Name: 인간 고관절의 미세구조 실패 메커니즘 이미징 (동영상) | JoVE Journal
Uploaded: 2023-09-29T13:50:00.000+00:00
Duration: 8 min 43 s
Description: 학습하세요 대용량 마이크로 CT 스캐닝과 맞춤형 압축 단계를 사용하여 하중 하에서 변형되는 인간 대퇴골의 미세구조를 이미징하는 방법을. 이 프로토콜은 골다공증 진단과 생체역학 연구를 위한 골절 메커니즘 이해를 향상시킵니다.

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호주 연구 위원회(Australian Research Council, FT180100338; IC190100020)는 감사하게 인정합니다.

이 프로토콜은 시신 기증 프로그램에서 받은 12개의 대퇴골 표본으로 개발 및 테스트되었습니다. 표본을 신선하게 채취하여 플린더스 대학(호주 남호주 톤슬리)의 생체역학 및 임플란트 실험실에서 -20°C에서 보관했습니다. 뼈 수분은 실험 내내 유지되었습니다. 기증자는 백인 여성(66-80세)이었다. 플린더스 대학교(Flinders University)의 사회 및 행동 연구 윤리 위원회(Social and Behavioural Research Ethics Committee, SBREC)로부터 윤리 허가를 받았습니다(프로젝트 # 6380).
1. 시편별 하중 단계 증가 계획
<ol><li>슬라이스 두께와 약 0.5-0.7mm의 면내 픽셀 크기를 대상으로 하는 임상 CT 스캐너를 사용하여 대퇴골 검체를 스캔합니다. 이 단계는 모든 공공 영상 시설의 전문 방사선 기사가 뼈 시각화를 위해 사전 녹화된 표준 영상 프로토콜을 사용하여 완료할 수 있습니다.</li>
	<li>표본과 함께 5가지 알려진 농도의 인산수소칼륨(K2HPO4, 등가 밀도 범위 약 59mg∙cm−3 및 375mg∙cm−3)으로 CT 밀도 측정 보정 팬텀을 스캔합니다.</li>
	<li>임상 CT 영상(15)으로부터 뼈 형상을 분할하고, 뼈의 분할된 형상을 메쉬하고, Schileo et al.8에 의해 보고된 밀도-탄성 계수 관계를 사용하여 등방성 재료 특성 요소를 요소별로 보정된 골밀도 값에 매핑합니다. 유한 요소 소프트웨어에서 추가 분석을 위해 메쉬를 저장합니다. 세그멘테이션 및 유한 요소 소프트웨어와 함께 제공되는 관련 지침에 따라 각 단계를 완료합니다.</li>
	<li>메시를 유한 요소 소프트웨어로 가져옵니다. 모델의 3-6mm 원단 끝을 완전히 구속합니다. 1,000N의 공칭 힘을 가하여 관상면의 대퇴골 축 축에서 8° 내전하고 대퇴골두의 중심을 통과합니다. 이 로딩 조건은 정적 한 다리 자세 작업(orthoload.com)을 모방합니다.</li>
	<li>내장된 PCG 솔버(수렴 허용오차: 1 x 10−7)를 사용하여 유한 요소 모델을 풉니다. 참고: 여기서는 유한 요소 소프트웨어 ANSYS가 사용되었습니다.<ol><li>다음 명령을 실행하여 요소 중심에서 첫 번째와 세 번째 주변형률 성분을 포함하는 요소 테이블을 생성합니다. /포스트1 에터블,, EPTO1,1 에테이블,, EPTO3,3</li>
		<li>다음 명령을 실행하여 모델의 첫 번째 및 세 번째 주 변형률 성분과 인장(0.73% 변형률) 및 압축(1.04% 변형률)8 의 뼈 항복 변형률 사이의 변형률을 계산합니다(그림 1). SMULT, RFT, EPTO1, ,1/0.0074,1, SMULT, RFT, EPTO3, ,1/0.0104,1,</li>
	</ol></li>
	<li>인장과 압축 모두에서 피크 변형률 비율로 공칭 하중을 조정하고 파괴 하중의 추정치를 얻기 위해 둘 중 가장 큰 하중을 버립니다. 하중 증분을 계산된 파괴 하중 1의1/4로 결정합니다.</li>
</ol><img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/64947/64947fig01.jpg"> 그림 1: 파괴 하중 계산. 유한 요소 변형률 맵, 공칭 힘을 파괴 하중으로 변환하는 데 사용되는 방정식(왼쪽), 대퇴골(가운데 오른쪽), 원위 알루미늄(오른쪽 상단) 및 폴리에틸렌 압력 소켓(오른쪽 하단)을 표시하는 하중 체계. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/64947/64947fig01large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>
2. 대퇴골 표본 조립체의 준비(그림 2)
<ol><li>냉동실(-20°C)에서 표본을 제거합니다.</li>
	<li>뼈 수분을 유지하기 위해 생리학적 용액에 담근 흡수성 물질로 싸인 방수 비닐 봉지에 표본을 보관하면서 실온(RT)에서 24시간 동안 해동합니다.</li>
	<li>근위 대퇴골두에서 180mm 떨어진 대퇴골 골격을 자릅니다.</li>
	<li>오목한 모양의 폴리에틸렌 압력 소켓(그림 2D)과 대퇴골두를 정렬하여 대퇴골두를 정렬 장비의 수직 축에 중앙에 놓습니다.</li>
	<li>대퇴골 경부와 diaphysis 축을 포함하는 평면을 정면 평면에 맞춥니다(그림 2).</li>
	<li>diaphyseal 축을 8° 내전으로 회전하여 수직 축이 정적 단일 다리 자세 동안 고관절 반력의 방향을 나타내도록 합니다(그림 2).</li>
	<li>제조업체의 지침에 따라 치과용 시멘트를 준비합니다.</li>
	<li>55mm 깊이의 알루미늄 포팅 컵에 표본의 말단 끝을 포팅하고 알루미늄 컵을 치과용 시멘트로 채웁니다. 시멘트가 경화를 완료할 때까지 30분 이상 기다리십시오.</li>
	<li>시편 어셈블리를 -20°C에서 보관하십시오.</li>
</ol><img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/64947/64947fig02.jpg"> 그림 2: 정렬 리그 (A) 프레임, (B) 알루미늄 포팅 컵, (C) 합성 대퇴골 모델, (D) 구형 압력 소켓을 보여주는 얼라인먼트 리그의 정면(왼쪽) 및 측면(오른쪽) 사진. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/64947/64947fig02large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>
3. 압축 단계 집합
알림: 압축 단계의 외부 치수는 샘플 제외 직경 245mm, 높이 576mm, 무게 14kg입니다. 압축 단계는 압축 챔버와 액추에이터의 두 가지 주요 부분으로 구성되며 다음과 같이 조립됩니다.
<ol><li>압축 챔버<ol><li>폴리에틸렌 압력 소켓(직경 104mm, 높이 60mm)을 알루미늄 실린더(직경 203mm, 벽 두께 3mm)의 바닥에 장착하고 한쪽 끝(하단)은 용접된 알루미늄 판으로 닫힙니다.</li>
