsteht.<ol><li>Rekonstruieren Sie das Volumen der Querschnittsbilder (4.407 Bilder, jedes Bild 4.888 x 4.888 Pixel groß) und speichern Sie sie als 32-Bit-Gleitkommadateien in . TIFF-Format (belegt 392 GB Speicherplatz).</li>
		<li>Wenden Sie einen 3 x 3 Gauß-Filter an, um das Rauschen zu reduzieren. Konvertieren Sie die Bilder in 8-Bit (256 Graustufenbilder, die im Bitmap-Format gespeichert werden und ca. 100 GB pro Volume belegen). ANMERKUNG: In dieser Arbeit wurde die Verarbeitung der Bilder mit einer Software durchgeführt, die am australischen Synchrotron unter der Leitung des Betreibers des IMBL zur Verfügung steht.</li>
	</ol></li>
</ol>6. Berechnung des Verschiebungs- und Dehnungsfeldes
<ol><li>Subsampling der Querschnittsbilder um vier (120 μm/Pixel), um die Rechenzeit zu reduzieren.</li>
	<li>Registrieren Sie die Bilder der Probe unter Belastung starr im Raum mit denen der Probe im unbelasteten Referenzzustand. Verwenden Sie die distale Diaphyse als Ziel der Mitregistrierung (Ergänzungsdatei 1 und Ergänzungsdatei 2).</li>
	<li>Erstellen von dreidimensionalen Oberflächenmodellen (. STL-Dateien) zur Visualisierung nach der Binarisierung der Mikro-CT-Bilder11.</li>
	<li>Registrieren Sie das Bildvolumen elastisch auf dem Referenzvolumen mit einer Rastergröße von 50 Pixeln (SDER = 0,076 % Dehnungsfehler, BoneDVC, https://bonedvc.insigneo.org/dvc/), um die Verschiebungen an den Knoten des Rasters zu bestimmen.</li>
	<li>Konvertieren Sie das Raster in ein Finite-Elemente-Modell. Wenden Sie die von BoneDVC berechnete Knotenverschiebung auf das Modell an. Lösen Sie das Modell, um den Dehnungstensor über das gesamte Knochenvolumen zu bestimmen.</li>
	<li>Wiederholen Sie die Analyse in dem Bereich, in dem die höchsten Dehnungswerte angezeigt werden, mit den Bildern in voller Auflösung.</li>
	<li>Ordnen Sie die DVC-Dehnungszuordnungen den Bildern in voller Auflösung zu, indem Sie kubische Interpolation mit der interp3-Funktion (Matlab)2 verwenden.</li>
	<li>Visualisieren Sie die Verschiebungen, Dehnungen und mikrostrukturellen Bilder für die großvolumige Visualisierung und Animation (Matlab)2.</li>
</ol>7. Würdigung
<ol><li>Zeigen Sie die dauerhafte Verformung des Knochens (Schädigung) an, indem Sie die Bilder überlagern, die unter unbelasteten Bedingungen und nach der Fraktur aufgenommen wurden2.</li>
	<li>Darstellung der fortschreitenden mikrostrukturellen Verformung des Knochens durch Überlagerung der dreidimensionalen Modelle unter unbelasteten Bedingungen, bei steigender Belastung und nach Fraktur2.</li>
	<li>Zeigen Sie die Dehnung des Knochens an der Frakturstelle2 an.</li>
	<li>Analysieren Sie die Verformungsenergie, Steifigkeit und Verschiebung mit Hilfe von deskriptiver Statistik und Regressionsmethoden2.</li>
</ol>

