Subskrypcja JoVE jest wymagana do oglądania tego materiału. Zaloguj się lub rozpocznij bezpłatny okres próbny.

Artykuł metodologiczny

Eksperymentalnie potwierdzony model matematyczny osiowej kompresji kręgosłupa w celu wizualizacji złamania kompresyjnego kręgów

640 wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/65474

⸱

12 sierpnia 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

W tym artykule

Podsumowanie

Tutaj udostępniamy predykcyjny model VCF do wspierania interwencji chirurgicznej. Biomechaniczne wzorce pęknięć kręgów zwłok ludzkich i świń pod obciążeniem ściskającym wykorzystano do weryfikacji modelu MES, dostarczając zasobów do lepszej wizualizacji złamań kręgów i wspierając wykorzystanie próbek świń w badaniach kręgosłupa.

Streszczenie

Model analizy metodą elementów skończonych (MES) ustalony w tym badaniu przewiduje mechaniczne zachowanie trzonu kręgu pod czystym obciążeniem ściskającym. Cztery ludzkie i cztery świńskie kolce zwłok wykorzystano w regionie od T9-T12 (człowiek) i T12-T14 (świnia) do uzyskania danych o uszkodzeniach biomechanicznych przy czystej kompresji osiowej. Wdrażając dane z tych eksperymentów z osiowym zgniataniem i łącząc je z trójwymiarowymi (3D) rekonstrukcjami kręgów pochodzącymi z tomografii komputerowej (CT), ten nowy model matematycznie przewiduje zachowanie kręgosłupa w złamaniach kompresyjnych kręgów (VCF). Opracowanie dokładnego modelu matematycznego może potencjalnie wspomóc interwencję chirurgiczną VCF podczas wertebroplastyki, kyfoplastyki i potencjalnie dodatkowych technik poprzez dokładne odwzorowanie zachowania biomechanicznego. Można go dostosować do przypadków osteoporozy, fuzji i biomechaniki implantów, aby poprawić dokładność chirurgiczną. Zrozumienie wzorca złamań kręgów jest niezbędne w wstępnym planowaniu chirurgicznym i zrozumieniu wcześniejszych i przyszłych zagrożeń. Przedstawiona metoda może służyć jako dodatkowe źródło do badania i leczenia VCF oraz dodatkowo wspiera wykorzystanie próbek świń w badaniach kręgosłupa.

Wprowadzenie

Złamania kompresyjne kręgów (VCF) to biomechaniczne uszkodzenia trzonu przedniego kręgu w odpowiedzi na osiowe obciążenie ściskające1,2. Każdego roku w Stanach Zjednoczonych 1-1,5 miliona pacjentów doświadcza VCF, a istotnymi czynnikami ryzyka są osteoporoza, zaawansowany wiek i płeć żeńska3,4,5. Pacjenci z VCF mogą odczuwać ból, niepełnosprawność, zaburzenia czynności płuc lub układu oddechowego, wtórne złamania kręgów i zwiększone ryzyko śmiertelności6,7. Preferowane postępowanie kliniczne obejmuje fizjoterapię, rehabilitację i leczenie bólu1. Interwencja chirurgiczna w leczeniu VCF obejmuje wertebroplastykę i kyfoplastykę, system redukcji złamań kręgosłupa Osseo-Fix, usztywnienie wewnętrzne oraz dekompresję i stabilizację przedniego i tylnego odcinka kręgosłupa2,8,9. Rozpoznanie kliniczne VCF może obejmować obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego (MRI), tomografię komputerową, pozytonową tomografię emisyjną (PET) i tomografię komputerową emisji pojedynczych fotonów (SPECT)10 - jednak dodatkowa wizualizacja i symulacja złamania kręgów może obejść ograniczenia tych metod obrazowania. Niniejszy artykuł ma na celu nakreślenie metody elementów skończonych VCF, potwierdzonej eksperymentami z kompresją fizyczną, która pozwala na dokładne modelowanie i wizualizację biomechaniki pękania.

Analiza metodą elementów skończonych (MES) jest powszechnie stosowaną metodą inżynierską do symulacji i matematycznego przewidywania reakcji obiektu na warunki fizyczne11. Podczas gdy liczne badania VCF wykorzystują FEA12,13,14, wiele z tych badań obejmuje modelowanie pochodzące z tomografii komputerowej od żywych pacjentów i skorzystałoby na równoległej walidacji odpowiedzi kręgu w rzeczywistym fizycznym złamaniu kompresyjnym. W pracy przedstawiono nie tylko proces MES, ale także protokół fizycznej symulacji osiowego złamania kompresyjnego.

