Summary
Protokollen muliggjør måling av deformasjonen av beinmikrostrukturen i hele det proksimale humane lårbenet og dets seighet ved å kombinere mikro-CT-skanning med stort volum, et skreddersydd komprimeringsstadium og avanserte bildebehandlingsverktøy.
Abstract
Avbildning av beinmikrostrukturen under gradvis økende belastninger gjør det mulig å observere beinets mikrostrukturelle sviktoppførsel. Her beskriver vi en protokoll for å få en sekvens av tredimensjonale mikrostrukturelle bilder av hele proksimale femur under gradvis økende deformasjon, med klinisk relevante brudd i lårhalsen. Protokollen er demonstrert ved bruk av fire femora fra kvinnelige donorer i alderen 66-80 år i nedre del av beinmineraltettheten i befolkningen (T-skårområde = −2,09 til −4,75). Et radiotransparent komprimeringstrinn ble designet for å laste prøvene som replikerer en ettbensstilling, mens du registrerer den påførte belastningen under mikrocomputertomografi (mikro-CT) avbildning. Synsfeltet var 146 mm bredt og 132 mm høyt, og isotropisk pikselstørrelse var 0,03 mm. Kraftøkningen var basert på endelige elementprediksjoner av bruddbelastningen. Kompresjonstrinnet ble brukt til å påføre forskyvningen på prøven og vedta de foreskrevne krafttrinnene. Underkapitalfrakturer på grunn av åpning og skjær i lårhalsen oppsto etter fire til fem belastningsøkninger. Mikro-CT-bildene og reaksjonskraftmålingene ble behandlet for å studere beinstammen og energiabsorpsjonskapasiteten. Ustabilitet i cortex dukket opp ved de tidlige lastetrinnene. Det subkondrale beinet i lårbenet viste store deformasjoner som nådde 16% før brudd, og en progressiv økning i støttekapasiteten frem til brudd. Deformasjonsenergien økte lineært med forskyvningen opp til brudd, mens stivheten sank til nær nullverdier rett før brudd. Tre fjerdedeler av bruddenergien ble tatt av prøven i løpet av den siste 25% kraftøkningen. Avslutningsvis viste protokollen utviklet en bemerkelsesverdig energiabsorpsjonskapasitet, eller skadetoleranse, og en synergisk interaksjon mellom kortikal og trabekulær bein ved en avansert donoralder.
Introduction
Brudd i lårhalsen er en stor belastning for den aldrende befolkningen. Mikrocomputertomografi (micro-CT) avbildning og samtidig mekanisk testing gjør det mulig å observere beinmikrostrukturen og studere dens forhold til beinstyrke, dens aldersrelaterte endringer og forskyvninger under belastning 1,2. Inntil nylig var imidlertid mikro-CT-studier av bein under belastning begrenset til utskårne beinkjerner3, små dyr4 og humane ryggradsenheter5. Den nåværende protokollen kan kvantifisere forskyvningen av mikrostrukturen til hele det proksimale menneskelige lårbenet under belastning og etter en brudd.
Flere studier har blitt utført for å undersøke svikt i det menneskelige lårbenet, og til tider har disse nådd motstridende konklusjoner. For eksempel antas den aldersrelaterte tynningen av kortikale og trabekulære strukturer å bestemme den aldersrelaterte følsomheten for brudd ved å forårsake elastisk ustabilitet i beinet6,7, noe som tilsynelatende står i kontrast til den høye koeffisienten for bestemmelse av kortikal belastning og femoralstyrkeforutsigelser forutsatt ingen elastisk ustabilitet (R2 = 0,80-0,97) 8,9. Likevel har slike studier systematisk undervurdert lårstyrken (med 21%-29%), og dermed stilt spørsmål ved de sprø og kvasi-sprø beinresponsene implementert i modellene 8,10. En mulig forklaring på disse tilsynelatende motstridende funnene kan ligge i en annen bruddoppførsel av hele bein sammenlignet med isolerte beinkjerner. Derfor kan observasjon av deformasjons- og bruddresponsene til beinmikrostrukturen i hele proksimale lårben fremme kunnskap om hoftebruddmekanikk og relaterte applikasjoner.