<ol><li>Martelli, S., Perilli, E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Time-elapsed+synchrotron-light+microstructural+imaging+of+femoral+neck+fracture%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+the+Mechanical+Behavior+of+Biomedical+Materials%22%5BJournal%5D)">Time-elapsed synchrotron-light microstructural imaging of femoral neck fracture.</a> Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. 84, 265-272 (2018).</li>
<li>Martelli, S., Giorgi, M., Dall' Ara, E., Perilli, E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Damage+tolerance+and+toughness+of+elderly+human+femora%5BTitle%5D)+AND+%22Acta+Biomaterialia%22%5BJournal%5D)">Damage tolerance and toughness of elderly human femora.</a> Acta Biomaterialia. 123, 167-177 (2021).</li>
<li>Perilli, E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Dependence+of+mechanical+compressive+strength+on+local+variations+in+microarchitecture+in+cancellous+bone+of+proximal+human+femur%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Dependence of mechanical compressive strength on local variations in microarchitecture in cancellous bone of proximal human femur.</a> Journal of Biomechanics. 41 (2), 438-446 (2008).</li>
<li>Thurner, P. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Time-lapsed+investigation+of+three-dimensional+failure+and+damage+accumulation+in+trabecular+bone+using+synchrotron+light%5BTitle%5D)+AND+%22Bone%22%5BJournal%5D)">Time-lapsed investigation of three-dimensional failure and damage accumulation in trabecular bone using synchrotron light.</a> Bone. 39 (2), 289-299 (2006).</li>
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<li>Schileo, E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((To+what+extent+can+linear+finite+element+models+of+human+femora+predict+failure+under+stance+and+fall+loading+configurations%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">To what extent can linear finite element models of human femora predict failure under stance and fall loading configurations.</a> Journal of Biomechanics. 47 (14), 3531-3538 (2014).</li>
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<li>Dall'ara, E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+nonlinear+QCT-based+finite+element+model+validation+study+for+the+human+femur+tested+in+two+configurations+in+vitro%5BTitle%5D)+AND+%22Bone%22%5BJournal%5D)">A nonlinear QCT-based finite element model validation study for the human femur tested in two configurations in vitro.</a> Bone. 52 (1), 27-38 (2013).</li>
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<li>Wearne, L. S., Rapagna, S., Taylor, M., Perilli, E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Micro-CT+scan+optimisation+for+mechanical+loading+of+tibia+with+titanium+tibial+tray%3A+A+digital+volume+correlation+zero+strain+error+analysis%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+the+Mechanical+Behavior+of+Biomedical+Materials%22%5BJournal%5D)">Micro-CT scan optimisation for mechanical loading of tibia with titanium tibial tray: A digital volume correlation zero strain error analysis.</a> Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. 134, 105336(2022).</li>
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<li>Falcinelli, C., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Multiple+loading+conditions+analysis+can+improve+the+association+between+finite+element+bone+strength+estimates+and+proximal+femur+fractures%3A+A+preliminary+study+in+elderly+women%5BTitle%5D)+AND+%22Bone%22%5BJournal%5D)">Multiple loading conditions analysis can improve the association between finite element bone strength estimates and proximal femur fractures: A preliminary study in elderly women.</a> Bone. 67, 71-80 (2014).</li>
<li>Orthopedic Image Segmentation. Synopsys. , Available from: 
 <a target="_blank" href="https://www.synopsys.com/simpleware/news-and-events/ortho-medical-image-segmentation.html">https://www.synopsys.com/simpleware/news-and-events/ortho-medical-image-segmentation.html</a> (2020).</li>
</ol>

Alle Autoren erklären, dass keine Interessenkonflikte vorliegen.

Das vorliegende Protokoll ermöglicht es, die verstrichene Mikromechanik von Hüftfrakturen in drei Dimensionen ex vivo zu untersuchen. Eine radiotransparente (Aluminium-)Druckstufe, die in der Lage ist, eine progressive Verformung auf die proximale Hälfte des menschlichen Oberschenkelknochens anzuwenden und die Reaktionskraft zu messen, wurde speziell entwickelt, hergestellt und getestet. Ein großvolumiger Mikro-CT-Scanner wird in diesem Protokoll verwendet, um eine zeitliche Abfolge von Bildvolumina zu liefern, ...

