Protokół umożliwia pomiar deformacji mikrostruktury kości w całej proksymalnej ludzkiej kości udowej oraz jej wytrzymałości poprzez połączenie dużego skanowania mikro-tomografem komputerowym, specjalnie wykonanego etapu kompresji i zaawansowanych narzędzi do przetwarzania obrazu.
Subskrypcja JoVE jest wymagana do oglądania tego materiału. Zaloguj się lub rozpocznij bezpłatny okres próbny.
Artykuł metodologiczny
Obrazowanie mechanizmu uszkodzenia mikrostrukturalnego w ludzkim biodrze
W tym artykule
Podsumowanie
Streszczenie
Obrazowanie mikrostruktury kości pod stopniowo rosnącymi obciążeniami pozwala na obserwację zachowania kości pod kątem uszkodzeń mikrostrukturalnych. W tym miejscu opisano protokół uzyskiwania sekwencji trójwymiarowych obrazów mikrostrukturalnych całej bliższej części kości udowej pod wpływem stopniowo narastającej deformacji, powodującej klinicznie istotne złamania szyjki kości udowej. Protokół wykazano przy użyciu czterech kości udowych od dawczyń w wieku 66-80 lat w dolnej granicy gęstości mineralnej kości w populacji (zakres T-score = −2,09 do −4,75). Zaprojektowano przezroczysty dla promieni rentgenowskich stopień ściskający do ładowania próbek odtwarzających postawę na jednej nodze, przy jednoczesnym rejestrowaniu przyłożonego obciążenia podczas obrazowania za pomocą mikrotomografii komputerowej (mikro-CT). Pole widzenia miało 146 mm szerokości i 132 mm wysokości, a izotropowy rozmiar piksela wynosił 0,03 mm. Przyrost siły oparto na przewidywaniach obciążenia niszczącego za pomocą elementów skończonych. Etap ściskania został użyty do przyłożenia przemieszczenia do próbki i wprowadzenia zalecanych przyrostów siły. Złamania podkapitałowe spowodowane rozwarciem i ścinaniem szyjki kości udowej wystąpiły po czterech do pięciu przyrostach obciążenia. Obrazy mikro-CT i pomiary siły reakcji zostały przetworzone w celu zbadania naprężenia kości i zdolności absorpcji energii. Niestabilność kory pojawiła się na wczesnych etapach ładowania. Kość podchrzęstna w głowie kości udowej wykazywała duże deformacje sięgające 16% przed złamaniem oraz postępujący wzrost zdolności podparcia aż do złamania. Energia odkształcenia wzrastała liniowo wraz z przemieszczeniem aż do pęknięcia, podczas gdy sztywność spadła do wartości bliskich zeru bezpośrednio przed pęknięciem. Trzy czwarte energii pęknięcia zostało pobrane przez próbkę podczas końcowego przyrostu siły o 25%. Podsumowując, opracowany protokół ujawnił niezwykłą zdolność absorpcji energii, czyli tolerancję na uszkodzenia, oraz synergiczną interakcję między kością korową i beleczkową w zaawansowanym wieku dawcy.
Wprowadzenie
Złamania szyjki kości udowej są dużym obciążeniem dla starzejącej się populacji. Obrazowanie mikrotomografią komputerową (micro-CT) i towarzyszące mu badania mechaniczne pozwalają na obserwację mikrostruktury kości i badanie jej związku z wytrzymałością kości, zmianami związanymi z wiekiem i przemieszczeniami pod obciążeniem1,2. Jednak do niedawna badania mikrotomografii komputerowej kości pod obciążeniem ograniczały się do wyciętych rdzeni kostnych3, small animals4 i human spine units5. Niniejszy protokół może określić ilościowo przemieszczenie mikrostruktury całej bliższej części kości udowej człowieka pod obciążeniem i po złamaniu.
