Articolo metodologico

Un modello matematico convalidato sperimentalmente della compressione spinale assiale per visualizzare la frattura da compressione vertebrale

DOI:

10.3791/65474

⸱

12 agosto 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 questo articolo

Sommario

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

Qui, forniamo un modello predittivo delle VCF per supportare l'intervento chirurgico. Per verificare un modello FEA sono stati utilizzati modelli di frattura biomeccanica di vertebre umane e suine da cadavere sotto carico di compressione, fornendo una risorsa per una migliore visualizzazione della frattura vertebrale e supportando l'utilizzo di campioni suini nella ricerca sulla colonna vertebrale.

Abstract

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

Il modello di analisi degli elementi finiti (FEA) stabilito in questo studio prevede il comportamento meccanico di un corpo vertebrale sotto carico di compressione pura. Nella regione sono state utilizzate quattro spine da cadavere umane e quattro suine da T9-T12 (umano) e T12-T14 (suino) per ricavare dati di guasto biomeccanico sotto compressione assiale pura. Implementando i dati di questi esperimenti di schiacciamento assiale e combinandoli con ricostruzioni tridimensionali (3D) derivate dalla tomografia computerizzata (TC) delle vertebre, questo nuovo modello prevede matematicamente il comportamento della colonna vertebrale nelle fratture vertebrali da compressione (VCF). Lo sviluppo di un modello matematico accurato ha il potenziale per aiutare l'intervento chirurgico delle VCF durante la vertebroplastica, la cifoplastica e potenzialmente altre tecniche rappresentando accuratamente il comportamento biomeccanico. Può essere adattato per casi di osteoporosi, fusione e biomeccanica implantare per migliorare l'accuratezza chirurgica. Comprendere il modello di frattura vertebrale è essenziale nella pre-pianificazione chirurgica e nella comprensione dei rischi precedenti e futuri. Il metodo presentato può servire come risorsa aggiuntiva per lo studio e il trattamento della VCF e supporta ulteriormente l'uso di campioni suini nella ricerca sulla colonna vertebrale.

Introduzione

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

Le fratture vertebrali da compressione (VCF) sono cedimenti biomeccanici del corpo vertebrale anteriore in risposta a un carico di compressione assiale 1,2. Ci sono 1-1,5 milioni di pazienti che sperimentano VCF negli Stati Uniti ogni anno, con notevoli fattori di rischio tra cui osteoporosi, età avanzata e sesso femminile 3,4,5. I pazienti con VCF possono manifestare dolore, disabilità, alterazione della funzione polmonare o respiratoria, frattura vertebrale secondaria e aumento del rischio di mortalità 6,7. La gestione clinica preferita comprende la terapia fisica, la riabilitazione e la gestione del dolore1. L'intervento chirurgico per il trattamento VCF comprende la vertebroplastica e la cifoplastica, il sistema di riduzione delle fratture spinali Osseo-Fix, il tutore interno e la decompressione e stabilizzazione anteriore e posteriore 2,8,9. La diagnosi clinica della VCF può comportare la risonanza magnetica per immagini (MRI), la TC, la tomografia a emissione di positroni (PET) e la tomografia computerizzata a emissione di fotoni singoli (SPECT)10, tuttavia, un'ulteriore visualizzazione e simulazione della frattura vertebrale può eludere i limiti di queste modalità di imaging. Questo articolo si propone di delineare un metodo agli elementi finiti di VCF, convalidato da esperimenti di compressione fisica, che consente una modellazione e una visualizzazione accurate della biomeccanica della frattura.

L'analisi agli elementi finiti (FEA) è un metodo ingegneristico ampiamente utilizzato per simulare e prevedere matematicamente la risposta di un oggetto alle condizioni fisiche11. Sebbene numerosi studi sulla VCF utilizzino FEA 12,13,14, molti di questi studi includono modelli derivati dalla TC da pazienti viventi e trarrebbero vantaggio da una convalida fianco a fianco della risposta della vertebra nella frattura da compressione fisica effettiva. Questo studio delinea non solo il processo FEA, ma anche il protocollo per la simulazione fisica della frattura da compressione assiale.