Frakturen des Oberschenkelhalses sind eine große Belastung für die alternde Bevölkerung. Die mikrocomputertomographische Bildgebung (Mikro-CT) und die begleitende mechanische Prüfung ermöglichen es, die Mikrostruktur des Knochens zu beobachten und ihre Beziehung zur Knochenfestigkeit, ihre altersbedingten Veränderungen und Verschiebungen unter Belastung zu untersuchen 1,2. Bis vor kurzem waren Mikro-CT-Untersuchungen von Knochen unter Belastung jedoch auf exzidierte Knochenkerne3, Kleintiere4 und menschliche Wirbelsäuleneinheiten5 beschränkt. Das vorliegende Protokoll kann die Verschiebung der Mikrostruktur des gesamten proximalen menschlichen Femurs unter Belastung und nach einer Fraktur quantifizieren.
Es wurden mehrere Studien durchgeführt, um das Versagen des menschlichen Oberschenkelknochens zu untersuchen, und manchmal kamen diese zu gegensätzlichen Ergebnissen. Zum Beispiel wird angenommen, dass die altersbedingte Ausdünnung der kortikalen und trabekulären Strukturen die altersbedingte Frakturanfälligkeit bestimmt, indem sie eine elastische Instabilität des Knochens verursacht6,7, was in offensichtlichem Gegensatz zu dem hohen Bestimmungskoeffizienten der kortikalen Dehnung und der Vorhersagen der Femurfestigkeit steht, die keine elastische Instabilität annehmen (R2 = 0,80-0,97)8,9. Nichtsdestotrotz haben solche Studien die femorale Festigkeit systematisch unterschätzt (um 21%-29%), was die in den Modellen implementierten spröden und quasi-spröden Knochenreaktionen in Frage stellt 8,10. Eine mögliche Erklärung für diese scheinbar gegensätzlichen Befunde könnte in einem anderen Frakturverhalten ganzer Knochen im Vergleich zu isolierten Knochenkernen liegen. Daher kann die Beobachtung der Deformations- und Frakturreaktionen der Knochenmikrostruktur in ganzen proximalen Oberschenkelknochen das Wissen über die Mechanik von Hüftfrakturen und verwandte Anwendungen erweitern.
Derzeitige Methoden zur Abbildung ganzer menschlicher Knochen mit mikrometrischer Auflösung sind begrenzt. Die Gantry und die Detektorgröße müssen ein geeignetes Arbeitsvolumen für den menschlichen proximalen Oberschenkelknochen (ca. 13 cm x 10 cm, Breite x Länge) und möglicherweise eine Pixelgröße in der Größenordnung von 0,02 bis 0,03 mm bereitstellen, um sicherzustellen, dass relevante mikroarchitektonische Merkmale erfasst werden können11. Diese Spezifikationen können derzeit von einigen Synchrotronanlagen1 und einigen kommerziell erhältlichen großvolumigen Mikro-CT-Scannern12,13 erfüllt werden. Die Druckstufe muss radiotransparent sein, um die Röntgenstrahlung zu minimieren und gleichzeitig eine Kraft zu erzeugen, die ausreicht, um eine Fraktur des menschlichen Oberschenkelknochens zu verursachen (z. B. zwischen 0,9 kN und 14,3 kN bei älteren weißen Frauen)14. Diese große Bruchlastvariation erschwert die Planung der Anzahl der zu brechenden Lastschritte, der Gesamtversuchszeit und der entsprechenden Datenmenge. Um dieses Problem zu lösen, können die Frakturlast und -lokalisation mittels Finite-Elemente-Modellierung geschätzt werden, indem die Knochendichteverteilung der Probe aus klinischen Computertomographie-Bildern (CT) verwendet wird 1,2. Nach dem Experiment muss die große Menge an generierten Daten schließlich verarbeitet werden, um die Versagensmechanismen und die Energiedissipationskapazität im gesamten menschlichen Oberschenkelknochen zu untersuchen.
Hier beschreiben wir ein Protokoll zur Gewinnung einer Sequenz von dreidimensionalen mikrostrukturellen Bildern des gesamten proximalen Femurs unter progressiv zunehmender Verformung, die klinisch relevante Frakturen des Oberschenkelhalses verursacht2. Das Protokoll umfasst die Planung der schrittweisen Inkrementierung der Probenkompression, die Belastung über einen kundenspezifischen radiotransparenten Kompressionstisch, die Bildgebung über einen großvolumigen Mikro-CT-Scanner sowie die Verarbeitung der Bilder und der Belastungsprofile.

