Methodenartikel

Ein experimentell validiertes mathematisches Modell der axialen Wirbelsäulenkompression zur Visualisierung von Wirbelkörperkompressionsfrakturen

DOI:

10.3791/65474

⸱

12. August 2025

 ,  ,  ,  ,  ,  , 
1Department of Orthopaedic Surgery, University of Illinois College of Medicine at Chicago, 2Chicago Medical School, Rosalind Franklin University of Medicine and Science, 3Department of Neurosurgery, University of Illinois College of Medicine at Chicago, 4Department of Orthopaedic Surgery, Orthopaedic and Spine Institute, Northshore University HealthSystem

In diesem Artikel

Zusammenfassung

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Hier stellen wir ein prädiktives Modell von VCFs zur Verfügung, um chirurgische Eingriffe zu unterstützen. Biomechanische Frakturmuster von menschlichen und schweinischen Leichenwirbeln unter Kompressionsbelastung wurden verwendet, um ein FEA-Modell zu verifizieren, das eine Ressource für eine bessere Visualisierung von Wirbelfrakturen und Unterstützung anhand von Schweineproben in der Wirbelsäulenforschung bietet.

Zusammenfassung

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Das in dieser Studie etablierte Modell der Finite-Elemente-Analyse (FEA) sagt das mechanische Verhalten eines Wirbelkörpers unter reiner Druckbelastung voraus. Vier menschliche und vier Schweineleichenstacheln wurden in der Region von T9-T12 (Mensch) und T12-T14 (Schwein) verwendet, um biomechanische Versagensdaten unter reiner axialer Kompression abzuleiten. Durch die Implementierung der Daten aus diesen Axialquetschexperimenten und deren Kombination mit computertomographisch (CT) abgeleiteten dreidimensionalen (3D) Rekonstruktionen von Wirbeln kann dieses neue Modell das Verhalten der Wirbelsäule bei Wirbelkompressionsfrakturen (VCFs) mathematisch vorhersagen. Die Entwicklung eines genauen mathematischen Modells hat das Potenzial, chirurgische Eingriffe von VCFs während der Vertebroplastie, Kyphoplastie und möglicherweise weiterer Techniken zu unterstützen, indem biomechanisches Verhalten genau dargestellt wird. Es kann für Osteoporose-, Fusions- und Implantatbiomechanik-Fälle angepasst werden, um die chirurgische Genauigkeit zu verbessern. Das Verständnis des Wirbelfrakturmusters ist für die chirurgische Vorplanung und das Verständnis früherer und zukünftiger Risiken unerlässlich. Die vorgestellte Methode kann als zusätzliche Ressource für die Untersuchung und Behandlung von VCF dienen und unterstützt die Verwendung von Schweineproben in der Wirbelsäulenforschung.

Einleitung

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Vertebrale Kompressionsfrakturen (VCFs) sind biomechanische Versagen des vorderen Wirbelkörpers als Reaktion auf axiale Druckbelastung 1,2. In den USA gibt es jedes Jahr 1-1,5 Millionen Patienten, die an VCFs leiden, mit bemerkenswerten Risikofaktoren wie Osteoporose, fortgeschrittenem Alter und weiblichem Geschlecht 3,4,5. Bei Patienten mit VCFs können Schmerzen, Behinderungen, veränderte Lungen- oder Atemfunktionen, sekundäre Wirbelfrakturen und ein erhöhtes Mortalitätsrisiko auftreten 6,7. Die bevorzugte klinische Behandlung umfasst Physiotherapie, Rehabilitation und Schmerztherapie1. Chirurgische Eingriffe für die VCF-Behandlung umfassen die Vertebroplastie und Kyphoplastie, das Osseo-Fix System zur Reduzierung von Wirbelsäulenfrakturen, interne Verstrebungen sowie die Dekompression und Stabilisierung von vorne und hinten 2,8,9. Die klinische Diagnose einer VCF kann Magnetresonanztomographie (MRT), CT, Positronen-Emissions-Tomographie (PET) und Einzelphotonen-Emissions-Computertomographie (SPECT)10 umfassen. Durch zusätzliche Visualisierung und Simulation von Wirbelfrakturen können jedoch die Einschränkungen dieser Bildgebungsmodalitäten umgangen werden. Ziel dieser Arbeit ist es, eine Finite-Elemente-Methode der VCF zu skizzieren, die durch physikalische Kompressionsexperimente validiert wurde und eine genaue Modellierung und Visualisierung der Frakturbiomechanik ermöglicht.

