מאמר שיטה

מודל מתמטי מתוקף בניסוי של דחיסת עמוד השדרה הצירית כדי להמחיש שבר דחיסת חוליות

DOI:

10.3791/65474

⸱

12 באוגוסט 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

במאמר זה

סיכום

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

כאן, אנו מספקים מודל חיזוי של VCFs לתמיכה בהתערבות כירורגית. דפוסי שבר ביומכניים של חוליות גופות אנושיות וחזיריות תחת עומס דחיסה שימשו לאימות מודל FEA, המספקים משאב להדמיה טובה יותר של שבר חולייתי ותמיכה בשימוש בדגימות חזיר בחקר עמוד השדרה.

תקציר

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

מודל ניתוח האלמנטים הסופיים (FEA) שנקבע במחקר זה חוזה את ההתנהגות המכנית של גוף חוליה תחת עומס דחיסה טהור. ארבעה קוצים אנושיים וארבעה קוצים חזיריים שימשו באזור שבין T9-T12 (אדם) ו-T12-T14 (חזיר) כדי להפיק נתוני כשל ביומכני בדחיסה צירית טהורה. על ידי יישום הנתונים מניסויי ריסוק צירי אלה ושילובם עם שחזורים תלת מימדיים (תלת מימדיים) של חוליות הנגזרות מטומוגרפיה ממוחשבת (CT), מודל חדש זה חוזה מתמטית את התנהגות עמוד השדרה בשברי דחיסה של חוליות (VCFs). לפיתוח מודל מתמטי מדויק יש פוטנציאל לסייע בהתערבות כירורגית של VCFs במהלך ניתוח חוליות, קיפופלסטיקה וטכניקות נוספות פוטנציאליות על ידי ייצוג מדויק של התנהגות ביומכנית. ניתן להתאים אותו למקרי אוסטאופורוזיס, איחוי וביומכניקה של שתלים כדי לשפר את הדיוק הכירורגי. הבנת דפוס השבר החולייתי חיונית בתכנון מוקדם של הניתוח והבנת סיכונים קודמים ועתידיים. השיטה המוצגת עשויה לשמש כמשאב נוסף למחקר וטיפול ב-VCF ותומכת עוד יותר בשימוש בדגימות חזיר בחקר עמוד השדרה.

מבוא

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

שברי דחיסת חוליות (VCFs) הם כשלים ביומכניים של גוף החוליה הקדמית בתגובה לעומס דחיסה צירי 1,2. ישנם 1-1.5 מיליון חולים החווים VCF בארה"ב מדי שנה, עם גורמי סיכון בולטים כולל אוסטאופורוזיס, גיל מתקדם ומין נשי 3,4,5. חולים עם VCFs יכולים לחוות כאב, נכות, שינוי בתפקוד הריאות או הנשימה, שבר חולייתי משני וסיכון מוגבר לתמותה 6,7. הניהול הקליני המועדף כולל פיזיותרפיה, שיקום וטיפול בכאב1. התערבות כירורגית לטיפול ב-VCF כוללת ניתוח חוליות וקיפופלסטיקה, מערכת הפחתת שברים בעמוד השדרה Osseo-Fix, חיזוק פנימי והפחתת לחץ וייצוב קדמי ואחורי 2,8,9. אבחון קליני של VCF עשוי לכלול הדמיית תהודה מגנטית (MRI), CT, טומוגרפיה של פליטת פוזיטרונים (PET) וטומוגרפיה ממוחשבת של פליטת פוטון יחיד (SPECT)10 - עם זאת, הדמיה וסימולציה נוספת של שבר חולייתי עשויות לעקוף את המגבלות של שיטות הדמיה אלה. מאמר זה נועד להתוות שיטת אלמנטים סופיים של VCF, המאומתת על ידי ניסויי דחיסה פיזיקליים, המאפשרת מידול והדמיה מדויקים של ביומכניקת השבר.

ניתוח אלמנטים סופיים (FEA) היא שיטה הנדסית בשימוש נרחב כדי לדמות ולחזות מתמטית את תגובת האובייקט לתנאים פיזיקליים11. בעוד שמחקרים רבים של VCF משתמשים ב-FEA 12,13,14, רבים מהמחקרים הללו כוללים מודלים שמקורם ב-CT מחולים חיים ויפיקו תועלת מאימות זה לצד זה של תגובת החוליה בשבר דחיסה פיזי בפועל. מחקר זה מתאר לא רק את תהליך ה-FEA אלא גם את הפרוטוקול לסימולציה פיזית של שבר דחיסה צירי.