<table><tbody><tr><td>Saugfähiges Gewebe</td><td>N/A</td><td></td><td>Aufrechterhaltung der Knochenfeuchtigkeit während des gesamten Experiments</td></tr><tr><td>Ausrichtungs-Rig</td><td>Maßgeschneidertes</td><td></td><td>Rig zum Positionieren der Probe im Topfbecher</td></tr><tr><td>Aluminium-Topfbecher</td><td>Maßgeschneiderte</td><td>Topfbecher</td><td></td></tr><tr><td>Knochensäge</td><td>N/A</td><td></td><td>Zuschneiden der Probe auf die richtige</td></tr><tr><td>Größe Kalibrierphantom QCT Pro</td><td>Mindways Software, Inc., Austin, USA</td><td>CT-Kalibrierung 13002</td><td>Kalibrierung der Grauwerte in den Bildern in äquivalente Knochenmineral-Dichtewerte (Asche)</td></tr><tr><td>Klinischer Computer-Tmographie-Scanner</td><td>General Electric Medical Systems Co., Wisconsin, USA</td><td>Optima CT660</td><td>Vorläufige Bildgebung zur Vorhersage des Belastungsschritts bis zum Bruch</td></tr><tr><td>Druckstufe</td><td>Sonderanfertigung</td><td></td><td>Ein 10 kg schwerer, radiotransparenter Drucktisch zum Aufbringen und Aufrechterhalten einer vorgeschriebenen Verformung der Probe während der Bildgebung.</td></tr><tr><td>Dentalzement</td><td>Soesterberg, Niederlande</td><td>Vertex RS</td><td></td></tr><tr><td>Femur-Probe</td><td>Science Care, Phoenix, USA</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Software für die Finite-Elemente-Analyse</td><td>ANSYS Inc., Canonsburg, USA</td><td>ANSYS Mechanical APDL</td><td>Finite-Elemente-Softwarepaket</td></tr><tr><td>Gefrierschrank</td><td>N/A</td><td></td><td>Lagern Sie Proben bei -20 &/de; C</td></tr><tr><td>Festplatte</td><td>Dell</td><td></td><td>Festplattenspeicher: 500 GB pro Volume</td></tr><tr><td>Software für Bildverarbeitung und -segmentierung</td><td>Skyscan-Bruker, Kontich, Belgien</td><td>CT-Analysator</td><td>Bildverarbeitungssoftware</td></tr><tr><td>Elastische Bildsegmentierung</td><td>The University of Sheffield</td><td>Bone DVC</td><td>https://bonedvc.insigneo.org/dvc/</td></tr> <tr><td>Bildverarbeitungs- und Automatisierungssoftware</td><td>The MathWork Inc.</td><td>Matlab</td><td>Bildverarbeitungssoftware</td></tr><tr><td>Bildregistrierungssoftware</td><td>Skyscan-Bruker, Kontich, Belgien</td><td>DataViewer</td><td>Bildverarbeitungssoftware</td></tr><tr><td>Bildsegmentierungs- und FE-Modellierungssoftware</td><td>Simpleware, Exeter, Großbritannien</td><td>Scan IP Software</td><td>für die Knochenaufteilung</td></tr><tr><td>Bildstichskript</td><td>Australisches Syncrotron, Clayton, VIC, AU</td><td></td><td>Das Skript ist bei IMBL verfügbar</td></tr><tr><td>Bildvisualisierung</td><td>Kitware, Clifton Park, NY, USA</td><td>Paraview</td><td>Bildvisualisierung</td></tr><tr><td>Bildvisualisierung</td><td>Australian National University</td><td>Dristhi</td><td>Bildvisualisierung: doi:10.1117/12.935640</td></tr><tr><td>Bildgebung und medizinische Beamline</td><td>Australisches Syncrotron, Clayton, VIC, AU</td><td></td><td>Großobjekt-Mikro-CT-Beamline am australischen Synchrotron</td></tr><tr><td>Laptop</td><td>Dell Inc., USA</td><td></td><td></td></tr><tr><td>reibungsarme x-y-Tabelle</td><td>THK Co., Tokio, Japan</td><td></td><td></td></tr><tr><td>NI-Signalerfassungssoftware</td><td>National Instruments, Austin, TX</td><td>NI-DAQmx</td><td></td></tr><tr><td>Phosphatgepufferte Kochsalzlösung</td><td>Maßgeschneidert</td><td></td><td>Aufrechterhaltung der Knochenfeuchtigkeit während des gesamten</td></tr><tr><td>Experiments Plastiktüte</td><td>N/A</td><td></td><td>Aufrechterhaltung der Knochenfeuchtigkeit während des gesamten Experiments</td></tr><tr><td>Rail</td><td>SKF Inc., Lansdale, PA, USA</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Spindelhubgetriebe</td>&<td>nbsp; Benzlers, &Ouml; rebro, Schweden</td><td>Serie BD (Warmgetriebe)</td><td>Hub: 150 mm, maximale Belastung: 10.000 N, Übersetzungsverhältnis: 27:1, a Weg pro Umdrehung: 0,148 mm</td></tr><tr><td>Single pco.edge Sensor, linsengekoppelter Szintillator</td><td>Australisches Syncrotron, Clayton, VIC, AU</td><td></td><td>Detektor Ruby FOV: 141 x 119 mm; 2560 x 2160 px; 55 &micro; m/px; 50 fps</td></tr><tr><td>Sechs-Achsen-Wägezelle</td><td>ME-Me Systeme GmbH, Hennigsdorf, GE</td><td>K6D6</td><td>Maximale Messabweichung: 0,005%; Maximale Kraft: 10000 N; Maximales Drehmoment: 500 Nm</td></tr><tr><td>Dehnungsverstärker</td><td>ME-Me&szlig; systeme GmbH, Hennigsdorf, GE</td><td>GSV-1A8USB K6D/M16</td><td></td></tr></tbody></table>

