Summary
Существует необходимость в разработке альтернативных вложений протеза из-за потери конечностей связано с сосудистыми заболеваниями и окклюзионной травмы. Целью работы является ознакомление osseointegrated интеллектуальная система дизайна имплантата увеличение скелетной фиксации и уменьшить periprosthetic показатели инфицирования для пациентов, нуждающихся osseointegrated технологии.
Abstract
Прогнозируемое число лиц с ампутированными конечностями американская как ожидается, возрастет до 3,6 млн. к 2050 году. Многие из этих людей зависит от протезов для выполнения повседневной деятельности, но протез суспензий с использованием традиционных технологий сокет может оказаться громоздкой и неудобной для человека с потерей конечностей. Более того, для стран с высокой проксимальной ампутации, ограниченный остаточная длина конечностей может предотвратить exoprosthesis привязанности все вместе. Osseointegrated имплантата технология процедуры оперативного роман, который позволяет фирме скелетных привязанности между костью хозяина и имплантатов. Предварительные результаты в европейских ампутированными конечностями с osseointegrated имплантатов показали улучшение клинических исходов, позволяя прямой передачи нагрузки кость-имплантат. Несмотря на очевидные преимущества остеоинтеграции по технологии сокет, текущие процедуры реабилитации требуют длительного ограничительные несущей до которого может быть уменьшен с ускоренной скелетных вложений через электрическую стимуляцию. Цель osseointegrated разумного замысла имплантата (OIID) системы, чтобы сделать имплантат часть электрической системы для ускорения скелетных привязанности и помочь предотвратить periprosthetic инфекции. Для определения оптимального размера электрода и размещения, мы начали доказательство концепции с численное моделирование электрических полей и плотности тока, которые возникают при электрической стимуляции ампутантов остаточных конечностей. В целях обеспечения безопасности пациентов застраховать, у пациентов с ретроспективным томографии вычисляется были отобраны и трехмерных реконструкций были созданы с помощью специальных программ программного обеспечения анатомической точностью (Seg3D и SCIRun) в IRB и HIPAA утвержденным исследования. Эти программные пакеты поддерживают развитие пациента конкретные модели и позволило интерактивные манипуляции положение электрода и размеров. Предварительные результаты показывают, что электрические поля и плотности тока могут быть созданы в имплантат интерфейса для достижения однородного распределения электрической поле, необходимое, чтобы вызвать остеобластов миграции, повышения скелетной фиксации и может помочь предотвратить periprosthetic инфекций. На основе конфигурации электродов экспериментировали с в модели, внешний две группы конфигурация будет выступал в будущем.
Protocol
Часть 1: С помощью компьютерной томографии (КТ) для инвалидов-ампутантов реконструкции
- Ретроспективный КТ были собраны из Университета штата Юта и Департамента ветеранов больницы дел после получения IRB и HIPAA утверждения.
- КТ были выбраны, поскольку они позволяют четко разграничить типы тканей на основе рентгеновских впитывающей способности.
- ТТ были вручную проверены и включены в исследование, основанное на отсутствие металлических имплантатов, чтобы предотвратить изображение артефакт.
Часть 2: Модель поколения с Seg3D
- Файлы были загружены в виде изображений Dicom и загружаются в Seg3D (версия 1.11.0, software.sci.utah.edu) в качестве нового тома.
- Медианный фильтр был использован для сглаживания импортированные объемы до определения геометрически определенных структур тканей.
- Ткани границы кости, костный мозг, органы и жировой ткани были порождены порога КТ файлы интерактивном режиме (рис. 1).
Рисунок 1: сагиттальной сечение ампутации конечностей остаточной thresholded и разделяется на определенные типы тканей. - Мускулатура была получена ручной настройки семян точек внутри thresholded мышечной ткани и используя доверие связано фильтр, чтобы найти все ткани связаны с семенами точек. Этот шаг устранить ошибочные тканей, которые могут быть сгруппированы с мышц на основе аналогичных впитывающей из ТТ.
- Кожи, которые невозможно было различить надежно от КТ-изображений, было создано расширение внешней ткани 2 миллиметров на основе средней толщины кожи, чтобы произвести слой однородной толщины, которая окружала полная модель 1.