MES był używany do wstępnego planowania chirurgicznego w różnych warunkach klinicznych, w tym do naprawy jelita grubego, zabiegów ustnych i szczękowo-twarzowych oraz rekonstrukcji ortopedycznej15,16,17. MES zapewnia wirtualną rekonstrukcję 3D miejsca lub narządu, co może ułatwić anatomiczne zrozumienie unikalnych potrzeb chirurgicznych pacjenta. Model elementów skończonych może odtworzyć rozmiar, kształt, orientację i zachowanie obiektu fizycznego w odpowiedzi na obciążenia lub naciski zewnętrzne, co jest przydatne w optymalizacji technik chirurgicznych.

To badanie ma na celu opisanie tego dodatkowego modelu, który pomoże zoptymalizować wizualizację VCF, która może wspomóc leczenie za pomocą wertebroplastyki i kyfoplastyki balonowej. Opisana metoda może być korzystna w standaryzacji badań przeprowadzanych w eksperymentach ze złamaniami biomechanicznymi i oferuje przewagę nad tradycyjnymi protokołami związanymi z kosztami, czasem i doborem próby. Metoda ta zapewnia również wsparcie dla wcześniej skonstruowanych modeli matematycznych złamań kompresyjnych, które wykorzystywały obrazowanie medyczne i analizę elementów skończonych12,13,14,18. Dodatkowa wizualizacja morfologii VCF może dostarczyć narzędzia do optymalizacji leczenia. W niniejszym badaniu zaproponowano model matematyczny, który przewiduje VCF pod wpływem osiowego obciążenia ściskającego, poparty fizycznymi testami eksperymentalnymi, na próbkach ludzkich i wieprzowych.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Protokół

Wszystkie eksperymenty zostały przeprowadzone zgodnie z odpowiednimi wytycznymi dotyczącymi etyki badań z udziałem ludzi oraz opieki nad zwierzętami na University of Illinois College of Medicine.

1. Przygotowanie próbek

UWAGA: Złamania kompresyjne w kształcie klina (VCFs) są szeroko opisane dla odcinka piersiowo-lędźwiowego, ponieważ większość takich złamań występuje w środkowym obszarze piersiowym19. Z tego powodu do tych eksperymentów wykorzystano kręgi piersiowe T9-T12 u ludzi oraz T12-14 u świń (Tabela 1).

  1. Należy pozyskać cztery ludzkie kręgosłupy z ciał odzwierzęcych.
  2. Należy pozyskać cztery dostępne w handlu kręgosłupy świńskie pochodzące z materiału kadawerycznego.
  3. Zidentyfikuj kręgi T9-12 dla kręgosłupa ludzkiego oraz T12-14 dla kręgosłupa świńskiego. Upewnij się, że łącznie znajduje się szesnaście kręgów ludzkich i dwanaście kręgów świńskich.
  4. Używając piły do kości z zaokrąglonym końcem oraz skalpela sekcyjnego, przeprowadź dyssekcję zidentyfikowanych kręgów i usuń tkankę miękką, więzadła mięśniowe oraz krążki międzykręgowe.
  5. Wykonaj tomografię komputerową (TK) każdego kręgu kręgosłupa zgodnie ze specyfikacjami wymienionymi w Tabela 2.
  6. Za pomocą narzędzi sekcyjnych usuń elementy tylne kręgów (wyrostek kolczysty, wyrostki poprzeczne, stawy międzywyrostkowe, łuki i nasady), prowadząc cięcie wzdłuż zakrzywienia między nasadą a cianem kręgu, tak aby pozostało jedynie ciało kręgu (Rycina uzupełniająca 1).
  7. Wygładzić górną i dolną powierzchnię każdego trzonu kręgu, aby zapewnić płaskość powierzchni w celu przeprowadzenia kompresji. Usunąć szczątki tkanek miękkich oraz pozostałe tkanki z górnej i dolnej powierzchni kręgów przy użyciu standardowego skalpela i pęsety.
  8. Pobierz po 15 i 12 rdzeni korowych z wyrostków górnych i dolnych kręgów odpowiednio dla okazów ludzkich i świńskich. Rdzenie korowe należy pobrać za pomocą oscylacyjnej piły do kości, wycinając próbkę kości korowej o wymiarach 1 cm x 1 cm, a następnie usunąć pozostałą kość gąbczastą za pomocą standardowego skalpela.
  9. Przeprowadzić test gęstości próbek poprzez zważenie każdego rdzenia korowego wewnątrz rurki o zmierzonymj objętości w celu określenia skali (Rycina uzupełniająca 2).
  10. W ramach przygotowań do eksperymentów kompresyjnych, należy wykorzystać obrazy CT do stworzenia wydrukowanego w technologii 3D polimerowego szablonu odzwierciedlającego profil dolnej części trzonu kręgu (Rysunek uzupełniający 3).
  11. Za pomocą wycinarki laserowej wykonaj cztery otwory, aby wyznaczyć płaszczyzny strzałkową i czołową przechodzące przez środek masy.