Przeprowadzono kilka badań mających na celu zbadanie niewydolności ludzkiej kości udowej, a czasami dochodziły one do sprzecznych wniosków. Na przykład uważa się, że związane z wiekiem ścieńczenie struktur korowych i beleczkowych determinuje związaną z wiekiem podatność na złamania, powodując elastyczną niestabilność kości6,7, co jest pozornym przeciwieństwem wysokiego współczynnika determinacji przewidywań obciążenia kory mózgowej i siły kości udowej przy założeniu braku niestabilności sprężystości (R2 = 0,80-0,97)8,9. Niemniej jednak badania te systematycznie zaniżały wytrzymałość kości udowej (o 21%-29%), co stawia pod znakiem zapytania reakcje kruchych i quasi-łamliwych kości zaimplementowane w modelach8,10. Jednym z możliwych wyjaśnień tych pozornie sprzecznych wyników może być odmienne zachowanie złamań całych kości w porównaniu z izolowanymi rdzeniami kostnymi. Dlatego obserwacja reakcji na deformację i złamanie mikrostruktury kostnej w całych bliższych kościach udowych może poszerzyć wiedzę na temat mechaniki złamań szyjki kości udowej i powiązanych zastosowań.
Obecne metody obrazowania całych ludzkich kości z rozdzielczością mikrometryczną są ograniczone. Suwnica i detektor muszą mieć odpowiednią objętość roboczą, aby pomieścić ludzką bliższą część kości udowej (około 13 cm x 10 cm, szerokość x długość) i ewentualnie rozmiar piksela rzędu 0,02-0,03 mm, aby zapewnić możliwość uchwycenia odpowiednich cech mikroarchitektonicznych11. Specyfikacje te mogą być obecnie spełnione przez niektóre urządzenia synchrotronowe1 oraz niektóre dostępne na rynku wielkopowierzchniowe mikrotomografy komputerowe12,13. Stopień ściskania musi być przezroczysty dla promieni radiowych, aby zminimalizować tłumienie promieniowania rentgenowskiego, jednocześnie generując siłę wystarczającą do spowodowania złamania ludzkiej kości udowej (np. od 0,9 kN do 14,3 kN dla starszych białych kobiet)14. Ta duża zmienność obciążenia niszczącego komplikuje planowanie liczby kroków obciążenia do złamania, całkowitego czasu eksperymentu i odpowiedniej ilości uzyskanych danych. Aby rozwiązać ten problem, obciążenie i lokalizację złamania można oszacować za pomocą modelowania elementów skończonych przy użyciu rozkładu gęstości kości próbki z obrazów klinicznej tomografii komputerowej (CT)1,2. Wreszcie, po eksperymencie, duża ilość wygenerowanych danych musi zostać przetworzona w celu zbadania mechanizmów awarii i zdolności rozpraszania energii w całej ludzkiej kości udowej.
Tutaj opisujemy protokół uzyskiwania sekwencji trójwymiarowych obrazów mikrostrukturalnych całej bliższej części kości udowej pod wpływem stopniowo narastającej deformacji, która powoduje klinicznie istotne złamania szyjki kości udowej2. Protokół obejmuje planowanie stopniowego zwiększania kompresji próbki, ładowanie za pomocą niestandardowego, przezroczystego dla fal radiowych stopnia kompresji, obrazowanie za pomocą skanera mikrotomografii komputerowej o dużej objętości oraz przetwarzanie obrazów i profili obciążenia.
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Protokół
Protokół został opracowany i przetestowany na 12 próbkach kości udowych otrzymanych z programu donacji ciał. Próbki pobrano na świeżo i przechowywano w temperaturze −20 °C w Laboratorium Biomechaniki i Implantów Uniwersytetu Flindersa (Tonsley, Australia Południowa, Australia). Przez cały czas trwania eksperymentu utrzymywano wilgotność kości. Darczyńcami były kobiety rasy kaukaskiej (w wieku 66-80 lat). Zgoda etyczna została uzyskana od Komitetu Etyki Badań Społecznych i Behawioralnych (SBREC) Uniwersytetu Flindersa (Projekt # 6380).