- Сегментации были вручную осмотрены, исправлены, чтобы обеспечить точность и объединены в иерархию в единую карту этикеткой, необходимые для анализа методом конечных элементов (рис. 1).
Рисунок 2: Представитель иерархическую модель двусторонних ампутантов, созданные с Seg3D.
Часть 3: Подготовка к анализу конечных элементов
- 10 см имплантат был разработан в Matlab, чтобы служить имплантированного устройства ортопедических и катодом для электрической стимуляции и импортировать в SCIRun (версия 4.0, software.sci.utah.edu).
Часть 4: Размещение электродов и дизайна
- SCIRun была использована для электродных дизайн, поскольку он поддерживает интерактивные размещения электродов и моделирования.
- Сеть была создана и модули организованы со специальными функциями для генерации сетки (рис. 3). Модули были важны для определения граничных условий, ткани проводимости, сетка уточнений, генерируя Matlab гистограммы, запись данных на местах, и т.д. (табл. 1).
Рисунок 3: Представитель изображение сети от опытного исследования с использованием двухзонной внешней конфигурации электродов.Таблица 1 Проводимости Назначена Сегментированный тканей Ткань Тип Проводимости [S / м] Органный 0,22 Кожа 0,26 Жировой 0,09 Мышца 0,25 Кортикальной кости 0,02 Костный мозг 0,07 - Конфигураций для электродов состоял из одного патча электрода, два электрода, патч, одна сплошная полоса и две сплошные полосы.
- Внешние полосы электрода были применены к остаточной лимба моделей, созданных с пациентом КТ и в 1,6 см в толщину.
- Электрод патчи были размещены в виде полоски занимая около половины диаметра остаточных конечностей и были 3 см в толщину.
- Внутренний коркового имплантата, которая представлена osseointegrated имплантат был установлен в эндостальной диаметра, чтобы для удобства посадки имплантата и залейте 2.
Часть 5: Анализ методом конечных элементов
- Моделирования были получены в предположении, что электрический метрики могут быть рассчитаны с использованием квазистатического подхода, не имея времени зависимость.
- Модель была вычислена путем решения уравнения Лапласа для каждого типа ткани полученные от Seg3D сегментации.
- Граничные условия были сформированы электроды, которые вводят токов и направляющую, которая осталась в текущем тела.
- Так как электроды и имплантат был гораздо больше, проводимость, чем окружающие ткани, это былоssumed, что имплантат (катод) был в постоянном потенциале, также поверхностных электродов были смоделированы с постоянной разностью потенциалов от имплантата чрескожная.
- Для оценки эффективности конфигурации электродов и калибровки, пациент конкретные модели были разработаны и электрического потенциала вокруг имплантата был использован для определения локализованных полей.
- Модель была создана с использованием шестигранной сетки, которая состояла из примерно 1,8 млн. элементов, которые рассматривались как кусочно-однородной, омических и изотропным.
- Оптимальная модель для этого эксперимента был выбран с относительной разности <5% по напряжению градиенты подтверждены исследования чувствительности сетки для обеспечения точности модели (табл. 2).
Таблица 2 Mesh Чувствительность исследование для инвалидов-ампутантов модели Меш Элементы Узлы Относительная разность 100 100 50 149089 161131 0,0995 125 125 75 350180 371472 0,0802 150 150 100 673032 706082 0,0545 175 175 125 1146778 1194044 0,0527 200 200 150 1796690 1860772 0,0439 250 250 200 3745038 3850202 0,0364 275 275 225 5097243 5226587 0,0301 300 300 250 6742588 6898729 0,0000 - Использование итерационного решателя, электрические метрик в конечно-элементных моделей были рассчитаны для электрода конфигураций.
Discussion
Понимание Электрическая стимуляция Paradigm
Улучшения в медицинской помощи и эвакуации стратегии на поле боя, привели к увеличению числа выживших воинов гибельную войну травм. В то время как улучшение выживаемости является продвижение медицинских, военных и женщины возвращались из боя с ампутации, которые требуют интенсивной последующего ухода, реабилитации и обширные дорогие услуги протезов из Ветеран вопросам здравоохранения Care System 3. Конгресс подробно сообщает, что более 1000 связанных с войной ампутации произошли в результате операции Несокрушимая свобода (ОНС) и операции по освобождению Ирака (МОФ) конфликты 4.