Die Finite-Elemente-Analyse (FEA) ist eine weit verbreitete technische Methode, um die Reaktion eines Objekts auf physikalische Bedingungen zu simulieren und mathematisch vorherzusagen11. Während zahlreiche Studien zur VCF FEA 12,13,14 verwenden, beinhalten viele dieser Studien CT-abgeleitete Modellierungen von lebenden Patienten und würden von einer parallelen Validierung der Reaktion des Wirbels bei einer tatsächlichen physischen Kompressionsfraktur profitieren. Diese Studie skizziert nicht nur den FEA-Prozess, sondern auch das Protokoll für die physikalische Simulation von axialen Druckfrakturen.

FEA wurde in der chirurgischen Vorplanung in einer Vielzahl von klinischen Umgebungen eingesetzt, einschließlich kolorektaler Reparatur, oraler und maxillofazialer Eingriffe und orthopädischer Rekonstruktion 15,16,17. FEA bietet eine virtuelle 3D-Nachbildung einer Stelle oder eines Organs, die das anatomische Verständnis der individuellen chirurgischen Bedürfnisse eines Patienten erleichtern kann. Ein Finite-Elemente-Modell kann die Größe, Form, Ausrichtung und das Verhalten eines physikalischen Objekts als Reaktion auf Lasten oder äußeren Druck nachbilden, was bei der Optimierung von Operationstechniken nützlich ist.

Ziel dieser Studie ist es, dieses zusätzliche Modell zu beschreiben, um die Visualisierung der VCF zu optimieren, was die Behandlung durch Vertebroplastie und Ballon-Kyphoplastie ergänzen kann. Die beschriebene Methode kann bei der Standardisierung der in biomechanischen Frakturexperimenten durchgeführten Forschung von Vorteil sein und bietet Vorteile gegenüber herkömmlichen Protokollen in Bezug auf Kosten, Zeit und Probenauswahl. Diese Methode bietet auch Unterstützung für zuvor konstruierte mathematische Modelle von Kompressionsfrakturen, die medizinische Bildgebung und Finite-Elemente-Analyse verwendeten 12,13,14,18. Eine ergänzende Visualisierung der VCF-Morphologie kann ein Werkzeug zur Optimierung der Behandlung sein. In dieser Studie wird ein mathematisches Modell vorgeschlagen, das die VCF unter axialer Druckbelastung vorhersagt, unterstützt durch physikalische experimentelle Tests, in menschlichen und schweinischen Proben.

Zugriff eingeschränkt. Bitte melden Sie sich an oder starten Sie eine Testversion, um diesen Inhalt anzuzeigen.

Protokoll

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Alle Experimente wurden in Übereinstimmung mit den einschlägigen Richtlinien für die Ethik der Humanforschung und die Tierhaltung am University of Illinois College of Medicine durchgeführt.

1. Vorbereitung der Probe

HINWEIS: VCFs werden ausführlich für den thorakolumbalen Bereich beschrieben, da die meisten Keilkompressionsfrakturen im mittleren thorakalen Bereich auftreten19. Aus diesem Grund wurden für diese Versuche die Brustwirbel T9-T12 vom Menschen und T12-14 vom Schwein herangezogen (Tabelle 1).