1. Planowanie przyrostu kroku obciążenia specyficznego dla próbki
- Przeprowadź skan preparatu kości udowej za pomocą klinicznego skanera CT, przyjmując grubość warstwy i rozmiar piksela w płaszczyźnie wynoszący około 0,5-0,7 mm. Krok ten może zostać wykonany przez doświadczonego radiologa w dowolnej publicznej placówce obrazowej z wykorzystaniem standardowych, zaprogramowanych protokołów obrazowania do wizualizacji kości.
- Wraz z preparatem zeskanuj fantom kalibracyjny do densytometrii CT z pięcioma znanymi stężeniami wodorofosforanu dipotasu (K2HPO4, zakres gęstości równoważnej od około 59 mg∙cm−3 do 375 mg∙cm−3).
- Wykonaj segmentację geometrii kości z obrazów klinicznego CT15, stwórz siatkę zesegmentowanej geometrii kości i przypisz izotropowe właściwości materiałowe element po elemencie do skalibrowanych wartości gęstości kości, korzystając z zależności między gęstością a modułem sprężystości opisanej przez Schileo i wsp.8. Zapisz siatkę do dalszej analizy w oprogramowaniu do analizy elementów skończonych. Każdy krok wykonaj zgodnie z odpowiednimi wytycznymi dostarczonymi wraz z oprogramowaniem do segmentacji i analizy elementów skończonych.
- Zaimportuj siatkę do oprogramowania do analizy elementów skończonych. W pełni unieruchom dystalny koniec modelu o szerokości 3-6 mm. Przyłóż siłę nominalną 1 000 N, przywiedzioną o 8° względem osi trzonu kości udowej w płaszczyźnie czołowej i przechodzącą przez środek głowy kości udowej. Warunki obciążenia te naśladują statyczne zadanie stania na jednej nodze (orthoload.com).
- Rozwiąż model elementów skończonych za pomocą wbudowanego solvera PCG (tolerancja zbieżności: 1 x 10−7).
UWAGA: W tym przypadku użyto oprogramowania do analizy elementów skończonych ANSYS.- Wygeneruj tabelę elementów zawierającą pierwszą i trzecią główną składową odkształcenia w centroidzie elementu, wykonując następujące polecenia:
/POST1
ETABLE,, EPTO1,1
ETABLE,, EPTO3,3 - Oblicz stosunek odkształcenia między pierwszą a trzecią główną składową odkształcenia w modelu a graniczną odkształceniem kości przy rozciąganiu (odkształcenie 0,73%) i ściskaniu (odkształcenie 1,04%)8 (Rysunek 1), wykonując następujące polecenia:
SMULT,RFT,EPTO1, ,1/0.0074,1,
SMULT, RFT,EPTO3, ,1/0.0104,1,
- Wygeneruj tabelę elementów zawierającą pierwszą i trzecią główną składową odkształcenia w centroidzie elementu, wykonując następujące polecenia:
- Przeskaluj siłę nominalną przez szczytowy stosunek odkształcenia zarówno dla rozciągania, jak i ściskania, a następnie odrzuć większą z tych dwóch wartości, aby uzyskać szacunkowe obciążenie prowadzące do złamania. Przyjmij przyrost obciążenia jako 1/4 obliczonego obciążenia krytycznego1.
Rysunek 1: Obliczanie obciążenia krytycznego. Mapa odkształceń z analizy elementów skończonych, równania stosowane do przeliczenia siły nominalnej na obciążenie krytyczne (po lewej) oraz schemat obciążania przedstawiający kość udową (środek po prawej), dystalną czaszę aluminiową (góra po prawej) i polietylenową gniazdową przekładkę naciskową (dół po prawej). Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.
2. Przygotowanie zestawu z preparatem kości udowej (Rysunek 2)
- Wyjmij preparat z zamrażarki (−20 °C).
- Rozmrażaj w temperaturze pokojowej (RT) przez 24 h, utrzymując preparat w wodoszczelnym worku plastikowym owiniętym materiałem absorbującym nasączonym roztworem fizjologicznym w celu zachowania wilgotności kości.