Nåværende metoder for avbildning av hele menneskelige bein med mikrometrisk oppløsning er begrenset. Portalen og detektorstørrelsen må gi et passende arbeidsvolum for å være vert for det menneskelige proksimale lårbenet (ca. 13 cm x 10 cm, bredde x lengde) og muligens en pikselstørrelse i størrelsesorden 0,02-0,03 mm for å sikre at relevante mikroarkitektoniske trekk kan fanges11. Disse spesifikasjonene kan for tiden oppfylles av noen synkrotronanlegg1 og noen kommersielt tilgjengelige mikro-CT-skannere med stort volum12,13. Kompresjonstrinnet må være radiotransparent for å minimere røntgendemping samtidig som det genererer en kraft som er tilstrekkelig til å forårsake brudd i det menneskelige lårbenet (f.eks. mellom 0,9 kN og 14,3 kN for eldre hvite kvinner)14. Denne store variasjonen i bruddbelastning kompliserer planleggingen av antall lasttrinn til brudd, den totale eksperimenttiden og den tilsvarende mengden data som produseres. For å løse dette problemet kan bruddbelastning og plassering estimeres via elementmodellering ved å bruke bentetthetsfordelingen av prøven fra klinisk computertomografi (CT) bilder 1,2. Til slutt, etter forsøket, må det store volumet av data som genereres behandles for å studere feilmekanismer og energispredningskapasitet i hele det menneskelige lårbenet.
Her beskriver vi en protokoll for å få en sekvens av tredimensjonale mikrostrukturelle bilder av hele proksimale femur under gradvis økende deformasjon, som gir klinisk relevante brudd i lårhalsen2. Protokollen inkluderer planlegging av trinnvis økning av prøvekompresjonen, lasting via et tilpasset radiotransparent komprimeringstrinn, avbildning via en mikro-CT-skanner med stort volum, og behandling av bildene og lastprofilene.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Protokollen ble utviklet og testet med 12 femurprøver mottatt fra et kroppsdonasjonsprogram. Prøvene ble tatt ferske og lagret ved -20 °C ved Biomechanics and Implants Laboratory ved Flinders University (Tonsley, South Australia, Australia). Benfuktighet ble opprettholdt gjennom hele forsøket. Donorene var kaukasiske kvinner (66-80 år). Etisk godkjenning ble innhentet fra Social and Behavioural Research Ethics Committee (SBREC) ved Flinders University (prosjekt # 6380).
1. Planlegging av et prøvespesifikt lastetrinntrinn
- Skann lårbenprøven ved hjelp av en klinisk CT-skanner rettet mot en skivetykkelse og en pikselstørrelse på ca. 0,5-0,7 mm. Dette trinnet kan fullføres av en ekspertradiograf ved ethvert offentlig bildebehandlingsanlegg ved hjelp av standard forhåndsinnspilte bildebehandlingsprotokoller for beinvisualisering.
- Sammen med prøven skanner du et CT-densitometrikalibreringsfantom med fem kjente konsentrasjoner av dikaliumhydrogenfosfat (K2HPO4, ekvivalent tetthetsområde omtrent mellom 59 mg∙cm−3 og 375 mg∙cm−3).
- Segmenter bengeometrien fra de kliniske CT-bildene15, mesh den segmenterte geometrien til beinet, og kartlegg de isotrope materialegenskapene element for element til de kalibrerte bentetthetsverdiene ved å bruke tetthet-til-elastisk modulforholdet rapportert av Schileo et al.8. Lagre nettet for videre analyse i programvaren for endelig element. Fullfør hvert trinn ved å følge de relevante retningslinjene som følger med segmenterings- og elementprogramvaren.
- Importer nettet til programvaren for endelig element. Begrens den 3-6 mm distale enden av modellen helt. Påfør en nominell kraft på 1000 N, adduktert med 8° fra lårakselaksen i koronalplanet og passerer gjennom midten av lårhodet. Denne belastningsbetingelsen etterligner en statisk ettbensstilling (orthoload.com).