В случае ОНС и МОФ ветеранов, около 15% возвращаются воины потеряли нескольких конечностях и значительное число возвращающихся военнослужащих и женщин с короткими конечностями, где остаточные гнездо технология не является опцией или были отвергнуты пациента. Сообщили прекратила использование протеза верхней конечности, даже превышает 50%, поскольку фиксация устройства громоздки и сложны в использовании комфортно 5. Нижняя протезы конечностей в равной степени проблематичным и общие проблемы, связанные с мягкой тканью розетки включают неспособность ходить по сложным terrain6, ограниченная остаточная длина конечностей 7, дискомфорт пациента 5, концерн с не-физиологической нагрузки 8, раздражение от гетеротопической окостенения 9 и риск изнурительных болезней 10. Тем не менее, остеоинтеграции технология роман хирургическая техника, которая может уменьшить боль 11, раздражение кожи 12, повышению osseoperception 13, улучшить подвижность 6, снижение пролежней связанные с сокетами 6, сократить потребление энергии на 7,14 передвигаться и лучше обслуживать ветеранов и воинов с ограниченными остаточная длина конечностей 15.
Несмотря на многочисленные физические и психологические преимущества остеоинтеграции, связанный хирургические процедуры требуют более продвинутых профилактики инфекции лечение streategies 16, требуют длительной программы реабилитации и включают ограничительные веса подшипника протоколов, которые могут длиться до 1,5 лет послеоперационного 17. Потому что жизнеспособность кости хоста и длина остаточного конечностей важно для крепления мышц и функциональности, разработку новых устройств для улучшения остеоинтеграции является ключевым для возвращения военнослужащих и женщин. Таким образом, развитие интеллектуальных osseointegrated имплантата дизайн (OIID) система, которая использует контролируемые электрической стимуляции может уменьшить длину восстановлению и увеличению скелетной крепления для ветеранов и воинов ампутированными конечностями. Однако, так как пока нет устройства является коммерчески доступным и направлены для использования с чрескожной osseointegrated имплантатов, мотивации программа для подтверждения безопасности и эффективности с анализа конечных элементов.
Понимание роли электростимуляции в костной ткани, в частности, отложение osteoids и минерализации, остается спекулятивным. Тем не менее, электрическая активность наблюдалась в кость может быть результатом механической нагрузке 18,19 и поэтому электрический стимул может быть эффективным механизмом для стимулирования кости ремонт 19. Логика гипотезы объясняется в модели заживление переломов. При длинных костей загружены, стороны в напряжении становится электроположительных и электроотрицательных сжатия стороне 20,21, однако, как только кость сломана, сайт будет оставаться электроотрицательным по отношению к окружающей среде, пока исцеление началось и гомеостаза возобновились 21. Имитация естественный каскад исцеление электрический сигнал как считалось ранее, помочь с отложение кальция 22, незначительными изменениями в содержании кислорода и рН 23, набор факторов роста 22 и оказывает помощь в миграции остеобластов и секрецию дополнительных внеклеточного матрикса 24.
Предпосылке, что электрическая стимуляция один мог управлять полный ремонт кость была пересмотрена и текущий новая гипотеза предполагает, что полный союзы создаются механические нагрузки и электростимуляции совместно стимулы 19. Электрические импульсы наблюдаются в естественных условиях, связанных с пьезоэлектрическими деформации коллаген или большой электрокинетические токов, создаваемых ионной трехсторонние протекающих части минеральной костной матрицы 25. На самом деле, спонтанные потенциалы были зарегистрированы в кости такого размера, как 6 милливольт и коррелирует с увеличением скорости минеральных присоединением кости 26.
