Методическая статья

Экспериментально подтвержденная математическая модель осевой компрессии позвоночника для визуализации компрессионного перелома позвонков

DOI:

10.3791/65474

⸱

12 августа 2025 г.

 ,  ,  ,  ,  ,  , 
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

В этой статье

Краткое содержание

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

В этой статье мы предоставляем прогностическую модель VCF для поддержки хирургического вмешательства. Биомеханические паттерны переломов человеческих и свиных трупных позвонков при компрессионной нагрузке были использованы для верификации модели FEA, что обеспечило ресурс для лучшей визуализации перелома позвонков и поддержало использование образцов свиней в исследованиях позвоночника.

Аннотация

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

Модель анализа методом конечных элементов (FEA), созданная в этом исследовании, предсказывает механическое поведение тела позвонка при чистом сжимающем нагрузке. Четыре человеческих и четыре трупных шипа свиньи были использованы в области T9-T12 (человек) и T12-T14 (свиньи) для получения данных о биомеханических разрушениях при чистом осевом сжатии. Применяя данные этих экспериментов по осевой дроблению и объединяя их с трехмерными (3D) реконструкциями позвонков, полученными с помощью компьютерной томографии (КТ), эта новая модель математически предсказывает поведение позвоночника при компрессионных переломах позвонков (VCF). Разработка точной математической модели может помочь в хирургическом вмешательстве при ВКФ во время вертебропластики, кифопластики и, возможно, дополнительных методов, точно представляя биомеханическое поведение. Он может быть адаптирован для случаев остеопороза, спондилодеза и биомеханики имплантатов для повышения хирургической точности. Понимание характера перелома позвонка имеет важное значение для предварительного планирования хирургического вмешательства и понимания предыдущих и будущих рисков. Представленный метод может послужить дополнительным ресурсом для изучения и лечения VCF и в дальнейшем поддерживает использование образцов свиней в исследованиях позвоночника.

Введение

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

Компрессионные переломы позвонков (VCF) представляют собой биомеханические повреждения переднего тела позвонка в ответ на осевую сжимающую нагрузку 1,2. Ежегодно в США насчитывается 1-1,5 миллиона пациентов, страдающих ВКФ, с заметными факторами риска, включая остеопороз, пожилой возраст и женскийпол. Пациенты с ФКВ могут испытывать боль, инвалидность, нарушение легочной или дыхательной функции, вторичный перелом позвонка и повышенный риск смертности 6,7. Предпочтительное клиническое ведение включает физиотерапию, реабилитацию и обезболивание1. Хирургическое вмешательство для лечения VCF включает вертебропластику и кифопластику, систему уменьшения переломов позвоночника Osseo-Fix, внутреннюю фиксацию, а также переднюю и заднюю декомпрессию и стабилизацию 2,8,9. Клиническая диагностика VCF может включать магнитно-резонансную томографию (МРТ), КТ, позитронно-эмиссионную томографию (ПЭТ) и однофотонную эмиссионную компьютерную томографию (ОФЭКТ)10, однако дополнительная визуализация и моделирование перелома позвонка могут обойти ограничения этих методов визуализации. Целью данной работы является описание метода конечных элементов VCF, подтвержденного экспериментами по физическому сжатию, который позволяет точно моделировать и визуализировать биомеханику разрушения.

Анализ методом конечных элементов (МКЭ) является широко используемым инженерным методом для моделирования и математического прогнозирования реакции объекта на физические условия11. В то время как в многочисленных исследованиях VCF используются FEA 12,13,14, многие из этих исследований включают моделирование на основе компьютерной томографии живых пациентов и выиграют от параллельной валидации реакции позвонка на реальный физический компрессионный перелом. В этом исследовании описывается не только процесс МКЭ, но и протокол физического моделирования осевого компрессионного разрушения.

ФКЭ использовалась при предварительном планировании хирургических операций в различных клинических условиях, включая колоректальное восстановление, операции на полости рта и челюстно-лицевой области, а также ортопедическую реконструкцию 15,16,17. FEA обеспечивает виртуальное 3D-воссоздание участка или органа, что может облегчить анатомическое понимание уникальных хирургических потребностей пациента. Конечно-элементная модель может воссоздать размер, форму, ориентацию и поведение физического объекта в ответ на нагрузки или внешнее давление, что полезно для оптимизации хирургических методов.