  1. Erhalte vier Leichenstacheln von Menschen.
  2. Besorge dir vier im Handel erhältliche Leichenstacheln von Schweinen.
  3. Identifizieren Sie die Wirbel T9-12 und T12-14 für die Wirbelsäule des Menschen bzw. des Schweins. Stellen Sie sicher, dass insgesamt sechzehn menschliche Wirbel und zwölf Schweinewirbel vorhanden sind.
  4. Präparieren Sie mit einer Knochensäge mit runder Spitze und einem Präparierskalpell die identifizierten Wirbel und entfernen Sie Weichgewebe, Muskelbänder und Bandscheiben.
  5. Führen Sie CT-Scans für jeden Wirbel mit den in Tabelle 2 aufgeführten Spezifikationen durch.
  6. Entfernen Sie mit Präparierwerkzeugen die hinteren Elemente der Wirbel (Dornfortsatz, Querfortsatz, Facettengelenke, Lamina und Pedikel), wobei Sie der Krümmung zwischen Stiel und Wirbelkörper folgen, so dass nur der Körper übrig bleibt (Ergänzende Abbildung 1).
  7. Polieren Sie die oberen und unteren Oberflächen jedes Wirbelkörpers, um eine ebene Oberfläche für die Kompression zu gewährleisten. Entfernen Sie Weichteilablagerungen und restliches Gewebe an den oberen und unteren Wirbelflächen mit einem Standardskalpell und einer Standardzange.
  8. Gewinnung von 15 und 12 kortikalen Kernen aus der oberen und unteren Facette der Wirbel für menschliche bzw. schweinische Exemplare. Entnehmen Sie mit einer oszillierenden Knochensäge einen kortikalen Kern, um eine 1 cm x 1 cm große Probe des kortikalen Knochens zu entfernen, und verwenden Sie ein Standardskalpell, um den verbleibenden spongiösen Knochen zu entfernen.
  9. Führen Sie einen Dichtetest an Proben durch, indem Sie jeden kortikalen Kern innerhalb eines volumengemessenen Rohrs wiegen, um die Skalierung zu bestimmen (Ergänzende Abbildung 2).
  10. Zur Vorbereitung auf Kompressionsexperimente erstellen Sie anhand der CT-Bilder eine 3D-gedruckte Kunststoff-Polymer-Führung des unteren Profils des Wirbelkörpers (Ergänzende Abbildung 3).
  11. Erstellen Sie mit einer Laserschneidmaschine vier Löcher, um die sagittale und koronale Ebene durch den Schwerpunkt zu definieren.

2. Erstellen eines 3D-Modellnetzes aus der Röntgenbildgebung (Ergänzende Abbildung 4)

  1. Öffnen Sie die MIMICS-Software (Bildverarbeitungssoftware).
  2. Importieren Sie die CT-Bilder, die Sie zuvor in Schritt 1.5 erhalten haben. Klicken Sie > Assistenten für neue Projekte auf Datei > DICOM-Datei importieren.
  3. Erstellen Sie einen neuen Schwellenwert, indem Sie auf der Registerkarte Masken die Option Neu auswählen, und wenden Sie die für Bone (CT) ausgewählten Standardeinstellungen an.
  4. Benennen Sie die neue Maske entsprechend um (z. B. Menschliche Wirbelsäule 1, T9).
  5. Klicken Sie auf Strg + Neue Maske auswählen, wählen Sie 3D-> Optimale Qualität berechnen > Berechnen aus. Das 3D-Modell wird im unteren rechten Quadranten angezeigt.
  6. Wählen Sie Datei > Exportieren > 3-matic > Wählen Sie 3D-Objekt aus, das die benannte Datei enthält.
  7. Wählen Sie Fixieren > Glätten > 3D-Objekt auswählen > Anwenden mit Glättungsfaktor 0,5.
  8. Wählen Sie Fix > Fix Wizard aus, > befolgen Sie die Anweisungen. Klicken Sie weiterhin auf Ratschläge befolgen , bis die Eingabeaufforderung # erkannt grün angezeigt wird. In diesem Schritt werden Kanten, Schalen und überlappende Dreiecke optimiert.
  9. Wählen Sie Entwurf > Analytischen Grundkörper erzeugen > Bezugsebene erzeugen.
  10. Wählen Sie Punkte aus, und wenden Sie die Punkte 1 bis 3 der Bezugsebene an . Die durchschnittlichen kranialen und kaudalen Flächen definierten die Querebene parallel zu den oberen und unteren Endplatten. Die Sagittalebene ist definiert als senkrecht zur Querebene und verläuft nach dem Dornfortsatz durch den Schwerpunkt von der vorderen zur hinteren Richtung der Wirbel.
  11. Ändern Sie in der linken Symbolleiste das Oberflächennetz von "Schattiert glätten " in "Mit Dreieckskanten gefüllt".
  12. Wählen Sie Neu vernetzen > Gleichmäßiges Netz > legen Sie die Kantenlänge des Dreiecks auf 1,0 mm fest > Anwenden.
  13. Wählen Sie Remesh > Create Volume Mesh > Apply aus.
  14. Retten*. INF-Datei.