Ранние работы Брайтон и Friedenberg 18,21,27,28 использовал понятие электрической стимуляции для регенерации костной в 1960-х и 1970-х и гemonstrated, что прямой ток может быть использован для восстановления не-союзов в более короткие сроки по сравнению с традиционными методами лечения. Дополнительные модели исследовали формирование кости с ограничительными подшипников весом и продемонстрировал Тридцать один процент увеличения остеогенной активности между элементами управления и электрической стимуляции конечностей 25.
Хотя исследователи в области электрической стимуляции проложили путь для понимания механизма остеобластов осаждения матрица с электрической стимуляции, неадекватное понимание имеет ограниченное расширение этой технологии. Хотя Есть много случаев успешного заживления без союзов и моделей заживление переломов, примеры дискомфорт пациента и неудачные попытки изобилуют в литературе, а 29. Проблема с электрической стимуляции происходит от ученых и клиницистов управления неправильно электрические показатели и сосредоточиться исключительно на текущих величин. Предыдущие исследователи смотрели на текущий как "волшебная палочка" для фиксации приблизительный 500000 без профсоюзов, которые ежегодно происходит 30. Тем не менее, повторяемость между моделями было ограничено из джоуль осложнений нагрева 31, а не определения плотности тока 32. В самом деле, все производства биомедицинских устройств должна быть ограничена плотность тока менее 2 мА / см 2, как это изложено Международная электротехническая комиссия, чтобы предотвратить локализованных некроз тканей и дискомфорт пациента 33.
Помимо оказания помощи скелетной фиксации, контролируемой электрической стимуляции может также предотвратить бактериальную адгезию на ортопедических имплантатов и снизить риск для остеомиелита и образование биопленки 34-37. Образование биопленки на ортопедические изделия приведет к пациенту осложнений и существенное бедствие для тех, кто зависит от этих устройств 38. Упор делается на необходимости иметь полностью стерилизовать инструменты и имплантаты до операции 39, однако, часто трудно диагностировать бактерий адгезии как видно из многих негативных культурных случаях, которые действительно заражены 40. Эта проблема часто в сочетании с тем, что биопленки медленно растут в природе 40, не может быть роста точно в пробирке 39, зависит от типа клетки бактерий, чистота поверхности и иммунной системы пострадавшего 39. Исследование европейских transfemoral ампутированными конечностями с oseeointegration технологии выявить наиболее частой проблемой является инфекция (частое поверхностное инфекций, 1 / 3 periprosthetic инфекций) 41. Хотя имели место значительные улучшения в хирургической подготовке, ликвидации бактерий является одним из фундаментальных факторов для улучшения остеоинтеграции с биопленки между 500-5000 тысячу раз труднее искоренить из-за их не платонической форме 34,35,39. Поэтому, используя электрическую стимуляцию как модальность для удаления вредных бактериальных колоний и увеличение скелетной фиксации являются важными факторами для обеспечения защиты здоровья пациентов и OIID эффективности.
Преимущества использования ветеранов и инвалидов воина в том, что относительная молодость и иным здоровья этих людей делает их идеальными для агрессивных населения и реабилитации после чрескожной послужит амбулаторной помощи и могут быть разработаны в качестве катода подвергается электрической стимуляции. Наличие osseointegrated имплантат не нуждается в дополнительных хирургических процедурах, чтобы вставить электрических компонентов, позволяет устройству быть внешнее управление и предотвращает дальнейшее риск заражения 42. Поэтому, понимая методом инжекции тока в остаточных конечностей ветеранов и воинов с ампутированными конечностями, электрического поля на величину 1-10 В / см могут быть установлены, контроль и измеряется в имплантат интерфейса. Предполагается, что это позволит безопасные уровни электроэнергии будет доставлен, способны индуцировать остеобластов миграции и улучшения скелетной привязанности. Электрическое поле этой степени увеличит количество и качество кости на имплантат, а также улучшить перспективы для ускоренного восстановления и скелетной фиксации для ампутантов. Использование электрической стимуляции не исследовано, как модальность ускорить остеоинтеграции имплантата в интрамедуллярного протезами и представляет многочисленные возможности для трансляционных исследований для улучшения обслуживания пациентов.