- Odetnij trzon kości udowej w odległości 180 mm od proksymalnej głowy kości udowej.
- Wycentruj głowę kości udowej na osi pionowej przyrządu do wyrównywania, dopasowując wklęsłe gniazdo naciskowe z polietylenu (Rycina 2D) i głowę kości udowej.
- Wyrównaj płaszczyznę zawierającą szyjkę kości udowej i oś trzonu z płaszczyzną czołową (Rycina 2).
- Obróć oś trzonu do 8° przywodzenia, tak aby oś pionowa reprezentowała orientację siły reakcji stawu biodrowego podczas statycznego stania na jednej nodze (Rycina 2).
- Przygotuj cement stomatologiczny zgodnie z instrukcjami producenta.
- Zanurz dystalny koniec preparatu w aluminiowym kubku do osadzania o głębokości 55 mm, wypełniając go cementem stomatologicznym. Odczekaj co najmniej 30 min do pełnego utwardzenia cementu.
- Przechowuj zmontowany preparat w temperaturze −20 °C.
Rysunek 2: Przyrząd do wyrównania. Zdjęcie frontalne (lewo) i boczne (prawo) przyrządu do wyrównania przedstawiające (A) ramę, (B) aluminiowy kubek do zatapiania, (C) syntetyczny model kości udowej oraz (D) sferycznie kształtowane gniazdo naciskowe. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.
3. Montaż stopnia sprężania
UWAGA: Wymiary zewnętrzne stopnia kompresji to 245 mm średnicy, 576 mm wysokości i masa 14 kg, z wyłączeniem próbki. Stopień kompresji składa się z dwóch głównych części: komory kompresyjnej oraz siłownika, które są montowane w następujący sposób:
- Komora kompresyjna
- Zamontuj polietylenowe gniazdo ciśnieniowe (średnica 104 mm, wysokość 60 mm) na dnie aluminiowego cylindra (średnica 203 mm, grubość ścianki 3 mm), który jest zamknięty od jednego końca (dołu) za pomocą spawanej płyty aluminiowej.
- Siłownik
- Zmontuj górną konstrukcję, używając tarczy, trzech prętów, płyty trójkątnej oraz prowadnicy pionowej (Rycina 3).
- Zamontuj mechanizm śrubowy (skok: 150 mm, maksymalne obciążenie: 10 000 N, przełożenie: 27:1, przesunięcie na obrót: 0,148 mm) na płycie trójkątnej.
- Zamontuj adapter kątowy na prowadnicy liniowej.
- Zamontuj niskotarciowy stół x-y na adapterze kątowym.
- Zamontuj sześcioosiowy przetwornik siły (maksymalny błąd pomiarowy: 0,005%; maksymalna siła: 10 000 N; maksymalny moment obrotowy: 500 Nm) na niskotarciowym stole, wyrównując płaszczyznę x-z przetwornika z płaszczyzną czołową górnej konstrukcji.
- Połącz śrubę siłownika z adapterem kątowym.
Rycina 3: Zespół niestandardowego, radioprzezroczystego stopnia kompresyjnego. Zdjęcie (po lewej) i model (po prawej) stopnia kompresyjnego. Na modelu przedstawiono i wskazano: (A) komorę kompresyjną, która jest cylindrem aluminiowym o grubości 3 mm zamkniętym od dołu; (B) zespół siłownika z górną strukturą; (C) mechanizm śruby pociągowej; (D) niskotarciowy stół x-y; oraz (E) sześcioosiową ogniwo obciążenia. Kliknij tutaj, aby wyświetlić większą wersję tej ryciny.
4. Przygotowanie eksperymentu
- Rozmrozić preparat w temperaturze pokojowej przez 24 h, utrzymując go w wodoodpornej plastikowej torebce owiniętej materiałem chłonnym nasączonym roztworem fizjologicznym w celu zachowania wilgotności kości.
- Zamocuj zestaw z próbką w aluminiowym kubku do ogniwa obciążnikowego, wyrównując płaszczyznę czołową zestawu z próbką do płaszczyzny czołowej siłownika.