	</ol></li>
	<li>작동기<ol><li>디스크, 막대 3개, 삼각형 플레이트 및 수직 레일을 사용하여 상단 구조물을 조립합니다(그림 3).</li>
		<li>삼각형 플레이트에 스크류 잭 메커니즘(스트로크: 150mm, 최대 하중: 10,000N, 기어비: 27:1, 회전당 변위: 0.148mm)을 장착합니다.</li>
		<li>앵귤러 어댑터를 선형 레일에 장착합니다.</li>
		<li>마찰이 적은 xy 테이블을 앵귤러 어댑터에 장착합니다.</li>
		<li>6 자유도 로드셀(최대 측정 오차: 0.005%; 최대 힘: 10,000 N; 최대 토크: 500 Nm)을 로드셀의 x-z 평면을 상단 구조물의 정면 평면에 정렬하여 저마찰 테이블에 장착합니다.</li>
		<li>액추에이터 나사를 앵귤러 어댑터에 연결합니다.</li>
	</ol></li>
</ol><img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/64947/64947fig03.jpg"> 그림 3: 맞춤형 방사성 투명 압축 단계 어셈블리. 압축 단계의 사진(왼쪽)과 모델(오른쪽). (A) 바닥에서 닫힌 3mm 두께의 알루미늄 실린더인 압축 챔버; (B) 상기 상부 구조를 갖는 액츄에이터 조립체; (C) 스크류 잭 메커니즘; (D) 저마찰 x-y 테이블; (E) 6축 로드셀이 모델에 표시되고 표시됩니다. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/64947/64947fig03large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>
4. 실험 설정
<ol><li>뼈 수분을 유지하기 위해 생리학적 용액에 적신 흡수성 물질로 싸인 방수 비닐 봉지에 보관하면서 표본을 상온에서 24시간 동안 해동합니다.</li>
	<li>알루미늄 컵 시편 어셈블리를 시편 어셈블리의 정면면을 액추에이터의 정면면과 정렬하여 로드셀에 장착합니다.</li>
	<li>시편을 포함한 상단 구조물을 압축 챔버에 조립합니다. 대퇴골두를 폴리에틸렌 압력 소켓의 구형 오목한 부분에 맞추도록 주의하십시오. 대퇴골두가 맞물려 있지만 압력 소켓의 구형 구멍 내에서 느슨한지 확인하십시오.</li>
	<li>IMBL(Imaging and Medical Beamline)에 있는 micro-CT 스캐너의 회전 스테이지에 압축 스테이지를 놓습니다.</li>
	<li>로드셀(오차 &lt; 0.005%, 최대 힘: 10,000N, 최대 토크: 500Nm)을 스트레인 증폭기에 연결합니다.</li>
	<li>USB를 통해 스트레인 증폭기를 로드셀과 함께 제공된 어플리케이션 소프트웨어가 장착된 랩톱 컴퓨터에 연결합니다.</li>
	<li>압축 단계에서 시편을 압력 소켓 쪽으로 아래쪽으로 이동하면서 노트북의 로드 셀에서 측정한 반력을 모니터링하여 스크류 메커니즘을 작동시킵니다. 100N과 같은 압축력에 도달하면 나사 메커니즘을 중지하십시오. 시편을 50N 예압으로 언로드합니다.</li>
	<li>단일 pco.edge 센서 렌즈 결합 신틸레이터 "Ruby"(http://archive.synchrotron.org.au/31-australian-synchrotron/imbl/811-preparation-for-imaging-experiments)를 선택합니다.</li>
	<li>시야각을 76.31mm x 64.39mm로 설정하며, 2,560픽셀 x 2,160픽셀 배열 크기의 경우 29.81μm의 픽셀 크기를 제공합니다.</li>
	<li>회전 스테이지의 축을 시야 축에서 8mm(수평)로 설정하여(오프셋 스캐닝 모드) 시야를 145.71μm의 픽셀 크기에서 64.39mm x 29.81mm로 확장합니다.</li>
	<li>스캐닝 매개변수를 60keV의 빔 에너지, 0.1°의 회전 증분, 180° 회전의 두 배치(오프셋 스캐닝), 50μs의 노출 시간 및 회전 위치당 2개의 프레임 평균으로 설정합니다.</li>
	<li>스캔된 볼륨의 총 높이가 132.2mm가 되고 총 스캔 시간이 30분이도록 각각 26mm씩 수직으로 쌓인 연속 스캔을 획득하도록 스캔을 설정합니다.</li>
</ol>5. 수반되는 미세 구조 이미징을 사용한 기계적 테스트
<ol><li>기준 조건(변형률이 없는 조건으로 간주)에서 micro-CT(픽셀 크기: 0.03mm) 이미징을 두 번 수행합니다.</li>
	<li>라운드당 약 1초(0.1-0.2mm/s)의 일정한 속도로 나사 잭 메커니즘을 수동으로 작동하여 힘 증가를 적용합니다.</li>
	<li>마이크로 CT 촬영을 수행합니다.</li>
	<li>5.2단계와 5.3단계를 반복하여 반력의 급격한 감소로 표시된 것처럼 시편의 파괴를 일으킵니다.</li>
	<li>골절된 표본의 micro-CT 영상을 수행합니다.</li>
	<li>1,800개의 프로젝션 이미지(크기 2,560픽셀 x 896픽셀, 너비 x 26.88mm, 너비 x 높이, 32비트 부동 소수점 이미지)를 연결합니다. 이 프로세스는 두 개의 프로젝션 이미지(수평 오프셋 스캐닝 모드에서 촬영)와 수직으로 이동된 5개의 이미지를 스티칭하여 단일 프로젝션 이미지를 생성합니다.<ol><li>단면 이미지(4,407개 이미지, 각 이미지 크기 4,888 x 4,888픽셀)의 볼륨을 재구성하고 에 32비트 부동 소수점 파일로 저장합니다. TIFF 형식(392GB의 디스크 공간 차지).</li>
		<li>3 x 3 가우스 필터를 적용하여 노이즈를 줄입니다. 이미지를 8비트(비트맵 형식으로 저장된 256개의 그레이레벨 이미지, 볼륨당 약 100GB 차지)로 변환합니다. 참고: 이 작업에서 이미지 처리는 IMBL 운영자의 안내에 따라 Australian Synchrotron에서 사용할 수 있는 소프트웨어를 사용하여 수행되었습니다.</li>
	</ol></li>
</ol>6. 변위와 변형률장의 계산
<ol><li>단면 이미지를 4개(120μm/픽셀)씩 서브샘플링하여 계산 시간을 단축합니다.</li>
	<li>하중을 받고 있는 시편의 이미지를 하중이 가해지지 않은 기준 조건의 시편 이미지와 공간에 엄격하게 공동 정합합니다. 원위 골격을 공동 정합 대상으로 사용합니다(보충 파일 1 및 보충 파일 2).</li>
	<li>곡면 3차원 모형(. STL 파일) micro-CT 영상을 이진화한 후 시각화를 위해11.</li>
	<li>50픽셀(SDER = 0.076% 변형률 오류, BoneDVC https://bonedvc.insigneo.org/dvc/)과 같은 격자 크기를 사용하여 이미지 볼륨을 참조 볼륨에 탄력적으로 등록하여 격자 노드의 변위를 확인합니다.</li>