Экспериментальные результаты
Необходимости для пациента конкретных моделей с чрескожная электрическая стимуляция устройство было поддержано в ходе исследования. Моделирования разработана для предлагаемого биомедицинских устройств, возможно, возможности ускорения скелетных вложений за счет увеличения миграции остеобластов и предотвращения бактериальной адгезии 27,34,36,39. Компutation моделирования, по сути, показали, что 1-10 В / см, электрические поля и плотности тока ниже 2 мА / см 2, могут быть созданы с помощью имплантатов в качестве функциональной катодом и является наиболее однородно распределенного использования две группы внешнего электрода. OIID система может быть первым шагом к решению классических проблем, связанных с электрической стимуляции, невозможность определить текущие пути в организм человека 43. Таким образом, создание инструментов для повышения скелетных привязанность может содействовать сокращению продолжительности реабилитации, необходимые для osseointegrated процедуры.
Использование электрической стимуляции пожилым инвалидам также является важным аспектом, который необходимо изучить, а также. Костная масса максимальная десять лет после роста скелета прекращается, но существенно уменьшается на восьмом и девятом десятилетии 44. Пока костей меняется с возрастом, эндостальной диаметра как правило, растут быстрее, чем периостальной диаметр которых может привести к ослаблению имплантата 45. Эта проблема в сочетании с сокращением нагрузки на кости более слабыми мышцами может способствовать изнурительных болезней, таких как остеопороз и остеопения 45 и требуют дополнительных вариантов лечения для пациентов с osseointegrated имплантатов. Тем не менее, контролируемой электрической стимуляции и механические нагрузки могут выступать в качестве катализатора синергетический костной ongrowth и сохранить кость хозяина кровать целостности с использованием пожилых пациентов OIID системы.
Disclosures
Технология раскрываются в статье, в частности, использование ортопедических имплантатов в качестве функциональной катода к увеличению скелетной вложений, снижения реабилитации и предотвращения бактериальной адгезии является новаторской идеей изобретен первый автор в представлении журнала. Формы раскрытия изобретения был представлен Университета штата Юта и предварительной США патент была подана защиты всех технологий разглашаются.
Acknowledgments
Этот материал основан на исследованиях поддерживается (или при частичной поддержке) ведомство коммерциализации технологий, Солт-Лейк-Сити, Юта, Управление исследований и развития, реабилитации R & D службы, DVA SLC Система здравоохранения, Солт-Лейк-Сити, Юта, Министерство обороны PRMRP Грант (№ PR054520), председатель Альберт Хофманн и Маргарет и кафедрой ортопедии, Университет штата Юта школы медицины, Солт-Лейк-Сити, Юта, техническая поддержка для моделирования была предоставлена Центром биомедицинских интегративной вычислительной научных вычислений и работы с изображениями институт и стал возможным частично за счет программного обеспечения из NIH / NCRR центра интегративной биомедицинских вычислений, P41-RR12553-07.
Дополнительная благодарны также Gwenevere Шоу за помощь в подготовке рукописи и Дастин Уильямс образ биопленки.
References
- Tortora, G. J., Nielsen, M. T. Principles of Human Anatomy. Roesch, B., et al. , John Wiley & Sons, Inc. Hoboken, NJ. (2009).
- Bloebaum, R. D., Bachus, K. N., Momberger, N. G., Hofmann, A. A. Orthopaedic Research Society 39th Annual Meeting, San Francisco, CA, , (1993).
- Goldberg, M. S. Military Medical/NBC Technology. 11 (8), 31 (2007).
- Fischer, H. Report No. Order Code RS22452. , (2008).
- Moore, T. J., et al. Clin Orthop Relat Res. 238, 219 (1989).
- Hagberg, K., Branemark, R. Prosthet Orthot Int. 25 (3), 186 (2001).
- Todd, T. W., Barber, C. G. J Bone Joint Surg Am. 16, 53 (1934).
- Jaegers, S. M., Arendzen, J. H., de Jongh, H. J. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. 76 (8), 736 (1995).
- Potter, B. K., et al. Journal of American Academy of Orthopaedic Surgeons. 14 (10), 191 (2006).
- Kulkarni, J., Adams, J., Thomas, E., Silman, A. Clin Rehabil. 12 (4), 348 (1998).