bildgebung des mikrostrukturellen versagensmechanismus in der menschlichen hüfte

Imaging of the Microstructural Failure Mechanism in the Human Hip

Die Abbildung der Knochenmikrostruktur unter progressiv zunehmender Belastung ermöglicht es, das mikrostrukturelle Versagensverhalten des Knochens zu beobachten. Hier beschreiben wir ein Protokoll zur Erstellung einer Sequenz von dreidimensionalen mikrostrukturellen Bildern des gesamten proximalen Femurs unter progressiv zunehmender Verformung, die klinisch relevante Frakturen des Oberschenkelhalses verursacht. Das Protokoll wird anhand von vier Femora von Spenderinnen im Alter von 66 bis 80 Jahren am unteren Ende der Knochenmineraldichte in der Bevölkerung demonstriert (T-Score-Bereich = −2,09 bis −4,75). Ein radiotransparenter Kompressionstisch wurde entwickelt, um die Proben zu belasten, die einen einbeinigen Stand nachahmen, während die aufgebrachte Last während der Mikro-Computertomographie (Mikro-CT) aufgezeichnet wird. Das Sichtfeld war 146 mm breit und 132 mm hoch, die isotrope Pixelgröße betrug 0,03 mm. Die Krafterhöhung basierte auf Finite-Elemente-Vorhersagen der Bruchlast. Die Druckstufe wurde verwendet, um die Verschiebung auf die Probe aufzubringen und die vorgeschriebenen Kraftschritte zu bewirken. Subkapitale Frakturen durch Öffnung und Scherung des Schenkelhalses traten nach vier bis fünf Belastungsschritten auf. Die Mikro-CT-Bilder und die Reaktionskraftmessungen wurden verarbeitet, um die Knochendehnung und die Energieabsorptionskapazität zu untersuchen. Eine Instabilität des Kortex trat bei den frühen Belastungsschritten auf. Der subchondrale Knochen im Hüftkopf zeigte große Verformungen von bis zu 16 % vor der Fraktur und eine fortschreitende Zunahme der Stützkapazität bis zur Fraktur. Die Verformungsenergie stieg linear mit der Verschiebung bis zum Bruch an, während die Steifigkeit unmittelbar vor dem Bruch auf Werte nahe Null abnahm. Drei Viertel der Bruchenergie wurden von der Probe während des letzten Kraftanstiegs von 25 % aufgenommen. Zusammenfassend lässt sich sagen, dass das entwickelte Protokoll eine bemerkenswerte Energieabsorptionskapazität oder Schadenstoleranz und eine synergistische Interaktion zwischen kortikalem und trabekulärem Knochen im fortgeschrittenen Spenderalter aufzeigte.