Данное исследование направлено на описание этой дополнительной модели, чтобы помочь оптимизировать визуализацию VCF, которая может усилить лечение с помощью вертебропластики и баллонной кифопластики. Описанный метод может быть полезен для стандартизации исследований, проводимых в биомеханических экспериментах по разрушению, и имеет преимущества по сравнению с традиционными протоколами, связанные с стоимостью, временем и выбором образцов. Этот метод также обеспечивает поддержку ранее построенных математических моделей компрессионных разрывов, в которых использовалась медицинская визуализация и анализ методом конечных элементов 12,13,14,18. Дополнительная визуализация морфологии VCF может стать инструментом для оптимизации лечения. В этом исследовании предлагается математическая модель, которая прогнозирует VCF при осевом сжатии нагрузки, подкрепленная физическими экспериментальными испытаниями, на людях и свиньях.

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Протокол

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

Все эксперименты проводились в соответствии с соответствующими рекомендациями по этике исследований на людях и уходу за животными в Медицинском колледже Университета Иллинойса.

1. Подготовка образцов

ПРИМЕЧАНИЕ: ВКФ подробно описаны для грудопоясничного отдела, так как большинство клино-компрессионных переломов происходит в средней части грудной клетки19. По этой причине для этих экспериментов использовались грудные позвонки Т9-Т12 человека и Т12-14 свиньи (табл. 1).

  1. Добыть четыре трупных человеческих шипа.
  2. Получите четыре коммерчески доступных трупных свиных шипа.
  3. Определите позвонки T9-12 и T12-14 для позвоночника человека и свиньи соответственно. Убедитесь, что всего имеется шестнадцать человеческих позвонков и двенадцать свиных позвонков.
  4. С помощью пилы для костей с круглым концом и рассекающего скальпеля рассеките выявленные позвонки и удалите мягкие ткани, мышечные связки и межпозвоночные диски.
  5. Выполните компьютерную томографию каждого позвонка позвоночника в соответствии со спецификациями, указанными в таблице 2.
  6. С помощью инструментов для пресечения удалите задние элементы позвонков (остистый отросток, поперечный отросток, фасеточные суставы, пластинки и ножки), следуя за искривлением между ножкой и телом позвонка, так что останется только тело (дополнительный рисунок 1).
  7. Отполируйте верхнюю и нижнюю поверхности каждого тела позвонка, чтобы обеспечить плоскую поверхность для сжатия. Удалите остатки мягких тканей и остатки тканей на верхней и нижней поверхностях позвонков с помощью стандартного скальпеля и щипцов.
  8. Получить 15 и 12 кортикальных ядер с верхней и нижней граней позвонков для образцов человека и свиньи соответственно. Получите кортикальные ядра с помощью колеблющейся костной пилы, чтобы удалить образец кортикальной кости размером 1 см x 1 см, и используйте стандартный скальпель для удаления оставшейся губчатой кости.
  9. Проведите испытание плотности образцов, взвесив каждое кортикальное ядро в измеряемой по объему трубе для определения масштаба (дополнительный рисунок 2).
  10. При подготовке к экспериментам по сжатию используйте снимки компьютерной томографии для создания напечатанного на 3D-принтере пластикового полимерного проводника нижнего профиля тела позвонка (дополнительный рисунок 3).
  11. С помощью станка для лазерной резки создайте четыре отверстия для определения сагиттальной и корональной плоскостей через центр масс.

2. Создание сетки 3D модели на основе рентгенограммы (Дополнительный рисунок 4)

  1. Откройте программное обеспечение MIMICS (программное обеспечение для обработки изображений).
  2. Импортируйте снимки компьютерной томографии, полученные ранее на шаге 1.5. Нажмите «Файл» > мастере создания проекта > импортировать файл DICOM.
  3. Создайте новый порог, выбрав «Новый» на вкладке «Маски», и примените настройки по умолчанию, выбранные для кости (CT).
  4. Переименуйте новую маску соответствующим образом (например, «Позвоночник человека 1, T9»).
  5. Нажмите Control + Выберите новую маску, выберите Calculate 3D > Optimal Quality > Calculate. 3D-модель появится в правом нижнем квадранте.
  6. Выберите файл > Экспорт > 3-matic > Выберите 3D-объект, который содержит именованный файл.
  7. Выберите «Зафиксировать» > «Сгладить» > выбрать 3D-объект > применить с коэффициентом сглаживания 0,5.
  8. Выберите Fix > Fix Wizard > следуйте советам. Продолжайте нажимать «Следовать советам », пока запрос # обнаружен не появится зеленым цветом. На этом шаге оптимизируются ребра, оболочки и перекрывающиеся треугольники.
  9. Выберите Проектирование > Создать аналитический примитив > Создать опорную плоскость.
  10. Выберите точки и примените точки 1-3 опорной плоскости. Средние краниальные и каудальные поверхности определяли поперечную плоскость, параллельную верхней и нижней концевым пластинам. Сагиттальная плоскость определяется как перпендикулярная поперечной плоскости, проходящая через центр масс от переднего к заднему направлению позвонков вслед за остистым отростком.
  11. На панели инструментов слева измените сетку поверхности с «Гладкое затенение» на «Заполнение треугольными краями».
  12. Выберите Ресет > Равномерная ресетка > задайте для параметра Длина края треугольника 1,0 мм > Применить.
  13. Выберите Изменить сетку > Создать объемную сетку > Применить.
  14. Спасать*. INP файл.