2. Tworzenie siatki modelu 3D na podstawie obrazowania radiograficznego (Rycina uzupełniająca 4)

  1. Uruchom oprogramowanie MIMICS (oprogramowanie do przetwarzania obrazów).
  2. Zaimportuj obrazy CT uzyskane wcześniej w kroku 1.5. Wybierz File > New Project Wizard > Import DICOM File.
  3. Utwórz nowy Threshold, wybierając New w zakładce Masks, i zastosuj domyślne ustawienia wybrane dla Bone (CT).
  4. Odpowiednio nazwij nową maskę (np. Human Spine 1, T9).
  5. Kliknij Control + Select dla nowej maski, a następnie wybierz Calculate 3D > Optimal Quality > Calculate. Model 3D pojawi się w prawym dolnym kwadrancie.
  6. Wybierz File > Export > 3-matic > Select 3D Object, który zawiera nazwany plik.
  7. Wybierz Fix > Smooth > Select 3D object > Apply przy wartości Smooth Factor 0.5.
  8. Wybierz Fix > Fix Wizard > Follow Advice. Klikaj Follow Advice do momentu, aż komunikat # detected zmieni kolor na zielony. Ten krok optymalizuje krawędzie, powłoki i nakładające się trójkąty.
  9. Wybierz Design > Create Analytical Primitive > Create Datum Plane.
  10. Wybierz punkty i kliknij Apply dla punktów 1-3 płaszczyzny odniesienia (Datum Plane). Średnie powierzchnie kranialna i kaudalna definiują płaszczyznę poprzeczną równoległą do górnej i dolnej blaszki trzonu. Płaszczyzna strzałkowa jest zdefiniowana jako prostopadła do płaszczyzny poprzecznej, przechodząca przez środek masy w kierunku przednio-tylnym kręgu, wzdłuż wyrostka kolczystego.
  11. W pasku narzędzi po lewej stronie zmień siatkę powierzchni z Smooth Shaded na Filled with Triangle Edges.
  12. Wybierz Remesh > Uniform Remesh > Set Triangle Edge Length to 1.0 mm > Apply.
  13. Wybierz Remesh > Create Volume Mesh > Apply.
  14. Zapisz plik *.INP.

3. Przypisywanie właściwości materiałowych do siatki objętościowej (Rycina uzupełniająca 5)

  1. Wyeksportuj plik z powrotem do oprogramowania do przetwarzania obrazów.
  2. Przetwórz wartości skali szarości CT na rzeczywiste wartości gęstości, wykorzystując kalibrację mineralną zgodnie z wcześniejszym opisem i używając wartości gęstości uzyskanych w kroku 1.920,21.
    UWAGA: Wynikowe wartości dla modułu Younga (E), odkształcenia granicznego (εy) oraz współczynnika Poissona (ν) przedstawiono poniżej. Moduł Younga oblicza się jako funkcję gęstości pozornej przy założonym stosunku ρapp/ρash równym 0,6.
    Równania właściwości materiałowych; obliczenia modułu i granicy plastyczności, tabela formuł.
  3. W sekcji FEA wybierz Material Assignment.
  4. Przypisz wartości modułu Younga, odkształcenia granicznego i współczynnika Poissona wyznaczone powyżej. Minimalna wartość skali szarości ogranicza gęstość do 0,01 g/cm3, aby uniknąć nieosiągalnych ujemnych wartości gęstości.
  5. Kliknij Export > Abaqus > Select File > Add > zaznacz pola Single Output File oraz Create Assembly > wybierz OK.
  6. Otwórz Abaqus CAE > kliknij prawym przyciskiem myszy > Properties > folder Start.
  7. Kliknij prawym przyciskiem myszy > New > Rich Text Format > Rename i zmień rozszerzenie z .txt na .m
  8. Otwórz nowy plik w programie MATLAB > w Editor przypisz zachowanie po granicach plastyczności jako idealnie plastyczne, opisane następującym równaniem z ograniczeniem (σ):
    Relacja naprężenie-odkształcenie, σ={Eε,σy}; równanie, elastyczność, zachowanie materiału przy granicy plastyczności, punkt krytyczny.
  9. Kliknij Run, aby wykonać funkcję.