3. Zuweisen von Materialeigenschaften zum Volumennetz (Ergänzende Abbildung 5)

  1. Exportieren Sie die Datei zurück in die Bildbearbeitungssoftware.
  2. Konvertieren Sie CT-Graustufenwerte in reale Dichtewerte, indem Sie die Mineralkalibrierung wie zuvor beschrieben verwenden, indem Sie die in Schritt 1.920,21 erhaltenen Dichtewerte verwenden.
    HINWEIS: Die resultierenden Werte für den Elastizitätsmodul (E), die Streckdehnung (εy) und den Poisson-Koeffizienten (ν) sind unten dargestellt. Der Young-Modul wird als Funktion der scheinbaren Dichte und des angenommenen Verhältnisses ρapp/ρAsche gleich 0,6 berechnet.
    figure-protocol-1
  3. Wählen Sie unter FEA die Option Materialzuweisung aus.
  4. Weisen Sie Werte für den Elastizitätsmodul, die Streckdehnung und den Poisson-Koeffizienten zu, wie oben bestimmt. Der minimale Graustufenwert begrenzt die Dichte auf 0,01 g/cm3 , um unerreichbare negative Dichtewerte zu vermeiden.
  5. Klicken Sie auf Exportieren > Abaqus > Datei auswählen> Kontrollkästchen > hinzufügen für Einzelne Ausgabedatei und Baugruppe erstellen , > wählen Sie OK aus.
  6. Öffnen Sie Abaqus CAE > Klicken Sie mit der rechten Maustaste > Eigenschaften > den Ordner Start .
  7. Klicken Sie mit der rechten Maustaste > Neu > Rich-Text-Format > Umbenennen und von .txt in .m konvertieren
  8. Öffnen Sie die neue Datei in MATLAB > Sie im Editor und weisen Sie das Nachertragsverhalten als perfekt plastisch zu, wie in der folgenden Gleichung beschrieben, mit Einschränkung (σ):
    figure-protocol-2
  9. Klicken Sie auf Ausführen , um die Funktion auszuführen.

4. Finite-Elemente-Analyse

  1. Wählen Sie Modul > Schritt > Erstellen > dynamischen, expliziten > fortfahren > OK.
  2. Wählen Sie Modul > Laden > Randbedingungsmanager > Schritt: Anfängliche > Verschiebung/Drehung > Fahren Sie fort.
  3. Wählen Sie die untergeordnete Begrenzung des Netzes aus, und wählen Sie Fertig aus.
  4. Wählen Sie Modul > Netz > Teil auswählen > Elementtyp zuweisen > Fertig > 3D-Spannung > wählen Sie Ja für Elementlöschung.
  5. Wählen Sie Modul > Load > Boundary Condition Manager > Erstellen Sie > Schritt-1 > stellen Sie sicher, dass die Kategorie Mechanisch > Fortfahren ist.
  6. Wählen Sie die obere Begrenzung des Netzes aus, und wählen Sie Fertig.
  7. Wählen Sie Modul > Wechselwirkung > Referenzpunkt aus> dem Netz zuweisen.
  8. Wählen Sie Abhängigkeits-Manager > Erstellen > Steifen Körper > Bindung aus, und wählen Sie die obere Begrenzung des Netzes > Referenzpunkt zuweisen > Fertig. Ermitteln Sie die Position des kontrollierten Punktes mit der Folgelasttechnik, bei der die Folgekraft tangential zur Krümmung der Wirbelsäule ist, und stellen Sie sicher, dass der kontrollierte Punkt bei 10 % der Breite des Wirbelkörpers entlang der Sagittalebene von der Schwerpunktprojektion von der oberen Platte aus liegt (Ergänzende Abbildung 6)22.
  9. Wählen Sie Modul > Last > Boundary Condition Manager aus > Erzeugen > Zuweisen von Lasten am Referenzpunkt.
  10. Wählen Sie unter Randbedingung bearbeiten die Option Amplitude erstellen > Fortfahren > weisen Sie eine Verschiebungsrate von 3 mm/min zu.
  11. Wählen Sie > Material-Manager die Eigenschaft Modul > aus > Erstellen Sie > Mechanical > Elasticity > Elastic > weisen Sie Eingabedaten zu (Tabelle 3).
  12. Wählen Sie Mechanisch > Plastizität > Kunststoff aus.
  13. Wählen Sie Module > Step > Field Output Requests Manager > Created > Failure/Fracture aus, > wählen Sie Compressive Damage und State/Field/User/Time > STATUS.
  14. Wählen Sie Modul > Job > Job Manager > Ergebnisse > Visualisierung > DAMAGE > Frame Selector aus > erhöhen Sie die Last mit dem Step Slider.
  15. Dokumentieren Sie die zuvor definierte Fehlerstelle.