FEA שימש בתכנון מוקדם כירורגי במגוון מסגרות קליניות, כולל תיקון המעי הגס, פרוצדורות פה ולסתות ושחזור אורטופדי 15,16,17. FEA מספק שחזור תלת מימדי וירטואלי של אתר או איבר, שעשוי להקל על הבנה אנטומית של הצרכים הכירורגיים הייחודיים של המטופל. מודל אלמנטים סופיים יכול לשחזר את הגודל, הצורה, הכיוון וההתנהגות של אובייקט פיזי בתגובה לעומסים או לחצים חיצוניים, דבר שימושי באופטימיזציה של טכניקות כירורגיות.

מחקר זה נועד לתאר מודל נוסף זה כדי לסייע באופטימיזציה של ההדמיה של VCF, מה שעשוי להגדיל את הטיפול על ידי vertebroplasty וקיפופלסטיקה בבלון. השיטה המתוארת עשויה להועיל בסטנדרטיזציה של המחקר המבוצע בניסויי שבר ביומכניים ומציעה יתרונות על פני פרוטוקולים מסורתיים הקשורים לעלות, זמן ובחירת דגימה. שיטה זו מספקת גם תמיכה במודלים מתמטיים שנבנו בעבר של שברי דחיסה שהשתמשו בהדמיה רפואית וניתוח אלמנטים סופיים 12,13,14,18. הדמיה משלימה של מורפולוגיה של VCF יכולה לספק כלי לייעול הטיפול. מחקר זה מציע מודל מתמטי המנבא VCF תחת עומס דחיסה צירי, הנתמך על ידי בדיקות ניסיוניות פיזיקליות, בדגימות אנושיות וחזיריות.

הגישה מוגבלת. התחברו או התחילו תקופת ניסיון כדי לצפות בתוכן זה.

פרוטוקול

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

כל הניסויים בוצעו בהתאם לאתיקה הרלוונטית של מחקר בבני אדם והנחיות לטיפול בבעלי חיים במכללה לרפואה של אוניברסיטת אילינוי.

1. הכנת מדגם

הערה: VCFs מתוארים בהרחבה עבור אזור בית החזה, מכיוון שרוב שברי דחיסת הטריז מתרחשים באזור אמצע בית החזה19. מסיבה זו, חוליות בית החזה T9-T12 מבני אדם ו-T12-14 מחזיר שימשו לניסויים אלה (טבלה 1).

  1. השג ארבעה קוצים אנושיים של גופות.
  2. השג ארבעה קוצים חזיריים זמינים מסחרית.
  3. זהה חוליות T9-12 ו-T12-14 עבור עמוד השדרה האנושי והחזירי, בהתאמה. ודא שיש בסך הכל שש עשרה חוליות אנושיות ושתים עשרה חוליות חזיר.
  4. בעזרת מסור עצם עגול ואזמל דיסקציה, נתחו את החוליות שזוהו והסירו רקמות רכות, רצועות שרירים ודיסקים בין חולייתיים.
  5. בצע סריקות CT עבור כל חוליה בעמוד השדרה עם המפרט המפורט בטבלה 2.
  6. בעזרת כלי דיסקציה, הסר אלמנטים אחוריים של החוליות (תהליך קוצני, תהליך רוחבי, מפרקי פאן, למינה ופדיקל), בעקבות העקמומיות בין הפדיקל לגוף החוליה, כך שרק הגוף נשאר (איור משלים 1).
  7. יש ללטש את המשטחים העליונים והנחותים של כל גוף חוליה כדי להבטיח משטח מישורי לדחיסה. הסר פסולת רקמות רכות ורקמות שנותרו על המשטחים העליונים והתחתונים של החוליות בעזרת אזמל ומלקחיים סטנדרטיים.
  8. השג 15 ו -12 ליבות קליפת המוח מההיבטים העליונים והתחתונים של החוליות עבור דגימות אנושיות וחזיריות, בהתאמה. השג ליבות קליפת המוח באמצעות מסור עצם מתנודד כדי להסיר דגימה בגודל 1 ס"מ על 1 ס"מ של עצם קליפת המוח והשתמש באזמל רגיל כדי להסיר את העצם המבטלת שנותרה.
  9. בצע בדיקת צפיפות על דגימות על ידי שקילת כל ליבה קליפת המוח בתוך צינור שנמדד בנפח כדי לקבוע קנה מידה (איור משלים 2).
  10. כהכנה לניסויי דחיסה, השתמשו בתמונות ה-CT כדי ליצור מוביל פולימרי פלסטי מודפס בתלת-ממד של הפרופיל התחתון של גוף החוליה (איור משלים 3).
  11. בעזרת מכונת חיתוך לייזר, צור ארבעה חורים להגדרת מישורים סגיטליים ועטרתיים דרך מרכז המסה.