Die Bilder zeigen den gesamten proximalen Oberschenkelknochen, den Druckfach, den Zahnzement, die Aluminiumpfanne und das Wickelgewebe. Die Mikroarchitektur des Knochens verformt sich progressiv, wenn die Belastung vor und nach der Fraktur zunimmt (Abbildung 4).
<img alt="Figure 4" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/64947/64947fig04.jpg"> Abbildung 4: Die Kompressionsstufe, die an den ...

Das Protokoll ermöglicht die Messung der Verformung der Knochenmikrostruktur im gesamten proximalen menschlichen Oberschenkelknochen und seiner Zähigkeit durch die Kombination von großvolumigem Mikro-CT-Scanning, einem maßgeschneiderten Kompressionstisch und fortschrittlichen Bildverarbeitungswerkzeugen.

Bildgebung des mikrostrukturellen Versagensmechanismus in der menschlichen Hüfte

Imaging the bone microstructure under progressively increasing loads allows for observing the microstructural failure behavior of bone. Here, we describe ...

Dieses Protokoll ermöglicht die Beobachtung der Mikrostruktur des gesamten menschlichen Oberschenkelknochens, wie er sich unter Belastung und Fraktur verformt. Durch die Darstellung des gesamten Oberschenkelknochens mit mikrostruktureller Auflösung ermöglicht dieses Protokoll zu untersuchen, wie die verschiedenen trabekulären kortikalen Kompartimente des Knochens synergetisch seine Fähigkeit bestimmen, der Belastung standzuhalten. Die Verbesserung unseres Verständnisses des Knochenbruchmechanismus kann zu fortschrittlichen diagnostischen Methoden für Osteoporose führen.Dieses Protokoll wurde am australischen Synchrotron entwickelt, für den Einsatz in einem kommerziellen, großvolumigen Mikro-CT-Scanner an der Universität angepasst und zur Untersuchung verschiedener anatomischer Regionen, einschließlich Knie und Schulter, angewendet. Prinzipiell lässt sie sich auf Materialien ausweiten, die ähnlich groß sind wie ganze menschliche Knochen und Gelenke. Diese Studie erfordert Fachwissen in mehreren Disziplinen, darunter Bildgebung, Festkörpermechanik und computergestützte Modellierung in der Biomechanik.Scannen Sie zunächst mit einem klinischen CT-Scanner die Oberschenkelprobe mit einer Schichtdicke und einer Pixelgröße von etwa 0,5 bis 0,7 Millimetern in der Ebene. Scannen Sie neben der Probe ein CT-Densitometrie-Kalibrierphantom mit fünf bekannten Konzentrationen des Farbstoffs Kaliumhydrogenphosphat. Segmentieren Sie als Nächstes die Knochengeometrie aus den klinischen CT-Bildern, kalibrieren Sie die Graustufen in den Bildern auf die entsprechenden Knochendichtewerte und den Elastizitätsmodul unter Verwendung des Dichte-Elastizitätsmodul-Verhältnisses.Nachdem Sie ein Netz der segmentierten Geometrie erstellt haben, importieren Sie das Netz in die Finite-Elemente-Software. Das distale Ende des Modells, das vollständig drei bis sechs Millimeter tief ist, repliziert dann eine einbeinige Standbelastungskonfiguration, indem eine Nennkraft von 1000 Newton aufgebracht wird, die um acht Grad von der Achse des Oberschenkelschaftes in der koronalen Ebene abgeleitet wird und durch die Mitte des Hüftkopfes verläuft. Lösen Sie das Finite-Elemente-Modell