- Løs elementmodellen ved hjelp av den innebygde GF-løseren (konvergenstoleranse: 1 x 10-7).
MERK: Her ble elementprogramvaren ANSYS brukt.- Generer en elementtabell som inneholder den første og tredje hovedstammekomponenten ved elementsentroiden ved å utføre følgende kommandoer:
/POST1
STABIL,, EPTO1,1
STABIL,, EPTO3,3 - Beregn tøyningsforholdet mellom første og tredje hovedstammekomponenter i modellen og benutbyttet i strekk (0,73 % tøyning) og kompresjon (1,04 % tøyning)8 (figur 1) ved å utføre følgende kommandoer:
SMULT,RFT,EPTO1,1/0.0074,1,
SMULT, RFT,EPTO3,1/0.0104,1,
- Generer en elementtabell som inneholder den første og tredje hovedstammekomponenten ved elementsentroiden ved å utføre følgende kommandoer:
- Skaler den nominelle kraften med toppbelastningsforholdet i både spenning og kompresjon, og kast den største av de to for å få et estimat av bruddbelastningen. Bestem belastningsintervallet som 1/4 av den beregnede bruddbelastningen1.
Figur 1: Beregningen av bruddbelastningen. Belastningskartet for endelig element, ligningene som brukes til å konvertere den nominelle kraften til bruddbelastningen (venstre), og lastskjemaet som viser lårbenet (midten til høyre), den distale aluminiumskoppen (øverst til høyre) og polyetylentrykkkontakten (nederst til høyre). Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
2. Klargjøring av lårbensprøven (figur 2)
- Ta prøven ut av fryseren (-20 °C).
- Tine ved romtemperatur (RT) i 24 timer mens prøven oppbevares i en vanntett plastpose innpakket i absorberende materiale dynket i en fysiologisk løsning for å opprettholde beinfuktigheten.
- Klipp lårdiafysen ved 180 mm fra det proksimale lårhodet.
- Sentrer lårhodet på den vertikale aksen til justeringsriggen ved å justere den konkaveformede polyetylentrykkkontakten (figur 2D) og lårbenhodet.
- Juster planet som inneholder lårhalsen og diafysisaksen med frontalplanet (figur 2).
- Drei diafylaksen til 8° adduksjon slik at den vertikale aksen representerer orienteringen av hoftereaksjonskraften under en statisk ettbensstilling (figur 2).
- Forbered dental sement ved å følge produsentens instruksjoner.
- Pot den distale enden av prøven i en pottekopp i aluminium som er 55 mm dyp, og fyll opp aluminiumskoppen med tannsement. Tillat ikke mindre enn 30 minutter for sementen å fullføre herdingen.
- Oppbevar prøveenheten ved -20 °C.
Figur 2: Justeringsriggen. Et frontalt (venstre) og lateralt (høyre) bilde av justeringsriggen som viser (A) rammen, (B) pottekoppen i aluminium, (C) en syntetisk lårbenmodell og (D) den sfærisk formede trykkkontakten. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
3. Montering av kompresjonstrinn
MERK: Kompresjonstrinnets ytre dimensjoner er 245 mm diameter, 576 mm høyde og 14 kg vekt, unntatt prøven. Kompresjonstrinnet består av to hoveddeler: kompresjonskammeret og aktuatoren, som er montert som følger:
- Kompresjonskammer
- Monter polyetylentrykkuttaket (104 mm diameter, 60 mm høyde) i bunnen av aluminiumsylinderen (203 mm diameter, 3 mm veggtykkelse), som er lukket av en sveiset aluminiumsplate i den ene enden (bunnen).
- Aktuator
- Monter toppstrukturen ved hjelp av disken, de tre stengene, den trekantede platen og den vertikale skinnen (figur 3).
- Monter skruejekkmekanismen (slaglengde: 150 mm, maksimal belastning: 10 000 N, girforhold: 27: 1, forskyvning per omdreining: 0,148 mm) på den trekantede platen.
- Monter vinkeladapteren på den lineære skinnen.