	<li>그리드를 유한 요소 모델로 변환합니다. BoneDVC에서 계산한 절점 변위를 모델에 적용합니다. 모델을 풀어 전체 골격 체적에 대한 변형 텐서를 결정합니다.</li>
	<li>전체 해상도 이미지를 사용하여 가장 높은 변형률 수준을 보여주는 영역에서 분석을 반복합니다.</li>
	<li>interp3 함수 (Matlab)2와 함께 3차 보간을 사용하여 DVC 변형률 매핑을 전체 해상도 영상에 매핑합니다.</li>
	<li>대용량 시각화 및 애니메이션을 위한 변위, 변형률 및 미세 구조 이미지 시각화 (Matlab)2.</li>
</ol>7. 분석
<ol><li>하중이 가해지지 않은 상태와 골절 후 얻은 이미지를 오버레이하여 뼈의 영구적인 변형(손상)을 표시합니다2.</li>
	<li>하중이 가해지지 않은 상태에서, 하중 수준이 증가할 때, 골절 후2에서 3차원 모델을 오버레이하여 뼈의 점진적인 미세 구조 변형을 표시합니다.</li>
	<li>골절 위치2에서 뼈의 변형을 표시합니다.</li>
	<li>변형 에너지, 강성, 변위를 기술통계량과 회귀분석법을 이용하여 분석2.</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>
<li>Jackman, T. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Quantitative%2C+3D+visualization+of+the+initiation+and+progression+of+vertebral+fractures+under+compression+and+anterior+flexion%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Bone+and+Mineral+Research%22%5BJournal%5D)">Quantitative, 3D visualization of the initiation and progression of vertebral fractures under compression and anterior flexion.</a> Journal of Bone and Mineral Research. 31 (4), 777-788 (2016).</li>
<li>Mayhew, P. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Relation+between+age%2C+femoral+neck+cortical+stability%2C+and+hip+fracture+risk%5BTitle%5D)+AND+%22Lancet%22%5BJournal%5D)">Relation between age, femoral neck cortical stability, and hip fracture risk.</a> Lancet. 366 (9480), 129-135 (2005).</li>
<li>Nazarian, A., Stauber, M., Zurakowski, D., Snyder, B. D., Müller, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+interaction+of+microstructure+and+volume+fraction+in+predicting+failure+in+cancellous+bone%5BTitle%5D)+AND+%22Bone%22%5BJournal%5D)">The interaction of microstructure and volume fraction in predicting failure in cancellous bone.</a> Bone. 39 (6), 1196-1202 (2006).</li>
<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>
<li>Schileo, E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((An+accurate+estimation+of+bone+density+improves+the+accuracy+of+subject-specific+finite+element+models%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">An accurate estimation of bone density improves the accuracy of subject-specific finite element models.</a> Journal of Biomechanics. 41 (11), 2483-2491 (2008).</li>
<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>
<li>Perilli, E., Parkinson, I. H., Reynolds, K. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Micro-CT+examination+of+human+bone%3A+from+biopsies+towards+the+entire+organ%5BTitle%5D)+AND+%22Annali+dell%27Istituto+Superiore+di+Sanit%C3%A0%22%5BJournal%5D)">Micro-CT examination of human bone: from biopsies towards the entire organ.</a> Annali dell'Istituto Superiore di Sanità. 48 (1), 75-82 (2012).</li>
<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>
<li>Bennett, K. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Ex+vivo+assessment+of+surgically+repaired+tibial+plateau+fracture+displacement+under+axial+load+using+large-volume+micro-CT%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Ex vivo assessment of surgically repaired tibial plateau fracture displacement under axial load using large-volume micro-CT.</a> Journal of Biomechanics. 144, 111275(2022).</li>
<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>