mit dem integrierten PCG-Solver.Generieren Sie dann durch Ausführen der angegebenen Befehle eine Elementtabelle, die die erste und dritte Hauptdehnungskomponente am Schwerpunkt des Elements enthält. Führen Sie als Nächstes den angegebenen Befehl aus, um das Dehnungsverhältnis zwischen der ersten und dritten Hauptdehnungskomponente im Modell und der Knochennachgiebigkeitsdehnung, -absicht und -kompression zu berechnen. Skalieren Sie die Nennkraft nach dem Spitzendehnungsverhältnis, der Absicht und der Kompression und verwerfen Sie die größte der beiden, um die Bruchlast abzuschätzen.Positionieren Sie einen Prüfstand auf dem Mikro-CT-Rotationstisch mit der Probe im unbelasteten Referenzzustand und starten Sie den Mikro-CT-Scan. Wiederholen Sie die Bildgebung zweimal, um den unbelasteten Zustand zu ermitteln, und wickeln Sie das Kabel nach dem Scannen ab. Wenden Sie die Krafterhöhung an, indem Sie den Spindelhubmechanismus manuell mit einer konstanten Geschwindigkeit von etwa einer Sekunde pro Runde betätigen, und führen Sie die Mikro-CT-Bildgebung durch.Wiederholen Sie die Krafterhöhung, bis die Probe bricht, was durch einen plötzlichen Abfall der Reaktionskraft angezeigt wird. Führen Sie eine Mikro-CT-Bildgebung der gebrochenen Probe durch. Visualisieren Sie dann die Abfolge der Projektionsbilder bei verschiedenen Ladeschritten.Subsampling der Mikro-CT-Bilder um vier, um die Rechenzeit zu verkürzen. Die Bilder der unter Last stehenden Probe werden mit denen im unbelasteten Referenzzustand starr im Raum zusammen registriert, wobei die distale Diaphyse als Ziel der Koregistrierung verwendet wird. Erstellen Sie dreidimensionale Oberflächenmodelle zur Visualisierung nach der Binarisierung der Mikro-CT-Bilder.Bestimmen Sie die Verschiebung in den Bildern über ein Raster von 50 Pixeln Größe mit Hilfe von Bone DVC. Bestimmen Sie dann den Dehnungstensor, indem Sie das Gitter in ein Finite-Elemente-Modell umwandeln. Wenden Sie die berechnete Verschiebung auf die Knoten an, und lösen Sie das Modell.Als Nächstes werden mit kubischer Interpolation und der inter P three-Funktion in Mac-Lab die Verschiebungs- und Dehnungsvolumina neu abgetastet, um sie an die Größe der Originalgröße der Mikro-CT-Bilder anzupassen. Visualisieren Sie Verschiebungen, Dehnungen und mikrostrukturelle Bilder für die Visualisierung und Animation großer Volumina. Für die Analyse der Knochenverformung wird die dauerhafte Verformung des Knochens angezeigt, indem die Bilder, die unter unbelasteten Bedingungen und nach der Fraktur aufgenommen wurden, überlagert werden.Zeigen Sie dann die fortschreitende mikrostrukturelle Verformung des Knochens an, indem Sie die dreidimensionalen Modelle unter unbelasteten Bedingungen, bei steigenden Belastungsniveaus und nach Frakturen überlagern. Zeigen Sie die Belastung des Knochens an der Frakturstelle an. Analysieren Sie schließlich mit Hilfe von deskriptiver Statistik und Regressionsmethoden die Verformungsenergie, die Steifigkeit und die Verschiebung.Mikro-CT-Bildgebung und begleitende mechanische Tests ermöglichen die Beobachtung von Oberschenkelhalsfrakturen. Eine