- Monter xy-bordet med lav friksjon på vinkeladapteren.
- Monter lastcellen med seks frihetsgrader (maksimal målefeil: 0,005 %; maksimal kraft: 10 000 N; maksimalt dreiemoment: 500 Nm) på lavfriksjonsbordet ved å justere lastcellens x-z-plan til frontplanet på toppstrukturen.
- Koble aktuatorskruen til vinkeladapteren.
Figur 3: Den skreddersydde radiotransparente kompresjonstrinnsenheten. Et bilde (venstre) og en modell (høyre) av komprimeringstrinnet. (A) Kompresjonskammeret, som er en 3 mm tykk aluminiumsylinder lukket nederst; b) aktuatorenheten med toppstrukturen, (C) skrue-jack-mekanismen; (D) x-y-tabellen med lav friksjon; og (E) den seksaksede lastcellen vises og er angitt på modellen. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
4. Sette opp eksperimentet
- Tine prøven ved RT i 24 timer mens du holder den i en vanntett plastpose innpakket i absorberende materiale dynket i en fysiologisk løsning for å opprettholde beinfuktigheten.
- Monter aluminiumskoppprøveenheten på lastcellen ved å justere frontplanet til prøveenheten med aktuatorens.
- Monter toppstrukturen, inkludert prøven, i kompresjonskammeret. Pass på å justere lårhodet med den sfæriske konkavitet på polyetylentrykkstikkontakten. Forsikre deg om at lårbenshodet er engasjert, men slakk i det sfæriske hulrommet i trykkkontakten.
- Plasser komprimeringstrinnet på rotasjonstrinnet til mikro-CT-skanneren ved Imaging and Medical Beamline (IMBL).
- Koble lastcellen (feil < 0,005 %; maksimal kraft: 10 000 N; maksimalt dreiemoment: 500 Nm) til strekkforsterkeren.
- Koble strekkforsterkeren til en bærbar datamaskin utstyrt med lastcellen via USB.
- Aktiver skruemekanismen i kompresjonstrinnet ved å flytte prøven nedover mot trykkkontakten mens du overvåker reaksjonskraften målt av lastcellen i den bærbare datamaskinen. Stopp skruemekanismen når en kompresjonskraft lik 100 N er oppnådd. Losse prøven til 50 N forhåndsbelastning.
- Velg den enkelt pco.edge sensorlinsekoblede scintillatoren "Ruby" (http://archive.synchrotron.org.au/31-australian-synchrotron/imbl/811-preparation-for-imaging-experiments).
- Sett synsfeltet til 76,31 mm x 64,39 mm, som for matrisestørrelsen på 2 560 piksler x 2 160 piksler gir en pikselstørrelse på 29,81 μm.
- Sett aksen for det roterende trinnet til 8 mm (horisontalt) fra aksen i synsfeltet (offset skannemodus) for å utvide synsfeltet til 145,71 mm x 64,39 mm ved en pikselstørrelse på 29,81 μm.
- Sett skanneparametrene til en stråleenergi på 60 keV, en rotasjonsøkning på 0,1°, to partier med 180° rotasjon (offset-skanning), en eksponeringstid på 50 μs og et rammegjennomsnitt på to per rotasjonsposisjon.
- Still inn skanningen til å ta fem påfølgende vertikalt stablede skanninger, med en 26 mm vertikal forskyvning hver, slik at den totale høyden på det skannede volumet er 132,2 mm for en total skannetid på 30 minutter.
5. Mekanisk testing med samtidig mikrostrukturell avbildning
- Utfør mikro-CT (pikselstørrelse: 0,03 mm) avbildning to ganger i referansebetingelsen (tatt som en nullbelastningsbetingelse).
- Påfør kraftøkningen ved å manuelt betjeve skruejekkmekanismen med en konstant hastighet på ca. 1 s per runde (0,1-0,2 mm / s).
- Utfør mikro-CT-avbildning.
- Gjenta trinn 5.2 og trinn 5.3 opp til å forårsake brudd i prøven, som indikert ved et plutselig fall i reaksjonskraften.