모든 저자는 이해 상충이 없음을 선언합니다.

본 프로토콜은 고관절 골절의 시간 경과 미세역학을 생체 외에서 3차원으로 연구할 수 있습니다. 인간 대퇴골의 근위 절반에 점진적 변형을 가하고 반력을 측정할 수 있는 방사선 투명(알루미늄) 압축 스테이지가 맞춤 설계, 제조 및 테스트되었습니다. 이 프로토콜에는 대용량 마이크로 CT 스캐너가 사용되어 마이크로미터 해상도에서 점진적 로딩으로 전체 근위 대퇴골을 표시하는 이미지 볼륨의 시간적 시퀀스를 제공합니다. 이 작업에서 변위 및 변형 필드는 이미지의 탄성 공동 정합을 사용하여 계산되었습니다. 이 프로토콜은 근위 대퇴골의 미세 구조의 변형을 표시할 수 있도록 하고 파괴 지점까지 규정된 증분 하중에 대한 반응으로 시편의 변형 에너지와 강성을 제공합니다.
프로토콜의 중요한 측면에는 a) 실험 시간을 제어하기 위해 각 표본의 하중 단계를 결정하고, b) 실험 전반에 걸쳐 뼈 수분을 유지하고, c) 골절 지점까지 하중을 받는 동안 뼈의 마이크로 CT 이미징을 가능하게 하고...

대퇴골 경부의 골절은 고령 인구에게 큰 부담이 됩니다. 마이크로 컴퓨터 단층 촬영(micro-CT) 영상 및 수반되는 기계적 검사를 통해 뼈 미세 구조를 관찰하고 뼈 강도, 노화 관련 변화 및 하중 1,2 하에서의 변위와의 관계를 연구할 수 있습니다. 그러나 최근까지 하중을 받는 뼈에 대한 마이크로 CT 연구는 절제된 골심3, 소동물4 및 인간 척추 단위5로 제한되었다. 본 프로토콜은 하중을 받고 골절 후 전체 근위 인간 대퇴골의 미세 구조의 변위를 정량화할 수 있습니다.
인간 대퇴골의 부전을 조사하기 위해 여러 연구가 수행되었으며, 때때로 대조적인 결론에 도달했습니다. 예를 들어, 대뇌피질 및 섬유주 구조의 노화와 관련된 얇아짐은 뼈의 탄성 불안정성을 유발함으로써 골절에 대한 연령 관련 감수성을 결정하는 것으로 생각되며, 이는 탄성 불안정성이 없다고 가정할 때 피질 긴장 및 대퇴골 강도 예측의 높은 결정 계수와 명백한 대조를 이룹니다(R2 = 0.80-0.97)8,9. 그럼에도 불구하고, 이러한 연구들은 체계적으로 대퇴골 강도를 과소평가하여(21%-29%), 따라서 모델 8,10에서 구현된 부서지기 쉽고 준부서지기 쉬운 뼈 반응에 의문을 제기했습니다. 이러한 명백히 대조적인 발견에 대한 한 가지 가능한 설명은 고립된 뼈 코어와 비교하여 전체 뼈의 다른 골절 거동에 있을 수 있습니다. 따라서 전체 근위 대퇴골에서 뼈 미세구조의 변형 및 골절 반응을 관찰하면 고관절 골절 역학 및 관련 응용 분야에 대한 지식을 발전시킬 수 있습니다.
현재 인간의 뼈 전체를 마이크로미터 해상도로 이미징하는 방법은 제한적입니다. 갠트리와 검출기 크기는 인간 근위 대퇴골을 수용하기에 적합한 작업 부피(약 13cm x 10cm, 너비 x 길이)를 제공해야 하며, 관련 미세 건축적 특징을 캡처할 수 있도록 0.02-0.03mm 정도의 픽셀 크기를 제공해야 한다11. 이러한 사양은 현재 일부 싱크로트론 설비(synchrotron facility)1 및 일부 상업적으로 이용 가능한 대용량 micro-CT 스캐너(12,13)에 의해 충족될 수 있다. 압축 단계는 X선 감쇠를 최소화하면서 인간 대퇴골에 골절을 일으키기에 충분한 힘(예: 노인 백인 여성의 경우 0.9kN에서 14.3kN 사이)을 생성하기 위해 방사선 투명이어야 합니다14. 이 큰 파괴 하중 변동은 파괴에 대한 하중 단계 수, 전체 실험 시간 및 생성된 해당 데이터 양의 계획을 복잡하게 만듭니다. 이 문제를 해결하기 위해 임상 컴퓨터 단층 촬영(CT) 이미지 1,2에서 표본의 골밀도 분포를 사용하여 유한 요소 모델링을 통해 골절 하중과 위치를 추정할 수 있습니다. 마지막으로, 실험 후 생성된 대량의 데이터는 전체 인간 대퇴골의 고장 메커니즘 및 에너지 손실 용량을 연구하기 위해 처리되어야 합니다.
여기에서, 우리는 점진적으로 증가하는 변형 하에서 전체 근위 대퇴골의 3차원 미세구조 이미지의 시퀀스를 획득하기 위한 프로토콜을 설명하며, 이는 대퇴골 경부의 임상적으로 관련된 골절을 유발한다2. 이 프로토콜에는 표본 압축의 단계적 증가 계획, 맞춤형 무선 투명 압축 스테이지 를 통한 로딩, 대용량 마이크로 CT 스캐너를 통한 이미징, 이미지 및 로드 프로파일 처리가 포함됩니다.