4. Analiza elementów skończonych

  1. Wybierz Module > Step > Create > Dynamic, Explicit > Continue > Ok.
  2. Wybierz Module > Load > Boundary Condition Manager > Step: Initial > Displacement/Rotation > Continue.
  3. Zaznacz dolną granicę siatki i wybierz Done.
  4. Wybierz Module > Mesh > Select Part > Assign Element Type > Done > 3D Stress > Select Yes dla opcji Element deletion.
  5. Wybierz Module > Load > Boundary Condition Manager > Create > Step-1 > upewniając się, że wybrana kategoria to Mechanical > Continue.
  6. Zaznacz górną granicę siatki i wybierz Done.
  7. Wybierz Module > Interaction > Reference Point > Assign to Mesh.
  8. Wybierz Constraint Manager > Create > Rigid Body > Tie i zaznacz górną granicę siatki > Assign Reference Point > Done. Wyznacz położenie punktu kontrolnego, stosując technikę obciążenia podążającego (follower load), gdzie obciążenie podążające jest styczne do krzywizny kręgosłupa, zapewniając, że punkt kontrolny znajduje się w odległości 10% szerokości trzonu kręgu wzdłuż płaszczyzny strzałkowej od rzutu środka masy górnej płyty (Supplementary Figure 6)22.
  9. Wybierz Module > Load > Boundary Condition Manager > Create > przypisz obciążenie do punktu odniesienia.
  10. W sekcji Edit Boundary Condition wybierz Create Amplitude > Continue > przypisz prędkość przemieszczenia wynoszącą 3 mm/min.
  11. Wybierz Module > Property > Material Manager > Create > Mechanical > Elasticity > Elastic > wprowadź dane wejściowe (Table 3).
  12. Wybierz Mechanical > Plasticity > Plastic.
  13. Wybierz Module > Step > Field Output Requests Manager > Created > Failure/Fracture > zaznacz Compressive Damage oraz State/Field/User/Time > STATUS.
  14. Wybierz Module > Job > Job Manager > Results > Visualization > DAMAGE > Frame Selector > i zwiększaj obciążenie za pomocą suwaka Step Slider.
  15. Zdokumentuj wcześniej zdefiniowany punkt zniszczenia.

5. Testy eksperymentalne

  1. Skonfiguruj górną płytę dociskową z łącznikiem MTS, umożliwiając swobodny obrót do 5°.
  2. Umieść trzon kręgu na dolnej płycie kompresyjnej.
  3. Obrysuj sylwetkę trzonu kręgu, aby upewnić się, że środek obciążenia jest wyrównany z 10% szerokości trzonu kręgu od środka masy w kierunku strzałkowym.
  4. Umieść trzon kręgu z dolnym profilem na obrysie, orientując go za pomocą wydrukowanego w technologii 3D elementu polimerowego opisanego w krokach 1.10 i 1.11.
  5. Ustaw sprzęt do śledzenia danych, aby rejestrować zmiany ruchu, i zamocuj znacznik cyfrowy na płycie dociskowej.
  6. Wykonaj zdjęcia trzonów kręgów przed kompresją we wszystkich rzutach. Ustaw urządzenie do rejestracji wideo.
  7. Za pomocą maszyny do testów materiałowych (MTS) przyłóż obciążenie osiowe przy quasi-statycznej prędkości przemieszczenia 3 mm/min, przyjmując jako kryterium zniszczenia ⅓ wysokości kręgu. Maszyna MTS automatycznie generuje wartość obciążenia (N) dla każdego eksperymentu.
  8. Wykorzystaj współrzędne trzech zdigitalizowanych cech na skali, aby obliczyć przemieszczenie względem znacznika centralnego.
  9. Wykorzystaj współrzędne czterech zdigitalizowanych punktów w płaszczyznach strzałkowej i czołowej, aby obliczyć powierzchnię górną (Supplementary Figure 7).
  10. Wykonaj zdjęcia trzonów kręgów po kompresji we wszystkich rzutach.