La FEA è stata utilizzata nella pre-pianificazione chirurgica in una varietà di contesti clinici, tra cui la riparazione colorettale, le procedure orali e maxillo-facciali e la ricostruzione ortopedica 15,16,17. La FEA fornisce una ricreazione virtuale in 3D di un sito o di un organo, che può facilitare la comprensione anatomica delle esigenze chirurgiche uniche di un paziente. Un modello a elementi finiti può ricreare le dimensioni, la forma, l'orientamento e il comportamento di un oggetto fisico in risposta a carichi o pressioni esterne, il che è utile per ottimizzare le tecniche chirurgiche.

Questo studio mira a descrivere questo modello aggiuntivo per aiutare a ottimizzare la visualizzazione della VCF, che può aumentare il trattamento mediante vertebroplastica e cifoplastica con palloncino. Il metodo descritto può essere utile per standardizzare la ricerca eseguita negli esperimenti di frattura biomeccanica e offre vantaggi rispetto ai protocolli tradizionali in termini di costi, tempi e selezione del campione. Questo metodo fornisce anche supporto per modelli matematici precedentemente costruiti di fratture da compressione che utilizzavano l'imaging medico e l'analisi agli elementi finiti 12,13,14,18. La visualizzazione supplementare della morfologia VCF può fornire uno strumento per ottimizzare il trattamento. Questo studio propone un modello matematico che prevede la VCF sotto carico di compressione assiale, supportato da test sperimentali fisici, in campioni umani e suini.

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Protocollo

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

Tutti gli esperimenti sono stati eseguiti in conformità con l'etica della ricerca umana e le linee guida per la cura degli animali presso il College of Medicine dell'Università dell'Illinois.

1. Preparazione del campione

NOTA: Le VCF sono ampiamente descritte per la regione toracolombare, poiché la maggior parte delle fratture da compressione a cuneo si verifica nell'area medio-toracica19. Per questo motivo, per questi esperimenti sono state utilizzate vertebre toraciche T9-T12 dall'uomo e T12-14 dai suini (Tabella 1).

  1. Ottieni quattro spine umane cadaveriche.
  2. Ottieni quattro spine suine da cadavere disponibili in commercio.
  3. Identificare le vertebre T9-12 e T12-14 rispettivamente per le spine umane e suine. Assicurarsi che ci siano un totale di sedici vertebre umane e dodici vertebre suine.
  4. Utilizzando una sega ossea a punta tonda e un bisturi da dissezione, sezionare le vertebre identificate e rimuovere i tessuti molli, i legamenti muscolari e i dischi intervertebrali.
  5. Eseguire scansioni TC per ciascuna vertebra spinale con le specifiche elencate nella Tabella 2.
  6. Utilizzando strumenti di dissezione, rimuovere gli elementi posteriori delle vertebre (processo spinoso, processo trasverso, faccette articolari, lamina e peduncoli), seguendo la curvatura tra il peduncolo e il corpo vertebrale, in modo tale che rimanga solo il corpo (Figura supplementare 1).
  7. Lucidare le superfici superiore e inferiore di ciascun corpo vertebrale per garantire una superficie planare per la compressione. Rimuovere i detriti dei tessuti molli e il tessuto rimanente sulle superfici vertebrali superiori e inferiori con un bisturi e una pinza standard.
  8. Ottenere 15 e 12 nuclei corticali dalle faccette superiore e inferiore delle vertebre rispettivamente per campioni umani e suini. Ottenere nuclei corticali utilizzando una sega per ossa oscillante per rimuovere un campione di 1 cm x 1 cm di osso corticale e utilizzare un bisturi standard per rimuovere l'osso spongioso rimanente.
  9. Eseguire il test di densità sui campioni pesando ciascun nucleo corticale all'interno di un tubo misurato in volume per determinare le incrostazioni (Figura 2 supplementare).
  10. In preparazione per gli esperimenti di compressione, utilizzare le immagini TC per creare una guida in polimero plastico stampata in 3D del profilo inferiore del corpo vertebrale (Figura 3 supplementare).
  11. Utilizzando una macchina da taglio laser, crea quattro fori per definire i piani sagittale e coronale attraverso il centro di massa.