Animation zeigte, dass sich der Hüftkopf progressiv medial drehte, während er sich distal nach oben bis zur Fraktur bewegte. Die Kopfkrümmung flachte unter der Alveole ab, wo eine lokale kortikale Instabilität, aber keine Instabilität des darunter liegenden trabekulären Volumens beobachtet wurde.Der Beginn der Fraktur erfolgt durch Biegung des Kortex, entweder entlang der kompressiven trabekulären Hauptgruppe, oder durch Scherung in einem Winkel von etwa 45 Grad von der Hauptkompressionsachse, trabekulären Achse. Die Dehnung überstieg die Knochenausbeute, sobald die vier 50 % der erwarteten Frakturbelastung erreichten, und erreichte eine Kompression von acht bis 16 % vor der Fraktur. Eine bleibende Verformung wurde im Kopfbereich unter maximaler Kompression beobachtet.Das Versagen trat unter einem komplexen Dehnungszustand auf, der Druck-, Zug- und Scherdehnungen zeigte. Die Verformungsenergie war eine lineare Funktion der Verschiebung bis zum Bruch und zeigte ein stabiles Bruchverhalten. Ein kritischer Aspekt für die Replikation des Protokolls ist das Erreichen des Lastschrittinkrements, das wichtig ist, um die Anzahl der Lastschritte zu steuern, die erforderlich sind, um einen Bruch in die Verschiebung zu verursachen, und die Planung des Experiments.Eine gute Bildqualität ist auch wichtig für eine aussagekräftige Analyse der Daten. Der Glaube, dass elastische Instabilität, die einen steilen Anstieg von Frakturvorfällen über 60 Jahren erfordert, konzentrierte den Fall der Forschung zur Fragilitätsprävention auf die kortikale Dicke. Das elastisch stabile Frakturverhalten, das durch dieses Protokoll in leicht osteoporotischen Knochen demonstriert wird, verschiebt den aktuellen Fokus auf kortikale und trabekuläre Interaktionen.Dieses Verfahren kann überlegene Modelle der Knochenmechanik voranbringen, die Diagnose von Fragilität und das Design implantierbarer Geräte unterstützen.

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Research

Forschung

JoVE Journal

Engineering

Ingenieurwesen

In dieser Studie wird die Verwendung eines in situ-Ladevorrichtung in Verbindung mit Mikro-Röntgenstrahl-Computertomographie zur gemeinsamen Faser Biomechanik diskutiert. Experimentelle Anzeigen erkennbar mit einer Gesamtänderung der Gelenkbiomechanik gehören: 1) reaktionäre Kraft-Verschiebung, dh Zahnbewegung innerhalb der Alveole und ihre reaktionäre Antwort auf Laden, 2) drei-dimensionale (3D) räumliche Konfiguration und Morphometrie, dh geometrische Verhältnis der Zahn mit der Alveole und...

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A Sectioning, Coring, and Image Processing Guide for High-Throughput Cortical Bone Sample Procurement and Analysis for Synchrotron Micro-CT

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Erfahren Sie mikrostrukturelle Bildgebung des menschlichen Femurs unter Last mit Large-Volume Micro-CT und finiter Elemente Analyse. Diese Methode eröffnet neue Einblicke in Biomechanik und Osteoporose-Diagnostik.

Bildgebung des mikrostrukturellen Versagensmechanismus in der menschlichen Hüfte

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