<table><tbody><tr><td>흡수성 조직</td><td>N/A</td><td></td><td>실험 내내 뼈 수분 유지</td></tr><tr><td>얼라인먼트 리그</td><td>포팅 컵에 표본을 배치하기 위한</td><td>맞춤형</td><td></td> 리그</tr><tr><td>알루미늄 포팅 컵</td><td>맞춤형</td><td></td><td>포팅 컵</td></tr><tr><td>뼈</td>톱 <td>N/A</td><td></td><td>표본을 크기에 맞게 절단</td></tr><tr><td>캘리브레이션 팬텀 QCT Pro</td><td>Mindways Software, Inc., Austin, USA</td><td>CT Calibration 13002</td><td>이미지의 그레이 레벨을 동등한 뼈 미네랄(회분) 밀도 수준으로 보정</td></tr><tr><td>임상 컴퓨터 단층 촬영 스캐너</td><td>General Electric Medical Systems Co., Wisconsin, USA</td><td>Optima CT660</td><td>파단에 대한 하중 단계 예측을 위한 예비 이미징</td></tr><tr><td>압축 단계</td><td>맞춤 제작</td><td></td><td>10kg의 방사선 투과 압축 단계는 시편에 규정된 변형을 통해 이미징을 적용하고 유지하기 위한 것입니다.</td></tr><tr><td>치과 용 시멘트</td><td>Soesterberg, 네덜란드</td><td>Vertex RS</td><td></td></tr><tr><td>대퇴골 표본</td><td>Science Care, 피닉스, 미국</td><td></td><td></td></tr><tr><td>유한 요소 해석 소프트웨어</td><td>ANSYS Inc., Canonsburg, USA</td><td>ANSYS Mechanical APDL</td><td>유한 요소 소프트웨어 패키지</td></tr><tr><td>냉동고</td><td>N / A</td><td></td><td>-20 °C에 표본 보관; C</td></tr><tr><td>하드 드라이브</td><td>Dell</td><td></td><td>디스크 공간: 볼륨당 500GB</td></tr><tr><td>이미지 나레이션 및 세분화 소프트웨어</td><td>Skyscan-Bruker, Kontich, Belgium</td><td>CT 분석기</td><td>이미지 처리 소프트웨어</td></tr><tr><td>이미지 탄력적 세분화</td><td>The University of Sheffield</td><td>Bone DVC</td><td>https://bonedvc.insigneo.org/dvc/</td></tr> <tr><td>이미지 처리 및 자동화 소프트웨어</td><td>The MathWork Inc.</td><td>Matlab</td><td>이미지 처리 소프트웨어</td></tr><tr><td>이미지 등록 소프트웨어</td><td>Skyscan-Bruker, Kontich, Belgium</td><td>DataViewer</td><td>이미지 처리 소프트웨어</td></tr><tr><td>이미지 분할 및 FE 모델링 소프트웨어</td><td>Simpleware, Exeter, UK</td><td>Scan IP</td><td>Bone egmentation 소프트웨어</td></tr><tr><td>이미지 스티칭 스크립트</td><td>호주 syncrotron, Clayton, VIC, AU</td><td></td><td>스크립트는 IMBL</td></tr><tr>에서 사용할 수 있습니다.<td>이미지 시각화</td><td>Kitware, Clifton Park, NY, USA</td><td>Paraview</td><td>이미지 시각화</td></tr><tr><td>이미지 시각화</td><td>Australian National University</td><td>Dristhi</td><td>이미지 시각화: doi:10.1117/12.935640</td></tr><tr><td>이미징 및 의료 빔라인</td><td>호주 싱크로트론, 클레이튼, 빅토리아, AU</td><td></td> 호주 싱크로트론 랩탑 Dell Inc., <td>USA의 대형 객체 마이크로 CT 빔라인</td></tr><tr><td></td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>저마찰 x-y 테이블</td><td>THK Co., Tokyo, Japan</td><td></td><td></td></tr><tr><td>NI 신호 수집 소프트웨어</td><td>National Instruments, 텍사스 주 오스틴</td><td>NI-DAQmx</td><td></td></tr><tr><td>인산염 완충 식염수</td><td>주문 제작</td><td></td><td>실험 내내 뼈 수분 유지</td></tr><tr><td>비닐 봉지</td><td>N / A</td><td></td><td>실험 내내 뼈 수분 유지</td></tr><tr><td>Rail</td><td>SKF Inc., Lansdale, PA, USA</td><td></td><td></td></tr><tr><td>스크류 잭 메커니즘</td><td>&nbsp; 벤즐러, &Ouml; rebro, 스웨덴</td><td>Serie BD (웜 기어 유닛)</td> <td>스트로크 : 150mm, 최대 하중 : 10,000 N, 기어비 : 27 : 1, 회전 당 변위 : 0.148 mm</td></tr><tr><td>단일 pco.edge 센서, 렌즈 결합 신틸레이터</td><td>호주 싱크로 트론, 클레이튼, VIC, AU</td><td></td><td>검출기 루비 FOV : 141 x 119 mm; 2560 x 2160 픽셀, 55 &마이크로; m/픽셀; 50 fps</td></tr><tr><td>6 축 로드셀</td><td>ME-Me&szlig; systeme GmbH, Hennigsdorf, GE</td><td>K6D6</td><td>최대 측정 오류: 0.005%; 최대 힘: 10000N; 최대 토크: 500Nm</td></tr><tr><td>스트레인 증폭기</td><td>ME-Me&szlig; systeme GmbH, Hennigsdorf, GE</td><td>GSV-1A8USB K6D/M16</td><td></td></tr></tbody></table>