2. Creazione di una mesh di modello 3D da imaging radiografico (Figura 4 supplementare)

  1. Aprire il software MIMICS (software di elaborazione delle immagini).
  2. Importare le immagini CT precedentemente ottenute nel passaggio 1.5. Fare clic su File > Creazione guidata nuovo progetto > Importa file DICOM.
  3. Creare una nuova soglia selezionando Nuovo nella scheda Maschere e applicare le impostazioni predefinite selezionate per Osso (CT).
  4. Rinomina la nuova maschera in modo appropriato (ad esempio, Human Spine 1, T9).
  5. Fare clic su Ctrl + Seleziona la nuova maschera, selezionare Calcola 3D > Qualità ottimale > Calcola. Il modello 3D apparirà nel quadrante in basso a destra.
  6. Selezionare File > Esporta > 3-matic > Selezionare Oggetto 3D, che contiene il file con nome.
  7. Selezionare Correggi > leviga > selezionare l'oggetto 3D > applica a fattore di levigatura 0,5.
  8. Seleziona Correzione > Correzione guidata > segui i consigli. Continuare a fare clic su Segui consigli finché il messaggio # rilevato non viene visualizzato in verde. Questo passaggio ottimizza gli spigoli, gli svuotamenti e i triangoli sovrapposti.
  9. Selezionare Design > Crea primitiva analitica > Crea piano di Riferimento.
  10. Selezionate i punti e applicate i punti da 1 a 3 del piano di Riferimento. Le superfici craniche e caudali medie definivano il piano trasversale parallelo alle placche terminali superiore e inferiore. Il piano sagittale è definito come perpendicolare al piano trasverso, passando per il centro di massa dalla direzione anteriore a quella posteriore delle vertebre seguendo il processo spinoso.
  11. Nella barra degli strumenti a sinistra, modificare la mesh della superficie da Ombreggiata liscia a Riempita con bordi triangolari.
  12. Selezionare Remesh > Uniform Remesh > impostare la lunghezza del bordo del triangolo su 1,0 mm > Applica.
  13. Selezionare Remesh > Crea mesh volume > Applica.
  14. Salvare*. file INP.

3. Assegnazione delle proprietà del materiale alla mesh del volume (Figura 5 supplementare)

  1. Esporta nuovamente il file nel software di elaborazione delle immagini.
  2. Converti i valori della scala di grigi CT in valori di densità reali utilizzando la calibrazione dei minerali come descritto in precedenza, utilizzando i valori di densità ottenuti al passaggio 1.920,21.
    NOTA: Di seguito sono riportati i valori risultanti per il modulo di Young (E), la deformazione di snervamento (εy) e il coefficiente di Poisson (ν). Il modulo di Young è calcolato in funzione della densità apparente e del rapporto supposto ρapp/ρcenere pari a 0,6.
    figure-protocol-1
  3. In FEA, selezionare Assegnazione materiale.
  4. Assegnare i valori per il modulo di Young, la deformazione di snervamento e il coefficiente di Poisson come determinato sopra. Il valore minimo della scala di grigi limita la densità a 0,01 g/cm3 per evitare valori di densità negativi non ottenibili.
  5. Fare clic su Esporta > Abaqus > Seleziona file> Aggiungi > caselle di controllo per File di output singolo e Crea assieme > selezionare OK.
  6. Apri Abaqus CAE > fai clic con il pulsante destro del mouse > Proprietà > cartella Start .
  7. Fare clic con il pulsante destro del mouse > Nuovo formato > Rich Text > Rinominare e convertire da .txt a .m
  8. Apri il nuovo file in MATLAB > nell'Editor, assegna il comportamento post-snervamento come perfettamente plastico, come descritto dalla seguente equazione, con vincolo (σ):
    figure-protocol-2
  9. Fare clic su Esegui per eseguire la funzione.