5. Experimentelle Prüfung

  1. Konfigurieren Sie die obere Ladeplatte mit dem MTS-Anschluss, so dass eine freie Drehung von bis zu 5° möglich ist.
  2. Lege den Wirbelkörper auf die untere Kompressionsplatte.
  3. Zeichnen Sie die Silhouette des Wirbelkörpers nach, um sicherzustellen, dass der Belastungsschwerpunkt mit 10 % der Breite des Wirbelkörpers vom Schwerpunkt in sagittaler Richtung ausgerichtet ist.
  4. Platzieren Sie das untere Profil des Wirbelkörpers auf dem Umriss, orientiert an dem 3D-gedruckten Polymerstück, das in den Schritten 1.10 und 1.11 beschrieben ist.
  5. Richten Sie die Datenverfolgungsgeräte aus, um Bewegungsänderungen zu erfassen und den digitalen Marker auf der Ladeplatte zu befestigen.
  6. Erhalten Sie Fotos der Wirbelkörper vor der Kompression in allen Ansichten. Richten Sie das Videoaufnahmegerät aus.
  7. Mit der Maschine Materials Test Systems (MTS) wird eine axiale Last mit einer quasistatischen Verschiebungsrate von 3 mm/min aufgebracht, wobei das Versagen auf 1/3 der Wirbelhöhe eingestellt ist. Das MTS-Gerät gibt automatisch die Last (N) für jedes Experiment aus.
  8. Verwenden Sie die Koordinaten von drei digitalisierten Features auf dem Maßstab, um die Verschiebung von der Mittelpunktmarkierung aus zu berechnen.
  9. Verwenden Sie die Koordinaten von vier digitalisierten Punkten der sagittalen und koronalen Ebene, um die obere Oberfläche zu berechnen (Ergänzende Abbildung 7).
  10. Erhalten Sie Fotos von den Wirbelkörpern nach der Kompression in allen Ansichten.

6. Datenanalyse

  1. Das MTS erfasst die Last- und Dehnungswerte, um die Last-Verschiebungs-Kurve zu berechnen. Verwenden Sie sowohl bei der FEA als auch bei der experimentellen Kompression Steifigkeits- und Festigkeitswerte, um statistische Analysen durchzuführen.
    HINWEIS: Die Steifigkeit ist die Steigung in der linearen Bahn, und die Festigkeit ist der höchste Punkt der elastischen Reaktion. Schließlich wird das Versagensmuster definiert, indem ein Bruch entlang der Drucklast durch finite Elemente mit einer plastischen Dehnung ungleich Null identifiziert wird.
  2. Führen Sie alle statistischen Analysen mit geeigneter Datenanalysesoftware durch.

Zugriff eingeschränkt. Bitte melden Sie sich an oder starten Sie eine Testversion, um diesen Inhalt anzuzeigen.

Ergebnisse

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Von den 12 Schweinewirbeln sind die für alle Proben erhaltenen Last-Weg-Kurven in Abbildung 1 dargestellt, wobei alle experimentellen Datenkurven ähnliche Muster zeigten. Die Ergebnisse zeigen eine durchschnittliche Wirbelsteifigkeit und -festigkeit von 9,54 ±1,1 kN/mm (Bereich 6,73-13,63 kN/mm) und 10,2 ± 0,86 kN (Bereich 8,1-13 kN). Die Videoanalyse der experimentellen Druckversuche zeigte ein gemeinsames Versagensmuster bei allen Proben. Das Versagensbild bestand aus drei Bruchlinien. Die...