3. Присвоение свойств материала объемной сетке (дополнительный рисунок 5)

  1. Экспортируйте файл обратно в программу обработки изображений.
  2. Преобразуйте значения оттенков серого CT в реальные значения плотности с помощью калибровки минералов, как описано ранее, используя значения плотности, полученные на шаге 1.920,21.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Результирующие значения модуля Юнга (E), деформации текучести (εy) и коэффициента Пуассона (ν) показаны ниже. Модуль Юнга вычисляется как функция кажущейся плотности и предполагаемого отношения ρapp/ρпепла , равного 0,6.
    figure-protocol-1
  3. В разделе МКЭ выберите Назначение материала.
  4. Назначьте значения для модуля Юнга, деформации текучести и коэффициента Пуассона, как определено выше. Минимальное значение оттенков серого ограничивает плотность до 0,01 г/см3 , чтобы избежать недостижимых отрицательных значений плотности.
  5. Нажмите кнопку Экспорт > Abaqus > выберите Файл> Добавить > флажками для одного выходного файла и Создать сборку > нажмите кнопку ОК.
  6. Откройте Abaqus CAE > щелкните правой кнопкой мыши > папке «Свойства » > «Пуск ».
  7. Щелкните правой кнопкой мыши > Новый формат > Rich Text > Переименовать и преобразовать из .txt в .m
  8. Откройте новый файл в MATLAB > в Редакторе, назначьте поведение после выхода как идеально пластичное, как описано следующим уравнением, с ограничением (σ):
    figure-protocol-2
  9. Нажмите кнопку Выполнить, чтобы выполнить эту функцию.

4. Анализ методом конечных элементов

  1. Выберите Модуль > шаге > Создать > Динамический, явный > Продолжить > OK.
  2. Выберите модуль > Загрузить > Диспетчер граничных условий > Шаг: Начальное перемещение/вращение > > продолжите.
  3. Выделите нижнюю границу сетки и нажмите кнопку Готово.
  4. Выберите модуль > сетку > Выберите деталь > Назначить тип элемента > Готово > 3D-напряжения > Выберите Да для удаления элемента.
  5. Выберите Модуль > Загрузить > Диспетчер граничных условий > Создать > шаге 1 > убедитесь, что категория — Механические > Продолжить.
  6. Выберите верхнюю границу сетки и нажмите кнопку Готово.
  7. Выберите модуль > взаимодействия > точкой отсчета > назначьте сетке.
  8. Выберите "Диспетчер зависимостей" > "Создать > жесткое тело > связать" и выберите верхнюю границу сетки > "Назначить точку отсчета" > "Готово". Найдите положение контролируемой точки с помощью техники следящей нагрузки, где следящая нагрузка находится по касательной к изгибу позвоночника, гарантируя, что контролируемая точка расположена на расстоянии 10% от ширины тела позвонка вдоль сагиттальной плоскости от центра проекции масс от верхней пластины (дополнительный рисунок 6)22.
  9. Выберите Модуль > Нагрузка > Диспетчере граничных условий > Создать > назначить нагрузку в опорной точке.
  10. В поле Редактировать граничное условие выберите Создать амплитуду > Продолжить > назначьте скорость смещения 3 мм/мин.
  11. Выберите Модуль > Свойство > Диспетчере материалов > Создать > Mechanical > Elastic > Elastic > назначить входные данные (Таблица 3).
  12. Выберите Механические > Пластичность > пластик.
  13. Выберите модуль > шаге > Диспетчер запросов на вывод поля> созданный > отказе/разрушении > выберите Повреждение при сжатии и Состояние/Поле/Пользователь/Время > СОСТОЯНИЕ.
  14. Выберите Модуль > задание > Диспетчер заданий > Результаты > Визуализация > ПОВРЕЖДЕНИЯ > Селектор кадров > увеличить нагрузку с помощью Step Slider.
  15. Задокументируйте ранее определенную точку отказа.