인간 고관절의 미세구조 실패 메커니즘 이미징

Imaging of the Microstructural Failure Mechanism in the Human Hip

점진적으로 증가하는 하중 하에서 뼈 미세 구조를 이미징하면 뼈의 미세 구조 파괴 거동을 관찰할 수 있습니다. 여기에서는 점진적으로 증가하는 변형 하에서 전체 근위 대퇴골의 3차원 미세 구조 이미지 시퀀스를 획득하여 대퇴골 경부의 임상적으로 관련된 골절을 유발하는 프로토콜을 설명합니다. 이 프로토콜은 인구 내 골밀도의 하단에 있는 66-80세 여성 기증자의 대퇴골 4개를 사용하여 입증되었습니다(T-점수 범위 = −2.09에서 −4.75). 방사선 투명 압축 스테이지는 한쪽 다리 자세를 복제하는 표본을 로딩하는 동시에 마이크로 컴퓨터 단층 촬영(micro-CT) 이미징 중에 적용된 하중을 기록하도록 설계되었습니다. 시야각은 너비 146mm, 높이 132mm이고 등방성 픽셀 크기는 0.03mm였습니다. 힘 증가는 파괴 하중의 유한 요소 예측을 기반으로 했습니다. 압축 단계는 시편에 변위를 적용하고 규정된 힘 증가를 제정하는 데 사용되었습니다. 대퇴골 경부의 개방 및 전단으로 인한 자본하부 골절은 4-5번의 하중 증가 후에 발생했습니다. 마이크로 CT 영상과 반력 측정을 처리하여 뼈 변형률과 에너지 흡수 능력을 연구했습니다. 피질의 불안정성은 초기 로딩 단계에서 나타났습니다. 대퇴골두의 연골하골은 골절 전 16%에 달하는 큰 변형을 보였고, 골절까지 지지력이 점진적으로 증가했다. 변형 에너지는 변위와 함께 파단까지 선형적으로 증가하는 반면, 강성은 파단 직전에 거의 0에 가까운 값으로 감소합니다. 파괴 에너지의 3/4은 최종 25% 힘 증가 동안 시편에 의해 취해졌습니다. 결론적으로, 개발된 프로토콜은 놀라운 에너지 흡수 능력 또는 손상 내성과 고령 기증자 연령에서 피질과 섬유주 뼈 사이의 시너지 상호 작용을 보여주었습니다.

이미지에는 전체 근위 대퇴골, 압력 소켓, 치과용 시멘트, 알루미늄 컵 및 포장 조직이 표시됩니다. 뼈 미세 구조는 골절 전과 골절 후에 하중이 증가함에 따라 점진적으로 변형되는 것을 볼 수 있습니다(그림 4).
<img alt="Figure 4" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/64947/64947fig04.jpg"> 그림 4: 랩톱 컴퓨터에 연결된 압축 스테이지 (A) 압축 단계, (B) 랩톱 및 (C) 데이터 수집 장치. 시편 어셈블리는 압축 챔버(오른쪽)에 투명하게 오버레이됩니다. <a href="https://www.jove.c...

이 프로토콜은 대용량 마이크로 CT 스캔, 맞춤형 압축 단계 및 고급 이미지 처리 도구를 결합하여 전체 근위 인간 대퇴골의 뼈 미세 구조 변형과 인성을 측정할 수 있습니다.