Zugriff eingeschränkt. Bitte melden Sie sich an oder starten Sie eine Testversion, um diesen Inhalt anzuzeigen.

Diskussion

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Während CT-abgeleitete FEA ein gut etabliertes Werkzeug zur Modellierung biomechanischen Verhaltens ist, wenden nur wenige Studien die mathematische Modellierung in Verbindung mit der physikalischen Validierung im Kontext von VCFs an. Diese Studie demonstriert ein genaues prädiktives mathematisches Modell der thorakolumbalen VCF, unterstützt durch eine experimentelle Kompression von Schweine- und menschlichen Leichenstacheln. Das Modell umfasst Festigkeit, Steifigkeit, Bruchmuster, Belas...

Zugriff eingeschränkt. Bitte melden Sie sich an oder starten Sie eine Testversion, um diesen Inhalt anzuzeigen.

Offenlegungen

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Die Autoren haben nichts offenzulegen und es bestehen keine Interessenkonflikte.

Danksagungen

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Die in dieser Veröffentlichung berichtete Forschung wurde von der Cocomo Foundation unterstützt.

Zugriff eingeschränkt. Bitte melden Sie sich an oder starten Sie eine Testversion, um diesen Inhalt anzuzeigen.

Materialien

Liste der in diesem Artikel verwendeten Materialien
NameUnternehmenKatalognummerKommentare
3-MATICMaterialisierung  v15.0 
Abaqus/CAESimulian/a
AnalysenwaageSigma AldrichOH30122634
Leichenstacheln von Schweinen Lokale Metzgerei, Chicago, IL
CT-MaschineSiemensSOMATOM Definition AS
Epredia  Shandon Knochensäge mit runder Spitze, Klinge: 8 Zoll x 2,5 Zoll (20,3 Zoll 6,4 cm), Standard, 11,5 Zoll (29,2 cm)Fischer Scientific40018
Fisherbrand  Feine Präzisionspinzette/Pinzette mit mittlerer SpitzeFischer Scientific12-000-157
Integra Miltex Sterile StandardskalpelleFischer Scientific12-460-451
Laserschneidmaschine/3D-DruckerFusion3F400HFR
Mimics Software Materialisev2.0
NDI Optotrak CertusNextGen ErgonomieCertus Produkte
Orthopädische KnochensägeOrthopädische KnochensägeBohrerOTS-1
SPSS Statistiken IBMv27
Saugfähige Unterlage mit wasserdichter Feuchtigkeitsbarriere, 58,4 x 61 cm, 410 mL, Blau, 200/csVWR INTERNATIONAL INC Artikel-Nr.: 56616-032