- Smith, D. G., et al. Clin Orthop Relat Res. (361), 29 (1999).
- Pasquina, P. F., et al. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. 87 (3), 34 (2006).
- Ysander, M., Branemark, R., Olmarker, K., Myers, R. R. Journal of Rehabilitation Research & Development. 38 (2), 183 (2001).
- Couch, N. P., David, J. K., Tilney, N. L., Crane, C., et al. American Journal of Surgery. 133 (4), 469 (1977).
- Morgenroth, D. C., Shakir, A., Orendurff, M. S., Czerniecki, J. M. Am J Phys Med Rehabil. 88 (2), 108 (2009).
- Pendegrass, C. J., et al. Journal of Bone and Joint Surgery British. 90 (1), 114 (2008).
- Lee, W. C., et al. Med Eng Phys. 30 (7), 825 (2008).
- Brighton, C. T., Friedenberg, Z. B., Zemsky, L. M., Pollis, P. R. J Bone Joint Surg Am. 57 (3), 368 (1975).
- Spadaro, J. A. Bioelectromagnetics. 18 (3), 193 (1997).
- Brighton, C. T., Friedenberg, Z. B., Mitchell, E. I., Booth, R. E. Clin Orthop Relat Res. 124, 2 (1976).
- Friedenberg, Z. B., Brighton, C. T. J Bone Joint Surg Am. 48 (5), 915 (1966).
- Yonemori, K., et al. Bone. 19 (2), 173 (1996).
- Treharne, R. W., Brighton, C. T., Korostoff, E., Pollack, S. R. Clin Orthop Relat Res. (145), 300 (1979).
- Wiesmann, H., et al. Biochimica et Biophysica Acta. 1538 (1), 28 (2001).
- McLeod, K. J., Rubin, C. T. J Bone Joint Surg Am. 74 (6), 920 (1992).
- Rubinacci, A., Tessari, L. Calcified Tissue International. 35 (6), 728 (1983).
- Brighton, C. T., et al. J. Bone Joint Surg Am. 63 (5), 847 (1981).
- Friedenberg, Z. B., Zemsky, L. M., Pollis, R. P., Brighton, C. T. J Bone Joint Surg Am. 56 (5), 1023 (1974).
- Jorgensen, T. E. Clin Orthop Relat Res. 124, 124 (1977).
- Ehrlich, G. D., et al. Clin Orthop Relat Res. 437, 59 (2005).
- Soong, H. K., et al. Investigative Ophthalmology & Visual Science. 31 (11), 2278 (1990).
- Li, W. P., et al. Bone. 32 (8), 986 (2006).
- Leitgeb, N., Cech, R., Schrottner, J. Radiat Prot Dosimetry. 124 (2), 124 (2007).
- van der Borden, A. J., et al. Biomaterials. 28 (12), 2122 (2007).
- van der Borden, A. J., van der Mei, H. C., Busscher, H. J. Biomaterials. 26 (33), (2005).
- Costerton, J. W., et al. Annual Review of Microbiology. 41, 435 (1987).
- Neut, D., van der Mei, H. C., Bulstra, S. K., Busscher, H. J. Acta Orthop. 78 (3), 299 (2007).
- Anwar, H., Dasgupta, M. K., Costerton, J. W. Antimicrobial Agents and Chemotherapy. 34 (11), 2043 (1990).
- Costerton, J. W. Clin Orthop Relat Res. (437), 7 (2005).
- Nelson, C. L., et al. Clin Orthop Relat Res. 437, 25 (2005).
- Gunterberg, B., et al. Conference Book of IXth World Congress ISPO, Amsterdam, The Netherlands, , (1998).
- Lavine, L. S., Grodzinsky, A. J. J Bone Joint Surg Am. 69 (4), 626 (1987).
- Chakkalakal, D. A., Johnson, M. W. Clin Orthop Relat Res). (161), 133 (1981).
- Buckwalter, J. A., Glimcher, M. J., Cooper, R. R., Recker, R. J Bone Joint Surg Am. 77 (2), 1276 (1995).
- Lane, J. M., Vigorita, V. J. J Bone Joint Surg Am. 65 (2), 274 (1983).