- Utfør mikro-CT-avbildning av den oppsprukne prøven.
- Sett sammen de 1 800 projeksjonsbildene (2 560 piksler x 896 piksler i størrelse, 76,8 mm x 26,88 mm, bredde x høyde, 32-biters flyttallsbilder). Prosessen syr to projeksjonsbilder (tatt i horisontal offset-skanningsmodus), og de fem vertikalt forskjøvede bildene, og produserer dermed et enkelt projeksjonsbilde.
- Rekonstruer volumet for tverrsnittsbildene (4 407 bilder, hvert bilde er 4 888 x 4 888 piksler), og lagre dem som 32-biters flyttallsfiler i . TIFF-format (opptar 392 GB diskplass).
- Bruk et Gauss-filter på 3 x 3 for å redusere støy. Konverter bildene til 8-biters (256 gråtonebilder, lagret i punktgrafikkformat, opptar omtrent 100 GB per volum).
MERK: I dette arbeidet ble behandlingen av bildene utført ved hjelp av programvare tilgjengelig på Australian Synchrotron under veiledning av operatøren av IMBL.
6. Beregning av forskyvnings- og tøyningsfeltet
- Subsample tverrsnittsbildene med fire (120 μm / piksel) for å redusere beregningstiden.
- Stivt samregistrere i rommet bildene av prøven under belastning til bildene av prøven i uladet referansetilstand. Bruk distal diafyse som mål for samregistreringen (tilleggsfil 1 og tilleggsfil 2).
- Lag tredimensjonale overflatemodeller (. STL-filer) for visualisering etter binarisering av mikro-CT-bildene11.
- Registrer bildevolumet elastisk til referansevolumet ved hjelp av en rutenettstørrelse lik 50 piksler (SDER = 0,076 % tøyningsfeil, BoneDVC, https://bonedvc.insigneo.org/dvc/) for å bestemme forskyvningene ved nodene i rutenettet.
- Konverter rutenettet til en modell med endelig element. Bruk nodalforskyvningen beregnet av BoneDVC på modellen. Løs modellen for å bestemme belastningstensoren over hele beinvolumet.
- Gjenta analysen i området som viser de høyeste tøyningsnivåene ved hjelp av bildene med full oppløsning.
- Tilordne DVC-belastningskartene til bildene med full oppløsning ved hjelp av kubisk interpolering med interp3-funksjonen (Matlab)2.
- Visualiser forskyvninger, belastning og mikrostrukturelle bilder for visualisering og animasjon av store volumer (Matlab)2.
7. Analyse
- Vis permanent deformasjon av beinet (skade) ved å legge over bildene som er oppnådd under de ubelastede forholdene og etter bruddet2.
- Vis den progressive mikrostrukturelle deformasjonen av beinet ved å legge over de tredimensjonale modellene under ubelastede forhold, ved økende belastningsnivåer og etter brudd2.
- Vis belastningen av beinet på bruddstedet2.
- Analysere deformasjonsenergi, stivhet og forskyvning ved hjelp av beskrivende statistikk og regresjonsmetoder2.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Bildene viser hele det proksimale lårbenet, trykkkontakten, tannsementen, aluminiumskoppen og innpakningsvevet. Man kan se en gradvis deformering av beinmikroarkitekturen etter hvert som belastningen øker før brudd og etter brudd (figur 4).
Figur 4: Kompresstrinnet koblet til den bærbare datamaskinen. (A) Komprimeringstrinnet, (B) den bærbare datamaskinen og (C) datainnsamlingsenheten. Prøveenheten er overlagt med gjennomsiktighet på kompresjonskammeret (høyre). Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Lårbenshodet roterte medialt og progressivt opp til brudd. Frakturene var ufullstendige, åpnet i øvre nakkebark eller viste skjærsvikt under hovedstaden (video 1 og figur 5). Hodekrumningen er flatt i kontaktområdet med kontakten, hvor lokal elastisk ustabilitet i det kortikale skallet kan observeres. Det er imidlertid ikke observert elastisk ustabilitet over det trabekulære volumet.