- Zmontuj górną strukturę, wraz z preparatem, w komorze kompresyjnej. Należy zadbać o to, aby głowa kości udowej była wyrównana ze sferycznym wgłębieniem w polietylenowej panewce naciskowej. Upewnij się, że głowa kości udowej znajduje się w sferycznym wgłębieniu panewki naciskowej, ale nie jest w nim ściśle osadzona.
- Umieść stopień kompresyjny na stole obrotowym skanera mikro-CT w linii wiązki obrazowania i medycyny (IMBL).
- Podłącz ogniwo obciążnikowe (błąd < 0,005%; maksymalna siła: 10 000 N; maksymalny moment obrotowy: 500 Nm) do wzmacniacza odkształceń.
- Połącz, poprzez USB, wzmacniacz odkształceń do laptopa wyposażonego w oprogramowanie aplikacyjne dostarczone wraz z ogniwem obciążnikowym.
- Uruchom mechanizm śrubowy w stopniu kompresji, przesuwając próbkę w dół w kierunku gniazda naciskowego, monitorując jednocześnie siłę reakcji mierzoną przez ogniwo obciążnikowe na laptopie. Zatrzymaj mechanizm śrubowy po osiągnięciu siły kompresji równej 100 N. Odciąż próbkę do wstępnego obciążenia wynoszącego 50 N.
- Wybierz pojedynczy scyntylator sprzężony z soczewką czujnika pco.edge „Ruby” (http://archive.synchrotron.org.au/31-australian-synchrotron/imbl/811-preparation-for-imaging-experiments).
- Ustaw pole widzenia na 76,31 mm x 64,39 mm, co przy rozmiarze matrycy 2 560 pikseli x 2 160 pikseli zapewnia rozmiar piksela wynoszący 29.81 μm.
- Ustaw oś stołu obrotowego w odległości 8 mm (poziomo) od osi pola widzenia (tryb skanowania z przesunięciem), aby zwiększyć pole widzenia do 145,71 mm x 64,39 mm przy rozmiarze piksela wynoszącym 29.81 μm.
- Ustaw parametry skanowania na energię wiązki 60 keV oraz przyrost obrotu wynoszący 0.1°, dwie partie 180° obrót (skanowanie z przesunięciem), czas ekspozycji wynoszący 50 μsor uśrednianie dwóch klatek na jedną pozycję obrotową.
- Ustaw skanowanie tak, aby pozyskać pięć kolejnych, pionowo ułożonych skanów z przesunięciem pionowym o 26 mm każdy, tak aby całkowita wysokość skanowanej objętości wynosiła 132,2 mm przy całkowitym czasie skanowania wynoszącym 30 min.
5. Badania mechaniczne z jednoczesnym obrazowaniem mikrostrukturalnym
- Wykonaj obrazowanie micro-CT (rozmiar piksela: 0.03 mm) dwukrotnie w warunkach referencyjnych (przyjętych jako warunki zerowego odkształcenia).
- Zastosuj przyrost siły poprzez ręczne uruchomienie mechanizmu śruby przymusowej ze stałą prędkością wynoszącą około 1 s na obrót (0.1-0.2 mm/s).
- Wykonaj obrazowanie micro-CT.
- Powtarzaj krok 5.2 oraz krok 5.3 aż do doprowadzenia do pęknięcia próbki, co zostanie zasygnalizowane nagłym spadkiem siły reakcji.
- Wykonaj obrazowanie micro-CT pękniętej próbki.
- Zszyj 1 800 obrazów projekcyjnych (o rozmiarze 2 560 pikseli x 896 pikseli, 76.8 mm x 26.88 mm, szerokość x wysokość, 32-bitowe obrazy zmiennoprzecinkowe). Proces ten zszywa dwa obrazy projekcyjne (wykonane w trybie skanowania z poziomym przesunięciem) oraz pięć obrazów przesuniętych pionowo, tworząc w ten sposób pojedynczy obraz projekcyjny.