4. Analisi agli elementi finiti

  1. Seleziona Modulo > passaggio > Crea > > dinamico ed esplicito > Continua OK.
  2. Selezionare Modulo > caricare > Boundary Condition Manager > Step: Initial > Displacement/Rotation > Continue.
  3. Selezionate il limite inferiore della mesh e selezionate Fatto (Done).
  4. Selezionate Modulo > Mesh (Mesh) > selezionate Parte (Part) > Assegna tipo di elemento (Assign Element Type) > Fatto > Sollecitazione 3D (3D Stress) > selezionate Sì (Yes) per l'eliminazione dell'elemento.
  5. Selezionare Modulo > Carico > Boundary Condition Manager > Crea > Passaggio 1 > assicurarsi che la categoria sia Meccanico > Continua.
  6. Selezionate il limite superiore della mesh e selezionate Fatto (Done).
  7. Selezionare Modulo > interazione > punto di riferimento > assegnare alla mesh.
  8. Selezionate Gestione vincoli (Constraint Manager), > Crea > corpo rigido > tirante (Rigid Body Tie) e selezionate il limite superiore della mesh > Assegna punto di riferimento (Assign Reference Point > Done). Trova la posizione del punto controllato utilizzando la tecnica del carico dell'inseguitore, in cui il carico dell'inseguitore è tangente alla curva della colonna vertebrale, assicurandoti che il punto controllato si trovi al 10% della larghezza del corpo vertebrale lungo il piano sagittale dalla proiezione del centro di massa dalla piastra superiore (Figura 6 supplementare)22.
  9. Selezionare Modulo > Carico > Gestione condizioni al contorno > Crea > assegnare il carico al punto di riferimento.
  10. In Modifica condizione al contorno, selezionare Crea ampiezza > Continua > assegnare una velocità di spostamento di 3 mm/min.
  11. Selezionare Modulo > Proprietà > Gestione materiali > Crea > Elasticità > meccanica > Elastica > assegnare i dati di input (Tabella 3).
  12. Selezionare Plasticità meccanica > > plastica.
  13. Selezionare Modulo > Passaggio > Gestione richieste di output sul campo > Creato > Errore/Frattura > selezionare Danno da compressione e Stato/Campo/Utente/Tempo > STATO.
  14. Seleziona Modulo > Lavoro > Job Manager > Risultati > Visualizzazione > DAMAGE > Selettore fotogramma > aumentare il carico utilizzando Step Slider.
  15. Documentare il punto di errore precedentemente definito.

5. Prove sperimentali

  1. Configurare la piastra di carico superiore sul connettore MTS, consentendo una rotazione libera fino a 5°.
  2. Posizionare il corpo vertebrale sulla piastra di compressione inferiore.
  3. Traccia la silhouette del corpo vertebrale per assicurarti che il centro di carico sia allineato con il 10% della larghezza del corpo vertebrale dal centro di massa in direzione sagittale.
  4. Posiziona il profilo inferiore del corpo vertebrale sul contorno, orientato dal pezzo di polimero stampato in 3D descritto nei passaggi 1.10 e 1.11.
  5. Orienta l'attrezzatura di tracciamento dei dati per acquisire i cambiamenti di movimento e fissare il marcatore digitale sulla piastra di carico.
  6. Ottieni foto pre-compressione dei corpi vertebrali in tutte le viste. Orientare il dispositivo di acquisizione video.
  7. Utilizzando la macchina dei sistemi di prova dei materiali (MTS), applicare un carico assiale con una velocità di spostamento quasi statica di 3 mm/min, dove il cedimento è impostato come 1/3 dell'altezza della vertebra. La macchina MTS emette automaticamente il carico (N) per ogni esperimento.
  8. Utilizzare le coordinate di tre elementi digitalizzati sulla scala per calcolare lo spostamento dal marcatore centrale.
  9. Utilizzare le coordinate di quattro punti digitalizzati dei piani sagittale e coronale per calcolare la superficie superiore (Figura 7 supplementare).
  10. Ottieni foto post-compressione dei corpi vertebrali in tutte le viste.