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

이 프로토콜을 사용하면 전체 인간 대퇴골이 하중과 파괴로 인해 변형될 때 미세 구조를 관찰할 수 있습니다. 미세 구조 해상도로 전체 대퇴골을 이미징함으로써 이 프로토콜은 뼈의 다양한 섬유주 피질 구획이 시너지 효과를 발휘하여 하중을 견딜 수 있는 능력을 결정하는 방법을 연구할 수 있습니다. 골절 메커니즘에 대한 이해를 높이면 골다공증에 대한 고급 진단 방법을 알릴 수 있습니다.이 프로토콜은 호주 싱크로트론(Australian Synchrotron)에서 개발되었으며, 대학의 상업용 대용량 마이크로 CT 스캐너에 사용하도록 조정되었으며 무릎과 어깨를 포함한 다양한 해부학적 부위를 연구하는 데 적용되었습니다. 원칙적으로 전체 인간의 뼈 및 관절과 유사한 크기의 재료로 확장 될 수 있습니다. 이 연구는 생체 역학의 이미징, 고체 역학 및 컴퓨터 모델링을 포함한 여러 분야의 전문 지식을 필요로 합니다.먼저 임상 CT 스캐너를 사용하여 슬라이스 두께와 약 0.5-0.7mm의 면내 픽셀 크기로 대퇴골 검체를 스캔합니다. 표본과 함께 5가지 알려진 염료 농도의 인산수소칼륨 염료가 있는 CT 밀도 측정 보정 팬텀을 스캔합니다. 다음으로, 임상 CT 영상에서 골의 형상을 분할하고, 밀도와 탄성률 관계를 사용하여 이미지의 회색 수준을 해당 골밀도 값 및 영률(Young's modulus)로 보정합니다.분할된 형상의 메쉬를 생성한 후 메쉬를 유한 요소 소프트웨어로 가져옵니다. 모델의 말단부 끝인 3-6mm 깊이로 완전히 구속된 다음 관상면의 대퇴골 축 축에서 8도 납치되고 대퇴골두의 중심을 통과하는 1000뉴턴의 공칭 힘을 가하여 단일 다리 자세 하중 구성을 복제합니다. 내장된 PCG 솔버를 사용하여 유한 요소 모델을 풉니다.그런 다음 표시된 명령을 실행하여 요소의 중심에서 첫 번째 및 세 번째 기본 변형률 성분을 포함하는 요소 테이블을 생성합니다. 다음으로, 표시된 명령을 실행하여 모델의 첫 번째 및 세 번째 기본 변형률 성분과 본 항복 변형률, 의도 및 압축 사이의 변형률을 계산합니다. 피크 변형률 비율, 의도 및 압축으로 공칭 힘을 조정하고 둘 중 가장 큰 힘을 버려 파괴 하중을 추정합니다.표본이 기준 무부하 상태인 상태에서 micro-CT 회전 스테이지에 테스트 장비를 배치하고 micro-CT 스캔을 시작합니다. 무부하 상태에 대해 이미징을 두 번 반복하고 스캔 후 케이블을 풉니다. 라운드당 약 1초의 일정한 속도로 스크류 잭 메커니즘을 수동으로 작동하여 힘 증가를 적용하고 마이크로 CT 이미징을 수행합니다.반력의 급격한 감소로 표시된 대로 시편이 파손될 때까지 힘 증가를 반복합니다. 골절된 표본의 micro-CT 영상을 수행합니다. 그런 다음 다양한 하중 단계에서 투영 영상의 시퀀스를 시각화합니다.계산 시간을 줄이기 위해 micro-CT 영상을 4배로 서브샘플링합니다. 우주에서 하중을 받고 있는 표본의 이미지를 하중이 가해지지 않은 기준 조건의 이미지와 함께 엄격하게 공동 정합하며, 원위 단피증을 공동 정합 대상으로 사용합니다. micro-CT 영상을 이진화한 후 시각화를 위한 표면 3차원 모델을 생성합니다.뼈 DVC를 사용하여 50픽셀 크기의 격자에 대한 이미지의 변위를 결정합니다. 그런 다음 그리드를 유한 요소 모델로 변환하여 변형 텐서를 결정합니다. 계산된 변위를 절점에 적용하고 모형을 풉니다.그런 다음 Mac-Lab의 inter P three 기능과 함께 3차 보간을 사용하여 micro-CT 이미지의 원래 크기 크기와 일치하도록 변위 및 변형률 부피를 다시 샘플링합니다. 변위, 변형률 및 미세 구조 이미지를 시각화하여 대용량의 시각화 및 애니메이션을 구현합니다. 뼈 변형 분석의 경우, 하중이 가해지지 않은 상태와 골절 후에 얻은 이미지를 겹쳐서 뼈의 영구적인 변형을 표시합니다.그런 다음 하중이 가해지지 않은 상태에서, 하중 수준이 증가할 때, 골절 후 3차원 모델을 오버레이하여 뼈의 점진적인 미세 구조 변형을 표시합니다. 골절 위치에서 뼈의 변형을 표시합니다. 마지막으로, 기술 통계량과 회귀 방법을 사용하여 변형 에너지, 강성 및 변위를 분석합니다.Micro-CT 영상과 그에 수반되는 기계적 검사를 통해 대퇴골 경부 골절을 관찰할 수 있습니다. 애니메이션은 대퇴골두가 점진적으로 내측으로 회전하면서 골절까지 원위부로 이동하는 것을 보여주었습니다. 머리 곡률은 소켓 아래에서 평평해졌고, 국소 피질 불안정성은 관찰되었지만 기본 섬유주 용적의 불안정성은 관찰되지 않았습니다.골절 시작은 피질을 구부려 주 압축 섬유주 그룹을 따라 진행하거나 주요 원리 압축, 섬유주 축에서 약 45도 떨어진 전단에 의해 발생합니다. 변형률은 골절 하중의 50%를 달성하여 골절 전 8-16%의 압축에 도달하면 골수량을 초과했습니다. 영구적인 변형은 피크 압축 하에서 머리 부위에서 관찰되었습니다.복잡한 변형 상태에서 압축, 인장 및 전단 변형을 나타내는 파손이 발생했습니다. 변형 에너지는 파괴까지의 변위의 선형 함수로, 안정적인 파괴 거동을 보여줍니다. 프로토콜 복제의 중요한 측면은 하중 단계 증분을 얻는 것이며, 이는 변위 및 실험 계획에 파괴를 일으키는 데 필요한 하중 단계 수를 제어하는 데 중요합니다.좋은 품질의 이미지를 얻는 것도 의미 있는 데이터 분석을 위해 중요합니다. 60세 이상의 골절 사고가 급격히 증가하는 탄성 불안정성이 피질 두께에 대한 취약성 예방 연구의 중심이 되었습니다. 가벼운 골다공증성 뼈에서 이 프로토콜에 의해 입증된 탄력적으로 안정적인 골절 거동은 현재의 초점을 대뇌 피질 및 섬유주 상호 작용으로 옮깁니다.이 절차는 뼈 역학에 대한 사려 깊은 모델을 발전시키고 취약성 진단 및 이식 가능한 장치의 설계에 정보를 제공할 수 있습니다.