- Zrekonstruuj objętość obrazów przekrojów poprzecznych (4 407 obrazów, każdy o rozmiarze 4 888 x 4 888 pikseli) i zapisz je jako 32-bitowe pliki zmiennoprzecinkowe w formacie .TIFF (zajmujące 392 GB miejsca na dysku).
- Zastosuj filtr Gaussa 3 x 3 w celu redukcji szumów. Konwertuj obrazy na 8-bitowe (obrazy 256-poziomowe w skali szarości, zapisane w formacie bitmapy, zajmujące około 100 GB na objętość).
UWAGA: W niniejszej pracy przetwarzanie obrazów zostało przeprowadzone przy użyciu oprogramowania dostępnego w Australian Synchrotron pod kierunkiem operatora IMBL.
6. Obliczanie pola przemieszczeń i odkształceń
- Przeprowadź subsampling obrazów przekrojów czterokrotnie (120 μm/pixel), aby skrócić czas obliczeń.
- Wykonaj sztywne współrejestrowanie w przestrzeni obrazów preparatu pod obciążeniem z obrazami preparatu w referencyjnym stanie nieobciążonym. Jako cel współrejestrowania wykorzystaj dystalną część trzonu (Supplementary File 1 oraz Supplementary File 2).
- Po binaryzacji obrazów mikro-CT stwórz trójwymiarowe modele powierzchniowe (pliki .STL) do wizualizacji11.
- Wykonaj elastyczną rejestrację wolumenu obrazu względem wolumenu referencyjnego, używając rozmiaru siatki wynoszącego 50 pikseli (SDER = 0.076% błąd odkształcenia, BoneDVC, https://bonedvc.insigneo.org/dvc/), aby wyznaczyć przemieszczenia w węzłach siatki.
- Przekształć siatkę w model elementów skończonych. Nałóż na model przemieszczenia węzłów obliczone przez BoneDVC. Rozwiąż model, aby wyznaczyć tensor odkształcenia w całej objętości kości.
- Powtórz analizę w obszarze wykazującym najwyższy poziom odkształceń, korzystając z obrazów o pełnej rozdzielczości.
- Zmapuj mapy odkształceń DVC na obrazy o pełnej rozdzielczości, stosując interpolację sześcienną za pomocą funkcji interp3 (Matlab)2.
- Zwizualizuj przemieszczenia, odkształcenia i obrazy mikrostrukturalne w celu uzyskania wizualizacji dużych wolumenów oraz animacji (Matlab)2.
7. Analiza
- Wyświetl trwałą deformację kości (uszkodzenie) poprzez nałożenie na siebie obrazów uzyskanych w warunkach braku obciążenia oraz po złamaniu2.
- Wyświetl postępującą deformację mikrostrukturalną kości poprzez nałożenie na siebie modeli trójwymiarowych w warunkach braku obciążenia, przy zwiększających się poziomach obciążenia oraz po złamaniu2.
- Wyświetl odkształcenie kości w miejscu złamania2.
- Przeanalizuj energię deformacji, sztywność i przemieszczenie, korzystając ze statystyki opisowej i metod regresji2.
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Wyniki
Na obrazach przedstawiono cały proksymalny odcinek kości udowej, panewkę ciśnieniową, cement dentystyczny, aluminiowy puchar oraz otaczającą tkankę. Można zaobserwować postępującą deformację mikroarchitektury kości wraz ze wzrostem obciążenia przed złamaniem oraz po jego wystąpieniu (Rycina 4).
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Dyskusja
Niniejszy protokół pozwala na badanie mikromechaniki złamań szyjki kości udowej w trzech wymiarach ex vivo. Radioprzezroczysty (aluminiowy) stopień ściskający, zdolny do stopniowego odkształcenia bliższej połowy ludzkiej kości udowej i mierzący siłę reakcji, został specjalnie zaprojektowany, wyprodukowany i przetestowany. W tym protokole zastosowano tomograf komputerowy o dużej objętości, aby zapewnić czasową sekwencję objętości obrazu wyświetlającą całą bliższą część kości udowej z progresywnym obciążeniem w ro...