Referenzen

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,
  1. Wong, C. C., McGirt, M. J. Vertebral compression fractures: A review of current management and multimodal therapy. J Multidiscip Healthc. 6, 205-214 (2013).
  2. Alexandru, D., So, W. Evaluation and management of vertebral compression fractures. Perm J. 16 (4), 46(2012).
  3. Donnally, C. J., DiPompeo, C. M., Varacallo, M. Vertebral Compression Fractures. , StatPearls Publishing. Treasure Island, FL. (2023).
  4. Waterloo, S., et al. Prevalence of vertebral fractures in women and men in the population-based Tromsø Study. BMC Musculoskelet Disord. 13, 3(2012).
  5. Ji, M., Yu, Q. Primary osteoporosis in postmenopausal women. Chronic Dis Transl Med. 1 (1), 9-13 (2015).
  6. Ong, K. L., Beall, D. P., Frohbergh, M., Lau, E., Hirsch, J. A. Were VCF patients at higher risk of mortality following the 2009 publication of the vertebroplasty "sham" trials. Osteoporos Int. 29 (2), 375(2018).
  7. Yamauchi, K., et al. A risk factor associated with subsequent new vertebral compression fracture after conservative therapy for patients with vertebral compression fracture: a retrospective observational study. Arch Osteoporos. 15 (1), 9(2020).
  8. Chaudhary, S. B., Savage, J. W. Is cement augmentation a viable treatment option for an osteoporotic compression fracture. Clin Spine Surg. 31 (5), 185-187 (2018).
  9. Ender, S. A., Wetterau, E., Ender, M., Kühn, J. P., Merk, H. R., Kayser, R. Percutaneous stabilization system Osseofix® for treatment of osteoporotic vertebral compression fractures - Clinical and radiological results after 12 months. PLoS One. 8 (6), e0065119(2013).
  10. Mauch, J. T., Carr, C. M., Cloft, H., Diehn, F. E. Review of the imaging features of benign osteoporotic and malignant vertebral compression fractures. Am J Neuroradiol. 39 (9), 1584-1592 (2018).
  11. Szabó, B., Babuška, I. Finite Element Analysis: Method, Verification and Validation. , Second Edition, John Wiley & Sons Inc. (2021).
  12. Nakashima, D., et al. Finite element analysis of compression fractures at the thoracolumbar junction using models constructed from medical images. Exp Ther Med. 15 (4), 3225-3230 (2018).
  13. Zhao, W. T., Qin, D. P., Zhang, X. G., Wang, Z. P., Tong, Z. Biomechanical effects of different vertebral heights after augmentation of osteoporotic vertebral compression fracture: A three-dimensional finite element analysis. J Orthop Surg Res. 13 (1), 32(2018).
  14. Takano, H., Yonezawa, I., Todo, M., Hazli Mazlan, M., Sato, T., Kaneko, K. Biomechanical study of vertebral compression fracture using finite element analysis. J Appl Math Phys. 05 (04), 953-965 (2017).
  15. Guachi, R., Bini, F., Bici, M., Campana, F., Marinozzi, F. Finite element model set-up of colorectal tissue for analyzing surgical scenarios. Lecture Notes in Computational Vision and Biomechanics. 27, Springer. Cham. (2018).
  16. Lisiak-Myszke, M., Marciniak, D., Bieliński, M., Sobczak, H., Garbacewicz, Ł, Drogoszewska, B. Application of finite element analysis in oral and maxillofacial surgery-A literature review. Materials (Basel). 13 (14), 3063(2020).
  17. Chen, W. P., Tai, C. L., Shih, C. H., Hsieh, P. H., Leou, M. C., Lee, M. S. Selection of fixation devices in proximal femur rotational osteotomy: Clinical complications and finite element analysis. Clin Biomech. 19 (3), 255-262 (2004).
  18. Zuo, X. H., et al. Finite element analysis of wedge and biconcave deformity in four different height restoration after augmentation of osteoporotic vertebral compression fractures. J Orthop Surg Res. 16 (1), 138(2021).
  19. Wood, K. B., Li, W., Lebl, D. S., Ploumis, A. Management of thoracolumbar spine fractures. Spine J. 14 (1), 145-164 (2014).
  20. Silva, M. J., Keaveny, T. M., Hayes, W. C. Computed tomography-based finite element analysis predicts failure loads and fracture patterns for vertebral sections. J Orthop Res. 16 (3), 300-308 (1998).
  21. Giambini, H., Qin, X., Dragomir-Daescu, D., An, K. N., Nassr, A. Specimen-specific vertebral fracture modeling: a feasibility study using the extended finite element method. Med Biol Eng Comput. 54 (4), 583-593 (2016).