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본 연구에서는, 섬유 관절 생체 역학에 대한 마이크로 X-선 계산 tomography 결합 시츄 장착 장치에서의 사용이 논의 될 것이다. 관절 생체 역학의 전반적인 변화에 식별 실험 판독이 포함됩니다 : 1) 반동 변위 대 힘, 폐포 소켓 내에서, 즉 치아의 변위 및 하중에의 반동 반응을, 2) 3 차원 (3D) 공간 구성 및 morphometrics, 즉 기하학적 로딩이 축, 즉 동심 또는 편심 하중의 변화에 폐포 소켓 치아 및 판독 1, 2, 3) 변화의 관계.

현장 압축 하중과 뼈, 치주 인대 치아 섬유 공동의 상관적인 비 침습 이미징

동물 모델은 생물 의학 연구에서 심각한 뼈 손상을 모방하기 위해 자주 사용됩니다. 크기가 작기 때문에 생쥐에서 안정화된 뼈 병변을 확립하는 것은 대부분의 연구 그룹의 능력을 넘어섭니다. 여기에서는 마우스의 실험적 대퇴골 결함을 확인하고 분석하는 간단한 방법을 설명합니다.

마우스의 간단한 임계 크기의 대퇴 결함 모델

이 프로토콜에서 대 퇴 골 표면 긴장 골절 디지털 이미지 상호 관계 기술을 사용 하 여 테스트 하는 동안에 견적 된다. 방법의 참신 대 퇴 골 표면, 신중 하 게 지정 된 조명, 고속 비디오 캡처 및 스트레인 계산에 대 한 디지털 이미지 상호 관계 분석에 높은 대비 확률적 얼룩 패턴의 응용 프로그램을 포함 한다.

방법 골절 디지털 이미지 상관 관계를 사용 하 여 테스트 하는 동안 싱가포르로 대 퇴 골 피 질 긴장을 예상

Endochondral 뼈 치유 하는 동안 골절 굳은 살에 조직 개발의 평가 치료 과정을 모니터링 하는 데 필수적 이다. 여기, 우리는 자기 공명 영상 (MRI)의 사용을 보고-MRI 있도록 마우스 대 퇴 골에 대 한 호환 외부 fixator 쥐에서 뼈 재생 동안 검색.

Vivo에서 골절 뼈 쥐 마우스 대 퇴 골에 대 한 MRI-호환 Osteosynthesis 장치를 사용 하 여 치료 기간 동안 굳은 살 개발의 평가

마이크로 X 선 컴퓨터 단층 촬영은 손상되지 않은 인간 표본에서 3 차원 정보를 얻는 데 효과적이지만 연조직 관찰에 는 성공이 제한적입니다. 인산조영제를 사용하면 이 문제를 해결할 수 있다. 우리는 인간의 섬세한 섬유 근육 조직 (안구 유지 인대)을 검사하기 위해이 조영제를 구현했습니다.

인간 섬유근육 조직을 시각화하기 위해 인산화산 제제를 사용한 마이크로 X선 컴퓨터 단층 촬영 사용

우리는 인간 페모라의 전방 측면에서 SRμCT 실험을 위해 균일한 크기의 피질 뼈 표본을 조달하기 위해 지질학적(coring) 샘플링 프로토콜을 사용했습니다. 이 방법은 최소한의 파괴적이고 효율적이며, 불규칙한 샘플 모양에서 이미징 아티팩트를 최소화하고 미세 건축 시각화 및 분석을 향상시키는 원통형 표본을 초래합니다.

싱크로트론 마이크로 CT를 위한 고처리량 피질 뼈 샘플 조달 및 분석을 위한 단면, 코링 및 이미지 처리 가이드

미세 컴퓨터 단층 촬영(μCT)은 전임상 연구에서 뼈 구조를 평가하는 데 중요한 비파괴 이미징 도구이지만 뼈 치유 캘러스를 분석하기 위한 μCT 절차에 대한 합의가 부족합니다. 이 연구는 골절 치유를 모니터링할 수 있는 단계별 μCT 프로토콜을 제공합니다.

미세 컴퓨터 단층 촬영을 이용한 골절 치유 평가

우리는 이질적인 구조적 및 기계적 죽상경화성 플라크 특성을 연구하기 위해 기계 이미징 파이프라인을 개발했습니다. 이 파이프라인은 콜라겐 섬유 배향의 국소 우세 각도와 분산, 파열 거동 및 섬유질 플라크 조직의 변형 지문의 상관 관계를 가능하게 합니다.

국소 콜라겐 구조와 죽상경화반 섬유조직의 기계적 특성 사이의 상관관계를 연구하는 방법

우리는 다양한 계층적 수준에서 뼈 재생을 평가하는 프로토콜을 제안합니다. 이 다중 모달 접근법은 다양한 길이 척도에서 구조 분석을 가능하게 하여 시료 준비의 문제를 효과적으로 해결합니다. 또한 생체 재료가 뼈 재생을 촉진하는 효과를 평가하는 신뢰할 수 있는 워크플로우를 제공합니다.

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인간 고관절의 미세구조 실패 메커니즘 이미징

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