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Oświadczenia
Wszyscy autorzy deklarują brak konfliktu interesów.
Podziękowania
Finansowanie z Australijskiej Rady ds. Badań Naukowych (FT180100338; IC190100020) jest z wdzięcznością przyjmowany.
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Materiały
| Nazwa | Firma | Numer katalogowy | Komentarze |
|---|---|---|---|
| Tkanka chłonna | Nie dotyczy | Utrzymuj wilgotność kości przez cały czas trwania eksperymentu | |
| Zestaw wyrównujący | Wykonany | zestaw do umieszczania próbki w kubku doniczkowym | |
| Aluminiowy kubek doniczkowy | Wykonany | kubek doniczkowy | |
| Piła do kości | Nie dotyczy | Przytnij próbkę na wymiar | |
| Fantom do kalibracji QCT Pro | Mindways Software, Inc., Austin, Stany Zjednoczone | Kalibracja CT 13002 | Kalibracja poziomów szarości na obrazach do równoważnych poziomów gęstości minerałów kostnych (popiołu) |
| Kliniczny skaner tmografii komputerowej | General Electric Medical Systems Co., Wisconsin, USA | Optima CT660 | Wstępne obrazowanie w celu przewidywania kroku obciążenia do złamania |
| Etap ściskający | Wykonane | na zamówienieWażący 10 kg, radioprzezroczysty stopień ściskający do nakładania i utrzymywania przez obrazowanie zalecanego odkształcenia próbki. | |
| Cement dentystyczny | Soesterberg, Holandia | Vertex RS | |
| Science Care, Phoenix, USA | |||
| Oprogramowanie do analizy metodą elementów skończonych | ANSYS Inc., Canonsburg, USA | ANSYS Mechaniczny pakiet oprogramowania elementów | skończonych |
| Zamrażarka | Nie dotyczy Przechowuj | próbki w temperaturze -20 ° C | |
| Dysk twardy | Dell | Miejsce na dysku: 500 GB na wolumin | |
| Oprogramowanie do bnarizacji i segmentacji obrazu | Skyscan-Bruker, Kontich, Belgia | Analizator CT | Oprogramowanie do przetwarzania obrazu |
| Elastyczna segmentacja obrazu | Uniwersytet w Sheffield | Bone DVC | https://bonedvc.insigneo.org/dvc/ |
| Oprogramowanie do przetwarzania i automatyzacji obrazu | MathWork Inc. | Matlab | Oprogramowanie do przetwarzania obrazów |
| Oprogramowanie do rejestracji obrazów | Skyscan-Bruker, Kontich, Belgia | DataViewer | Oprogramowanie do przetwarzania obrazów |
| Oprogramowanie do segmentacji obrazu i modelowania FE | Simpleware, Exeter, Wielka Brytania | Skanowanie IP | Oprogramowanie do egmentacji kości |
| Skrypt do szycia obrazu Australijski | syncrotron, Clayton, VIC, AU | Skrypt jest dostępny na stronie IMBL | |
| Wizualizacja obrazu | Kitware, Clifton Park, NY, USA | Paraview | Wizualizacja obrazu |
| Wizualizacja obrazu | Australian National University | Dristhi | Wizualizacja obrazu: doi:10.1117/12.935640 |
| Linia badawcza do obrazowania i medycyny | Australijski syncrotron, Clayton, VIC, AU | Linia mikrotomografii komputerowej dla dużych obiektów w australijskim laptopie synchrotronowym | |
| Dell Inc., USA | |||
| Stół x-y o niskim współczynniku tarcia | THK Co., Tokio, Japonia | ||
| Oprogramowanie do akwizycji sygnału NI | National Instruments, Austin, TX | NI-DAQmx | |
| Roztwór soli fizjologicznej buforowany fosforanami | Wykonane | Utrzymuj wilgotność kości przez cały czas trwania eksperymentu | |
| Plastikowa torba | Nie dotyczy | Utrzymuj wilgotność kości przez cały czas trwania eksperymentu | |
| Rail | SKF Inc., Lansdale, PA, USA | ||
| Mechanizm podnośnika śrubowego | Benzlers, Ö rebro, Szwecja | Serie BD (ciepła przekładnia) | skok: 150 mm, maksymalne obciążenie: 10 000 N, przełożenie: 27:1, przemieszczenie na obrót: 0,148 mm |