Video 1: Animasjon av hele lårbenet som deformeres og sprekker. Animasjon av hele lårbenet når det deformeres og sprekker (mikro-CT-bilder subsamplet 4x, tredimensjonal gjengivelse). Vennligst klikk her for å laste ned denne videoen.
Figur 5: Forløpte mikrostrukturbilder og tilhørende belastninger. Sekvensen av koronale mikro-CT-tverrsnittsbilder (øverst til venstre), kraften som ble påført, og momentprofilene (nederst til venstre) for ett representativt eksemplar. Tredimensjonal gjengivelse av mikro-CT-bilder av en 1 mm tykk skive av lårbenet før lasten ble påført, under belastning og etter at bruddet oppstod, vises overlagt. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Benfortetting forekom i områder med maksimal kompresjon (for eksempel i øvre lårbenshode), hvor deformasjonen vedvarte etter et brudd. Brudddebut forekom i regioner med økt krumning, noe som indikerer bøyning av det øvre kortikale skallet ved åpning og skjær. Kortikal åpning progredierte i normale vinkler gjennom hovedstrekk-trabekulærgruppen og øvre nakkecortex, og beveget seg distalt i retning av den viktigste kompressive trabekulære gruppen og endte i calcar-regionen. Skjærfraktur forårsaket trabekulær svikt langs skjærplanet, ca. 45° fra hovedkompresjonsaksen trabekulær akse. Etter bruddet gjenvunnet mikroarkitekturen det meste av forskyvningen som viser en overveiende elastisk gjenoppretting av beinet overalt unntatt hodeområdet i nærheten av kontaktområdet under toppkompresjon. Nodalavstanden for den digitale volumkorrelasjonsanalysen var 50 piksler som viste en 0.1% belastningsfeil i nullbelastningstesten. Belastningen oversteg utbyttestammen av bein i øvre lårhode og underkapitalhals når kraften oversteg 50 % av den FE-predikerte prøvestyrken, og nådde 8-16 % kompresjon i bildene med full oppløsning (Video 2 og figur 6).
Video 2: Full oppløsning. Animasjon av det trabekulære nettverket som gradvis deformeres og sprekker (mikro-CT-bilder i full oppløsning, tredimensjonal gjengivelse). Vennligst klikk her for å laste ned denne videoen.
Figur 6: Deformasjon av lårhodet. Superposisjon av det proksimale lårbenet før lasten ble påført og under belastning (venstre kolonne); overflaten av det øvre lårbenshodet før lasting og etter brudd (andre og tredje kolonne); superposisjon av mikrostrukturen i det øvre lårbenshodet ved forskjellige belastningstrinn (fjerde kolonne); og detaljer om cortexens ustabilitet på øvre lårhode (høyre). Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Feilen oppstod under en kompleks tøyningstilstand som viste kompresjon (8%-12%), spenning (4%-8%) og skjær (3%-10%) belastning. Deformasjonsenergien var en lineær funksjon av forskyvningen (R2 = 0,97-0,99, p < 0,01) frem til brudd, og viste stabil bruddoppførsel (figur 7).
Figur 7: Strekkfeltet forut for bruddet og femurets energiabsorpsjonsevne. Skjær- og strekkbelastningskartene og bruddmønsteret (øverst). Deformasjonsenergien normalisert av bruddenergien, Emax, plottes mot forholdet mellom forskyvningen og forskyvningen ved brudd, Dmax, for fire givere mellom 66 og 80 år ved døden. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Tilleggsfil 1: Skjermbilde som viser samregistrering av mikro-CT-bildene i prøven. Klikk her for å laste ned denne filen.