2. יצירת רשת מודל תלת מימד מהדמיה רדיוגרפית (איור משלים 4)

  1. פתח את תוכנת MIMICS (תוכנת עיבוד תמונה).
  2. ייבא את תמונות ה-CT שהושגו בעבר בשלב 1.5. לחץ על אשף קובץ > פרוייקט חדש > ייבוא קובץ DICOM.
  3. צור סף חדש על-ידי בחירה באפשרות חדש תחת הכרטיסיה מסיכות והחל את הגדרות ברירת המחדל שנבחרו עבור עצם (CT).
  4. שנה את שם המסכה החדשה בהתאם (למשל, עמוד השדרה האנושי 1, T9).
  5. לחץ על Control + בחר את המסיכה החדשה, בחר חשב תלת-ממד > איכות אופטימלית > חישוב. המודל התלת-ממדי יופיע ברביע הימני התחתון.
  6. בחרו File > Export > 3-matic > Select 3D Object, המכיל את הקובץ בעל השם.
  7. בחר Fix > Smooth > בחר אובייקט תלת-ממדי > Apply ב - Smooth Factor 0.5.
  8. בחר אשף התיקון > התיקון > פעל לפי העצה. המשך ללחוץ על עקוב אחר העצה עד שההנחיה # זוהתה תופיע בירוק. שלב זה מייעל קצוות, קונכיות ומשולשים חופפים.
  9. בחר Design > Create Analytical Primitive > Create Datum Plane.
  10. בחר נקודות והחל על נקודות 1-3 של מישור הנתון. משטחי הגולגולת והזנב הממוצעים הגדירו את המישור הרוחבי במקביל ללוחות הקצה העליונים והתחתונים. המישור הסגיטלי מוגדר כמאונך למישור הרוחבי, העובר דרך מרכז המסה מהכיוון הקדמי לאחורי של החוליות בעקבות התהליך הקוצני.
  11. בסרגל הכלים השמאלי, שנה את רשת השינוי של פני השטח מ-Smooth Shaded ל-Filled with Triangle Edges.
  12. בחר Remesh > Uniform Remesh > הגדר את אורך קצה המשולש ל-1.0 מ"מ > להחיל.
  13. בחר Remesh > Create Volume Mesh > Apply.
  14. שמר*. INP.

3. הקצאת תכונות חומר לרשת הנפח (איור משלים 5)

  1. ייצא את הקובץ בחזרה לתוכנת עיבוד התמונה.
  2. המר ערכי גווני אפור CT לערכי צפיפות אמיתית באמצעות כיול מינרלים כפי שתואר קודם לכן, באמצעות ערכי צפיפות שהתקבלו בשלב 1.920,21.
    הערה: הערכים המתקבלים עבור מודול יאנג (E), מתח התשואה (εy) ומקדם פואסון (ν) מוצגים להלן. מודול יאנג מחושב כפונקציה של הצפיפות הנראית והיחס המשוער ρapp/ρאפר השווה ל-0.6.
    figure-protocol-1
  3. תחת FEA, בחר הקצאת חומרים.
  4. הקצה ערכים עבור מודול יאנג, מתח התשואה ומקדם פואסון כפי שנקבע לעיל. ערך גווני האפור המזערי מגביל את הצפיפות ל- 0.01 גרם/ס"מ3 כדי למנוע ערכי צפיפות שליליים שאינם ניתנים להשגה.
  5. לחץ על ייצוא > Abaqus > בחר קובץ> תיבות הסימון הוסף > עבור קובץ פלט בודד וצור הרכבה > בחר אישור.
  6. פתח את Abaqus CAE > לחץ באמצעות לחצן העכבר הימני על > מאפיינים > תיקיית התחל .
  7. לחץ באמצעות לחצן העכבר הימני > New > Rich Text Format > שנה שם והמר מ- .txt ל- .m
  8. פתח את הקובץ החדש ב-MATLAB > בעורך, הקצה התנהגות לאחר התפוקה כפלסטית לחלוטין, כמתואר במשוואה הבאה, עם אילוץ (σ):
    figure-protocol-2
  9. לחץ על הפעל כדי לבצע את הפונקציה.