| Pojedynczy czujnik pco.edge, scyntylator sprzężony z soczewką | Australijski syncrotron, Clayton, VIC, AU | Detektor Ruby FOV: 141 x 119 mm; 2560 x 2160 px; 55 &mikro; m/px; 50 kl./s | |
| Sześcioosiowy czujnik wagowy | ME-Meß systeme GmbH, Hennigsdorf, GE | K6D6 | Maksymalny błąd pomiaru: 0,005%; maksymalna siła: 10000 N; maksymalny moment obrotowy: 500 Nm |
| Wzmacniacz tensów | ME-Meß systeme GmbH, Hennigsdorf, GE | GSV-1A8USB K6D/M16 |
Bibliografia
- Martelli, S., Perilli, E. Time-elapsed synchrotron-light microstructural imaging of femoral neck fracture. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. 84, 265-272 (2018).
- Martelli, S., Giorgi, M., Dall' Ara, E., Perilli, E. Damage tolerance and toughness of elderly human femora. Acta Biomaterialia. 123, 167-177 (2021).
- Perilli, E., et al. Dependence of mechanical compressive strength on local variations in microarchitecture in cancellous bone of proximal human femur. Journal of Biomechanics. 41 (2), 438-446 (2008).
- Thurner, P. J., et al. Time-lapsed investigation of three-dimensional failure and damage accumulation in trabecular bone using synchrotron light. Bone. 39 (2), 289-299 (2006).
- Jackman, T. M. Quantitative, 3D visualization of the initiation and progression of vertebral fractures under compression and anterior flexion. Journal of Bone and Mineral Research. 31 (4), 777-788 (2016).
- Mayhew, P. M., et al. Relation between age, femoral neck cortical stability, and hip fracture risk. Lancet. 366 (9480), 129-135 (2005).
- Nazarian, A., Stauber, M., Zurakowski, D., Snyder, B. D., Müller, R. The interaction of microstructure and volume fraction in predicting failure in cancellous bone. Bone. 39 (6), 1196-1202 (2006).
- Schileo, E., et al. To what extent can linear finite element models of human femora predict failure under stance and fall loading configurations. Journal of Biomechanics. 47 (14), 3531-3538 (2014).
- Schileo, E., et al. An accurate estimation of bone density improves the accuracy of subject-specific finite element models. Journal of Biomechanics. 41 (11), 2483-2491 (2008).
- Dall'ara, E., et al. A nonlinear QCT-based finite element model validation study for the human femur tested in two configurations in vitro. Bone. 52 (1), 27-38 (2013).
- Perilli, E., Parkinson, I. H., Reynolds, K. J. Micro-CT examination of human bone: from biopsies towards the entire organ. Annali dell'Istituto Superiore di Sanità. 48 (1), 75-82 (2012).
- Wearne, L. S., Rapagna, S., Taylor, M., Perilli, E. Micro-CT scan optimisation for mechanical loading of tibia with titanium tibial tray: A digital volume correlation zero strain error analysis. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. 134, 105336(2022).
- Bennett, K. J., et al. Ex vivo assessment of surgically repaired tibial plateau fracture displacement under axial load using large-volume micro-CT. Journal of Biomechanics. 144, 111275(2022).
- Falcinelli, C., et al. Multiple loading conditions analysis can improve the association between finite element bone strength estimates and proximal femur fractures: A preliminary study in elderly women. Bone. 67, 71-80 (2014).
- Orthopedic Image Segmentation. Synopsys. , Available from: https://www.synopsys.com/simpleware/news-and-events/ortho-medical-image-segmentation.html (2020).
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Przedruki i uprawnienia