Tilleggsfil 2: Animasjon av samregistrerte koronale mikro-CT tverrsnittsbilder, som viser den deformerende mikrostrukturen ved økende belastning opp til brudd. Vennligst klikk her for å laste ned denne videoen.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Den nåværende protokollen gjør det mulig å studere tidsforløpt mikromekanikk av hoftebrudd i tre dimensjoner ex vivo. Et radiotransparent (aluminium) kompresjonstrinn som er i stand til å påføre en progressiv deformasjon på den proksimale halvdelen av det menneskelige lårbenet og måle reaksjonskraften, er spesialdesignet, produsert og testet. En mikro-CT-skanner med stort volum brukes i denne protokollen for å gi en tidsmessig sekvens av bildevolumer som viser hele det proksimale lårbenet med progressiv belastning ved mikrometrisk oppløsning. I dette arbeidet ble forskyvnings- og tøyningsfeltene beregnet ved hjelp av elastisk samregistrering av bildene. Protokollen gjør det mulig å vise deformasjon av mikrostrukturen til det proksimale lårbenet og gir deformasjonsenergien og stivheten til prøven som respons på en foreskrevet inkrementell belastning opp til bruddpunktet.
Kritiske aspekter ved protokollen innebærer a) å bestemme belastningstrinnet i hver prøve for å kontrollere eksperimenttiden, b) opprettholde beinfuktigheten gjennom hele forsøket, c) muliggjøre mikro-CT-avbildning av beinet under belastning opp til bruddpunktet, d) sikre minimal bevegelse av beinet under avbildning, og e) lagring og behandling av store bildevolumer. Selv om den opprinnelig ble designet og brukt til å teste det proksimale lårbenet på et spesifikt synkrotronanlegg (Imaging and Medical Beamline, Australian Synchrotron, Clayton VIC, Australia), har denne protokollen nylig blitt brukt med en kommersielt tilgjengelig mikro-CT-skanner med stort volum og for forskjellige anatomiske regioner12,13, som gir bevis på dens bredere anvendelighet. Likevel kan forskjellige skannere kreve andre bildeinnstillinger enn de som er rapportert her, avhengig av det tiltenkte eksperimentet, og gir vanligvis bilderekonstruksjoner og analyseprogramvare som er forskjellig fra de som er rapportert her. Signifikante bildeartefakter ble observert i 3/40 skanningsvolumer oppnådd ved bruk av lav eller minimal forhåndsbelastning, noe som reduserte nytten av disse dataene. Dette skyldtes sannsynligvis bevegelsen av prøven under minimal belastning under avbildning. Den geometriske konformiteten mellom lårhodet og trykkuttaket, belastningen som påføres, og tiden mellom påføring av lasten og avbildningen kan optimaliseres for å redusere risikoen for betydelig bevegelse under avbildning. Videre virket omtrent 20 mm avstand mellom prøven og sylinderveggen i aluminium tilstrekkelig til å unngå betydelige grenseartefakter. Til slutt gir behandling av store mengder bilder utfordringer for datalagring og behandling. Den tilpassede koden som ble utviklet og de mange analysene for forskjellige regioner av interesse ved forskjellige romlige oppløsninger (først med utgangspunkt i de nedsamplede bildene, deretter videre til bildene i full oppløsning) muliggjorde vellykket behandling av bildevolumene i den proksimale halvdelen av det menneskelige lårbenet ved 30 μm per piksel. Likevel krevde prosessen en topp-end arbeidsstasjon utstyrt med 128 GB RAM.
Hovedbegrensningen i denne protokollen er de kvasi-statiske belastningene, da høydynamisk belastning, slik som den som følge av et fall, kan fremkalle en ustabil elastisk respons som ellers ikke er replikerbar i den nåværende protokollen. Likevel synes den elastisk stabile bruddoppførselen observert her å være i direkte kontrast til de ustabile responsene observert tidligere i isolerte beinkjerner under kvasistatisk belastning, noe som motiverte en stor mengde forskning på bruddprediksjon 6,7. Den store beindeformasjonen (8% -16%) observert med den nåværende protokollen før brudd, den lokale ustabiliteten til det kortikale skallet og den lineære økningen i deformasjonsenergien opp til brudd representerer en annen bruddoppførsel sammenlignet med det som er observert i isolerte beinkjerner, noe som sannsynligvis understreker viktigheten av inneslutningen fra det kortikale skallet til det indre trabekulære benet når det er under belastning.