6. Analiza danych

  1. System MTS gromadzi wartości obciążenia i wydłużenia w celu wykreślenia krzywej obciążenie-przesunięcie. Na podstawie analizy MES oraz eksperymentalnego ściskania wykorzystaj wartości sztywności i wytrzymałości do przeprowadzenia analizy statystycznej.
    UWAGA: Sztywność jest nachyleniem w zakresie liniowej odpowiedzi, a wytrzymałość to najwyższy punkt odpowiedzi sprężystej. Ostatecznie wzór zniszczenia definiuje się poprzez identyfikację pęknięć wzdłuż obciążenia ściskającego na elementach skończonych o niezerowej odkształceniu plastycznym.
  2. Przeprowadź wszystkie analizy statystyczne przy użyciu odpowiedniego oprogramowania do analizy danych.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Wyniki

Krzywe obciążenie-przemieszczenie uzyskane dla wszystkich 12 świniowych kręgów przedstawiono na Rysunku 1, gdzie wszystkie krzywe danych eksperymentalnych wykazały podobne wzorce. Wyniki wskazują na średnią sztywność i wytrzymałość kręgów wynoszącą odpowiednio 9,54 ±1,1 kN/mm (zakres 6,73-13,63 kN/mm) oraz 10,2 ± 0,86 kN (zakres 8,1-13 kN). Analiza wideo eksperymentalnych prób ściskania wykazała wspólny wzorzec uszkodzenia dla wszystkich próbek. Wzorzec ten składał się z trzech linii pęknięć...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Dyskusja

Podczas gdy MES wywodzący się z CT jest dobrze ugruntowanym narzędziem do modelowania zachowań biomechanicznych, niewiele badań stosuje modelowanie matematyczne w połączeniu z walidacją fizyczną w kontekście VCF. Badanie to demonstruje dokładny predykcyjny model matematyczny VCF klatki piersiowej lędźwiowej, wsparty eksperymentalnym uciskiem kolców zwłok świń i ludzi. Model uwzględnia wytrzymałość, sztywność, wzór pękania, mechanikę obciążenia i właściwości materiału, aby matematycznie przewidzieć reakcję kręgów na obcią...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Oświadczenia

Autorzy nie mają nic do ujawnienia i nie ma konfliktu interesów.

Podziękowania

Badania opisane w tej publikacji były wspierane przez Fundację Cocomo.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
Materializacja3-MATIC  wersja 15.0 
Abaqus/CAESimulian/a
Analytical BalanceSigma AldrichOH30122634
Kolce świń ze zwłok Lokalny sklep mięsny, Chicago, IL
CT maszynaSiemensSOMATOM Definicja AS
Epredia  Piła do kości Shandon z okrągłą końcówką, ostrze: 8 cali. x 2,5 cala (20,3 cala 6,4 cm), standardowy, 11,5 cala (29,2 cm)Fischer Scientific40018
Marka rybaka  Pęseta ze średnią końcówką PrecyzyjnaFischer Scientific12-000-157
Integra Miltex  Sterylne standardowe skalpeleFischer Scientific12-460-451
Wycinarka laserowa/drukarka 3DFusion3F400HFR
Oprogramowanie naśladujące Materialisev2.0
NDI Optotrak CertusNextGen ErgonomiaProdukty Certus
Ortopedyczna piła do kościWiertła ortopedyczneOTS-1
SPSS Statystyki IBMv27
Podkłady chłonne z wodoodporną barierą dla wilgoci, 58.4 x 61 cm, 410 mL, Niebieski, 200/csVWR INTERNATIONAL INC 56616-032

Bibliografia

  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).

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Przedruki i uprawnienia

Tagi

Analiza elementów skończonychbiomechaniczna niewydolnośćtomografia komputerowarekonstrukcja trójwymiarowawertebroplastykakifoplastykaświński model kręgosłupabiomechanika osteoporozy

Ten artykuł został opublikowany

Film wkrótce dostępny

Skontaktuj się z nami
Poleć bibliotece

Prywatność

Warunki korzystania z usługi

Zasady

Prawa autorskie © 2026 MyJoVE Corporation. Wszelkie prawa zastrzeżone.