6. Analisi dei dati

  1. L'MTS raccoglie i valori di carico e di estensione per calcolare la curva carico-spostamento. Sia dalla FEA che dalla compressione sperimentale, utilizzare i valori di rigidità e resistenza per eseguire analisi statistiche.
    NOTA: La rigidità è la pendenza nella sua traiettoria lineare e la forza è il punto più alto di risposta elastica. Infine, il modello di rottura è definito identificando qualsiasi frattura lungo il carico di compressione da elementi finiti con una deformazione plastica diversa da zero.
  2. Eseguire tutte le analisi statistiche utilizzando un software di analisi dei dati appropriato.

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Risultati

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

Dalle 12 vertebre suine, le curve carico-spostamento ottenute per tutti i campioni sono illustrate nella Figura 1, dove tutte le curve dei dati sperimentali hanno mostrato modelli simili. I risultati mostrano una rigidità vertebrale media e una resistenza di 9,54 ±1,1 kN/mm (intervallo 6,73-13,63 kN/mm) e 10,2 ± 0,86 kN (intervallo 8,1-13 kN). L'analisi video dei test di compressione sperimentali ha dimostrato un modello di guasto comune tra i campioni. Il modello di rottura consisteva in tr...

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Discussione

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

Mentre la FEA derivata dalla CT è uno strumento consolidato per la modellazione del comportamento biomeccanico, pochi studi applicano la modellazione matematica in combinazione con la convalida fisica nel contesto delle VCF. Questo studio dimostra un accurato modello matematico predittivo della VCF toracolombare, supportato dalla compressione sperimentale di spine suine e umane da cadavere. Il modello incorpora resistenza, rigidità, modello di frattura, meccanica del carico e proprietà d...

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Dichiarazioni

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Gli autori non hanno nulla da rivelare e non esistono conflitti di interesse.

Ringraziamenti

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

La ricerca riportata in questa pubblicazione è stata sostenuta dalla Fondazione Codomo.

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Materiali

Elenco dei materiali utilizzati in questo articolo
NomeAziendaNumero di catalogoCommenti
3-MATICMaterialise  v15.0 
Abaqus/CAESimulian/a
Bilancia analiticaSigma AldrichOH30122634
Spine suine cadaveriche Macelleria locale, Chicago, IL
CT macchinaSiemensSOMATOM Definizione AS
Epredia  Sega per ossa a punta tonda Shandon, lama: 8 pollici. x 2,5 pollici (20,3 pollici 6,4 cm), standard, 11,5 pollici (29,2 cm)Fischer Scientific40018
Fisherbrand Pinzette/pinze a punta media di precisione FischerScientific12-000-157
Integra Miltex  Bisturi standard steriliFischer Scientific12-460-451
Macchina da taglio laser/stampante 3DFusion3F400HFR
Mimics Software Materialisev2.0
NDI Optotrak CertusNextGen Ergonomia CertusProdotti
Sega ossea ortopedicaTrapani ortopediciOTS-1
SPSS Statistiche IBMv27
con barriera antiumidità impermeabile, 58,4 x 61 cm, 410 mL, blu, 200/csVWR INTERNATIONAL INC Codice: 56616-032
Sottocuscinetti assorbenti

Riferimenti

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

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