  22. Rohlmann, A., Neller, S., Claes, L., Bergmann, G., Wilke, H. J. Influence of a follower load on intradiscal pressure and intersegmental rotation of the lumbar spine. Spine (Phila Pa 1976). 26 (24), E557-E561 (2001).
  23. Guitteny, S., Lee, C. F., Amirouche, F. Experimentally validated finite element analysis of thoracic spine compression fractures in a porcine model. Bioengineering. 11 (1), 96(2024).
  24. Busscher, I., Ploegmakers, J. J. W., Verkerke, G. J., Veldhuizen, A. G. Comparative anatomical dimensions of the complete human and porcine spine. Eur Spine J. 19 (7), 1104(2010).
  25. Sheng, S. R., Wang, X. Y., Xu, H. Z., Zhu, G. Q., Zhou, Y. F. Anatomy of large animal spines and its comparison to the human spine: a systematic review. Eur Spine J. 19 (1), 46-56 (2010).
  26. Abbasi, H., Abbasi, A. Using porcine cadavers as an alternative to human cadavers for teaching minimally invasive spinal fusion: Proof of concept and anatomical comparison. Cureus. 11 (11), e6158(2019).
  27. Wilke, H. J., Geppert, J., Kienle, A. Biomechanical in vitro evaluation of the complete porcine spine in comparison with data of the human spine. Eur Spine J. 20 (11), 1859(2011).
  28. Busscher, I., Van Der Veen, A. J., Van Dieen, J. H., Kingma, I., Verkerke, G. J., Veldhuizen, A. G. In Vitro biomechanical characteristics of the spine: A comparison between human and porcine spinal segments. Spine (Phila Pa 1976). 35 (2), E35-E42 (2010).
  29. Nordberg, R. C., et al. Biochemical and biomechanical characterization of the cervical, thoracic, and lumbar facet joint cartilage in the Yucatan minipig. J Biomech. 142, 111238(2022).
  30. Hsieh, M. K., et al. Biomechanical evaluation of position and bicortical fixation of anterior lateral vertebral screws in a porcine model. Sci Rep. 13 (1), 454(2023).
  31. Shiba, K., Taneichi, H., Namikawa, T., Inami, S., Takeuchi, D., Nohara, Y. Osseointegration improves bone-implant interface of pedicle screws in the growing spine: a biomechanical and histological study using an in vivo immature porcine model. Eur Spine J. 26 (11), 2754-2762 (2017).
  32. Dai, H., et al. Biomechanical comparison between unilateral and bilateral percutaneous vertebroplasty for osteoporotic vertebral compression fractures: A finite element analysis. Front Bioeng Biotechnol. 10, 978917(2022).
  33. Ottardi, C., La Barbera, L., Pietrogrande, L., Villa, T. Vertebroplasty and kyphoplasty for the treatment of thoracic fractures in osteoporotic patients: A finite element comparative analysis. J Appl Biomater Funct Mater. 14 (2), e197-e204 (2016).
  34. Che, M., et al. Finite element analysis of a new type of spinal protection device for the prevention and treatment of osteoporotic vertebral compression fractures. Orthop Surg. 14 (3), 577-586 (2022).
  35. Imai, K. Analysis of vertebral bone strength, fracture pattern, and fracture location: A validation study using a computed tomography-based nonlinear finite element analysis. Aging Dis. 6 (3), 180(2015).
  36. McCall, T., Cole, C., Dailey, A. Vertebroplasty and kyphoplasty: A comparative review of efficacy and adverse events. Curr Rev Musculoskelet Med. 1 (1), 17-23 (2008).
  37. Presbítero, G., Gutiérrez, D., Lemus-Martínez, W. R., Vilchez, J. F., García, P., Arizmendi-Morquecho, A. Assessment of quality in osteoporotic human trabecular bone and its relationship to mechanical properties. Appl Sci. 11 (12), 5479(2021).
  38. Tamimi, I., et al. Composition and characteristics of trabecular bone in osteoporosis and osteoarthritis. Bone. 140, 115558(2020).
  39. Dall'Ara, E., et al. A nonlinear finite element model validation study based on a novel experimental technique for inducing anterior wedge-shape fractures in human vertebral bodies in vitro. J Biomech. 43 (12), 2374-2380 (2010).

Zugriff eingeschränkt. Bitte melden Sie sich an oder starten Sie eine Testversion, um diesen Inhalt anzuzeigen.

Nachdrucke und Genehmigungen

Genehmigung beantragen, um den Text oder die Abbildungen dieses JoVE-Artikels zu verwenden

Genehmigung beantragen

Schlagwörter

Vertebral Compression FractureAxial Spinal CompressionFinite Element AnalysisBiomechanical FailureComputed TomographyThree Dimensional ReconstructionVertebroplastyKyphoplastyPorcine Spine ModelOsteoporosis Biomechanics
Video demnächst verfügbar

Verwandte Artikel