Avslutningsvis gjør denne protokollen det mulig å studere de mikrostrukturelle sviktmekanismene i hele det proksimale menneskelige lårbenet og dets energiabsorpsjonskapasitet eller seighet. Denne protokollen kan bidra til å forbedre den nåværende forståelsen av hoftebruddmekanismen og støtte utviklingen av metoder for skjørhetsprediksjon, forebygging og behandling gjennom analyse av flere prøver og forskjellige anatomiske regioner.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Alle forfatterne oppgir ingen interessekonflikter.
Acknowledgments
Finansiering fra Australian Research Council (FT180100338; IC190100020) er takknemlig anerkjent.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Absorbent tissue | N/A | Maintain the bone moisture throughout the experiment | |
| Alignment rig | Custom-made | Rig for positioning the specimen in the potting cup | |
| Aluminium potting cup | Custom-made | Potting cup | |
| Bone saw | N/A | Cut the specimen to size | |
| Calibration phantom QCT Pro | Mindways Software, Inc., Austin, USA | CT Calibration 13002 | Calibrate grey levels in the images into equivalent bone mineral (ash) density levels |
| Clinical Computed-Tmography scanner | General Electric Medical Systems Co., Wisconsin, USA | Optima CT660 | Preliminary imaging for the prediction of the load step to fracture |
| Compressive stage | Custom-made | A 10 kg, radiotransparent compressive stage for applying and maintaining throught imaging a prescribed deformation to the specimen. | |
| Dental cement | Soesterberg, The Netherlands | Vertex RS | |
| Femur specimen | Science Care, Phoenix, USA | ||
| Finite-element analysis software | ANSYS Inc., Canonsburg, USA | ANSYS Mechanical APDL | Finite-element software package |
| Freezer | N/A | Store specimens at -20 °C | |
| Hard Drive | Dell | Disk space: 500 GB per volume | |
| Image bnarization and segmentation software | Skyscan-Bruker, Kontich, Belgium | CT analyzer | Image processing software |
| Image elastic segmentation | The University of Sheffield | Bone DVC | https://bonedvc.insigneo.org/dvc/ |
| Image processing and automation software | The MathWork Inc. | Matlab | Image processing software |
| Image registration software | Skyscan-Bruker, Kontich, Belgium | DataViewer | Image processing software |
| Image segmentation and FE modelling software | Simpleware, Exeter, UK | Scan IP | Bone egmentation software |
| Image stiching script | Australian syncrotron, Clayton, VIC, AU | The script is available at IMBL | |
| Image visualization | Kitware, Clifton Park, NY, USA | Paraview | Image visualization |
| Image visualization | Australian National University | Dristhi | Image visualization: doi:10.1117/12.935640 |
| Imaging and Medical beamline | Australian syncrotron, Clayton, VIC, AU | Large object micro-CT beamline at the Australian Synchrotron | |
| Laptop | Dell Inc., USA | ||
| Low-friction x-y table | THK Co., Tokyo, Japan | ||
| NI signal acquisition software | National Instruments, Austin, TX | NI-DAQmx | |
| Phosphate-buffered saline solution | Custom-made | Maintain the bone moisture throughout the experiment | |
| Plastic bag | N/A | Maintain the bone moisture throughout the experiment | |
| Rail | SKF Inc., Lansdale, PA, USA | ||
| Screw-jack mechanism | Benzlers, Örebro, Sweden | Serie BD (warm gear unit) | stroke: 150 mm, maximal load: 10,000 N, gear ratio: 27:1, a displacement per revolution: 0.148 mm |
| Single pco.edge sensor, lens coupled scintillator | Australian syncrotron, Clayton, VIC, AU | Detector Ruby FOV: 141 x 119 mm; 2560 x 2160 px; 55 µm/px; 50 fps | |
| Six axis load cell | ME-Meßsysteme GmbH, Hennigsdorf, GE | K6D6 | Maximal measurement error: 0.005%; maximal force: 10000 N; maximal torque: 500 Nm |
| Strain amplifier | ME-Meßsysteme GmbH, Hennigsdorf, GE | GSV-1A8USB K6D/M16 |
References
- 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).