4. ניתוח אלמנטים סופיים

  1. בחר מודול > שלב > צור > דינאמי ומפורש > המשך > בסדר.
  2. בחר מודול > טען > מנהל תנאי הגבול > שלב: תזוזה/סיבוב ראשוני של > > המשך.
  3. בחר את הגבול התחתון של הרשת ובחר סיום.
  4. בחר מודול > רשת שינוי > בחר חלק > הקצה סוג רכיב > בוצע > מתח תלת-ממדי > בחר כן למחיקת רכיב.
  5. בחר מודול > טען > מנהל מצב הגבול > צור > שלב 1 > ודא שהקטגוריה היא מכני > המשך.
  6. בחרו את הגבול העליון של רשת השינוי ובחרו 'סיום'.
  7. בחר מודול > אינטראקציה > נקודת התייחסות > הקצה לרשת.
  8. בחר Constraint Manager > Create > Rigid Body > Tie ובחר גבול עליון של רשת השינוי > הקצה נקודת התייחסות > בוצע. מצא את מיקום הנקודה המבוקרת באמצעות טכניקת עומס העוקב, כאשר עומס העוקב משיק לעקומת עמוד השדרה, ומבטיח שהנקודה המבוקרת ממוקמת ב-10% מרוחב גוף החוליה לאורך המישור הסגיטלי ממרכז הקרנת המסה מהלוח העליון (איור משלים 6)22.
  9. בחר מודול > טען > מנהל תנאי גבול > צור > הקצה עומס בנקודת ההתייחסות.
  10. בתוך Edit Boundary Condition, בחר Create Amplitude > Continue > הקצה קצב תזוזה של 3 מ"מ לדקה.
  11. בחר מאפיין מודול > > מנהל החומרים > צור > גמישות > מכנית > אלסטי > הקצאת נתוני קלט (טבלה 3).
  12. בחר פלסטיות > מכנית > פלסטיק.
  13. בחר מודול > שלב > מנהל בקשות פלט שדה > נוצר > כשל/שבר > בחר נזק דחיסה ומצב/שדה/משתמש/זמן > מצב.
  14. בחר מודול > עבודה > מנהל עבודות > תוצאות > תצוגה חזותית > DAMAGE > בורר מסגרות > להגדיל את העומס באמצעות מחוון השלבים.
  15. תעד את נקודת הכשל שהוגדרה קודם לכן.

5. ניסויים

  1. הגדר את לוחית הטעינה העליונה למחבר MTS, המאפשר סיבוב חופשי של עד 5°.
  2. הנח את גוף החוליה על צלחת הדחיסה התחתונה.
  3. עקוב אחר הצללית של גוף החוליה כדי להבטיח שמרכז העומס מיושר עם 10% מרוחב גוף החוליה ממרכז המסה בכיוון הסגיטלי.
  4. הנח את הפרופיל התחתון של גוף החוליה על קווי המתאר, מכוון על ידי פיסת הפולימר המודפסת בתלת מימד המתוארת בשלבים 1.10 ו-1.11.
  5. כוון את ציוד מעקב הנתונים כדי ללכוד שינויי תנועה ולתקן את הסמן הדיגיטלי על לוחית הטעינה.
  6. השג תמונות טרום דחיסה של גופי החוליות בכל התצוגות. כוון את מכשיר לכידת הווידאו.
  7. באמצעות מכונת מערכות בדיקת החומרים (MTS), הפעל עומס צירי של קצב תזוזה קוואזיסטטי של 3 מ"מ לדקה, כאשר הכשל מוגדר כ-1/3 מגובה החוליה. מכונת MTS מוציאה אוטומטית את העומס (N) עבור כל ניסוי.
  8. השתמש בקואורדינטות של שלוש תכונות דיגיטליות בסולם כדי לחשב את התזוזה מהסמן המרכזי.
  9. השתמש בקואורדינטות של ארבע נקודות דיגיטליות של המישור הסגיטלי והעטרה כדי לחשב את המשטח העליון (איור משלים 7).
  10. השג תמונות לאחר דחיסה של גופי החוליות בכל התצוגות.

6. ניתוח נתונים

  1. ה-MTS אוסף את ערכי העומס וההארכה כדי לחשב את עקומת עקירת העומס. הן מ-FEA והן מדחיסה ניסיונית, השתמש בערכי קשיחות וחוזק לביצוע ניתוח סטטיסטי.
    הערה: קשיחות היא השיפוע במסלולו הליניארי, וחוזק הוא הנקודה הגבוהה ביותר של תגובה אלסטית. לבסוף, דפוס הכשל מוגדר על ידי זיהוי כל שבר לאורך עומס הדחיסה מאלמנטים סופיים עם מתח פלסטי שאינו אפס.
  2. לבצע את כל הניתוחים הסטטיסטיים באמצעות תוכנת ניתוח נתונים מתאימה.

הגישה מוגבלת. התחברו או התחילו תקופת ניסיון כדי לצפות בתוכן זה.

תוצאות

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

מתוך 12 חוליות החזיר, עקומות העומס-תזוזה המתקבלות עבור כל הדגימות מתוארות באיור 1, שם כל עקומות הנתונים הניסיוניות הראו דפוסים דומים. התוצאות מראות נוקשות וחוזק ממוצע של 9.54 ±1.1 קילו-ניוטון/מ"מ (טווח 6.73-13.63 קילו-ניוטון/מ"מ) ו-10.2 ±-0.86 קילו-ניוטון (טווח 8.1-13 קילו-ניוטון). ניתוח וידאו של מבחני הדחיסה הניסיוניים הראה דפוס כשל נפוץ בין דגימות. דפוס הכשל כלל שלושה קווי שבר. שני קווי השבר הראשונים הופיעו במשטח האחורי של הגוף, שם הכשל התפשט אנכית מלמעלה ללוחית הקצה התחתונה. קו השבר השליש...

הגישה מוגבלת. התחברו או התחילו תקופת ניסיון כדי לצפות בתוכן זה.

דיון

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

בעוד ש-FEA שמקורו ב-CT הוא כלי מבוסס היטב למידול התנהגות ביומכנית, מעט מחקרים מיישמים מודלים מתמטיים בשילוב עם אימות פיזיקלי בהקשר של VCFs. מחקר זה מדגים מודל מתמטי חיזוי מדויק של VCF בית החזה, הנתמך על ידי דחיסה ניסיונית של עמודי שדרה חזיריים וגופות אנושיות. המודל משלב חוזק, נוקשות, דפוס שבר, מכניקת עומס ותכונות חומר כדי לחזות מתמטית את תגובת החוליות לעומס צירי. הדמיון המורפולוגי בין החזיר לעמוד השדרה האנושי מבוסס היטב ומניע את השימוש בדגימות חזיר כמודל השוואתי 24,25,26,27.

הגישה מוגבלת. התחברו או התחילו תקופת ניסיון כדי לצפות בתוכן זה.

גילויים

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

למחברים אין מה לחשוף, ואין ניגודי אינטרסים.

תודות

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

המחקר המדווח בפרסום זה נתמך על ידי קרן קוקומו.

הגישה מוגבלת. התחברו או התחילו תקופת ניסיון כדי לצפות בתוכן זה.

חומרים

רשימת החומרים שנעשה בהם שימוש במאמר זה
שםחברהמספר קטלוגהערות
3-MATICמתממש  v15.0 
Abaqus/CAESimulian/a
איזון אנליטיSigma AldrichOH30122634
קוצים חזיריים של גופות אטליז מקומי, שיקגו,
IL מכונת CTסימנסSOMATOM הגדרה
  מסור עצם קצה עגול של שנדון, להב: 8 אינץ'. x 2.5 אינץ' (20.3 אינץ' 6.4 ס"מ), סטנדרטי, 11.5 אינץ' (29.2 ס"מ)פישר סיינטיפיק40018
פישרברנד  פינצטה/מלקחיים דיוק בינוני משובחפישר סיינטיפיק12-000-157
אינטגרה Miltex  אזמל סטנדרטי סטריליFischer Scientific12-460-451
מכונת חיתוך לייזר/מדפסת תלת מימדFusion3F400HFR
Mimics Software Materialisev2.0
NDI Optotrak CertusNextGen ארגונומיהCertus מוצרים
מסור עצםאורטופדי אורטופדימקדחותOTS-1
SPSS סטטיסטיקה רפידותv27
עם מחסום לחות עמיד למים, 58.4 x 61 ס"מ, 410 מ"ל, כחול, 200/csVWR INTERNATIONAL INC 56616-032
כ-Epredia תחתונות סופגות IBM

מקורות

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

הגישה מוגבלת. התחברו או התחילו תקופת ניסיון כדי לצפות בתוכן זה.

הדפסות חוזרות והרשאות

בקש הרשאה לשימוש חוזר בטקסט או באיורים של מאמר JoVE זה

בקש הרשאה

תגיות

Vertebral Compression FractureAxial Spinal CompressionFinite Element AnalysisBiomechanical FailureComputed TomographyThree Dimensional ReconstructionVertebroplastyKyphoplastyPorcine Spine ModelOsteoporosis Biomechanics
הסרטון יגיע בקרוב

מאמרים קשורים