5. Экспериментальные испытания

  1. Настройте верхнюю загрузочную пластину на разъем MTS, что обеспечивает свободное вращение до 5°.
  2. Поместите тело позвонка на нижнюю компрессионную пластину.
  3. Обведите силуэт тела позвонка, чтобы убедиться, что центр нагрузки выровнен с 10% ширины тела позвонка от центра масс в сагиттальном направлении.
  4. Поместите нижний профиль тела позвонка на контур, ориентированный напечатанной на 3D-принтере полимерной деталью, описанной в шагах 1.10 и 1.11.
  5. Ориентируйте оборудование для отслеживания данных для фиксации изменений движения и фиксации цифрового маркера на загрузочной плите.
  6. Получите предварительные компрессионные фотографии тел позвонков во всех ракурсах. Сориентируйте устройство видеозахвата.
  7. С помощью машины для испытаний материалов (MTS) приложить осевую нагрузку со скоростью квазистатического смещения 3 мм/мин, где разрушение задано как 1/3 высоты позвонка. Аппарат MTS автоматически выводит нагрузку (N) для каждого эксперимента.
  8. Используйте координаты трех оцифрованных объектов на шкале для вычисления смещения от центрального маркера.
  9. Используйте координаты четырех оцифрованных точек сагиттальной и корональной плоскостей для вычисления верхней поверхности (дополнительный рисунок 7).
  10. Получите посткомпрессионные фотографии тел позвонков во всех ракурсах.

6. Анализ данных

  1. MTS собирает значения нагрузки и расширения для вычисления кривой нагрузки-смещения. Используя значения жесткости и прочности для статистического анализа, используйте значения жесткости и прочности как по МКЭ, так и по экспериментальному сжатию.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Жесткость - это наклон его линейной траектории, а прочность - это наивысшая точка упругого отклика. Наконец, характер разрушения определяется путем выявления любого разрушения вдоль сжимающей нагрузки от конечных элементов с ненулевой пластической деформацией.
  2. Выполняйте весь статистический анализ с помощью соответствующего программного обеспечения для анализа данных.

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Результаты

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

Из 12 позвонков свиньи кривые нагрузки-смещения, полученные для всех образцов, изображены на рисунке 1, где все кривые экспериментальных данных показали схожие закономерности. Результаты показывают, что средняя жесткость и прочность позвонков составляют 9,54 ±1,1 кН/мм (диапазон 6,73-13,63 кН/мм) и 10,2 ± 0,86 кН (диапазон 8,1-13 кН). Видеоанализ экспериментальных испытаний на сжатие показал общую картину разрушения во всех образцах. Характер разрушения состоял из трех линий разрушения. Перв...

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Обсуждение

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

В то время как МКЭ, полученные на основе КТ, являются хорошо зарекомендовавшим себя инструментом для моделирования биомеханического поведения, лишь в немногих исследованиях математическое моделирование применяется в сочетании с физической валидацией в контексте ФКФ. В данном исследовании демонстрируется точная прогностическая математическая модель грудопоясничного ВЦФ, подкрепленная экспериментальной компрессией позвоночника свиньи и трупа человека. Модель учитывает прочность, жесткость,...

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Раскрытие информации

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

Авторам нечего раскрывать, и никакого конфликта интересов не существует.

Благодарности

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

Исследование, опубликованное в этой публикации, было поддержано Фондом Кокомо.

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Материалы

Список материалов, использованных в этой статье
ИмяКомпанияКаталожный номерКомментарии
3-MATICМатериализация  v15.0 
Abaqus/CAESimulian/a
Аналитические весыSigma AldrichOH30122634
трупные свиные колючки Местная мясная лавка, Чикаго, IL
КТ аппаратSiemensSOMATOM Definition AS
Epredia  Пила для кости Shandon с круглым наконечником, лезвие: 8 дюймов. x 2,5 дюйма (20,3 дюйма 6,4 см), стандартный, 11,5 дюйма (29,2 см)Fischer Scientific40018
Fisherbrand  Тонкий прецизионный пинцет/щипцы со средним наконечникомFischer Scientific12-000-157
Integra Miltex  Стерильные стандартные скальпелиFischer Scientific12-460-451
Лазерный резак / 3D-принтерFusion3F400HFR
Mimics Software Materialisev2.0
NDI Optotrak CertusNextGen ЭргономикаПродукты Certus Ортопедическая
пила для костейOrthopedicDrillsOTS-1
SPSS Статистика Впитывающиеv27
с водонепроницаемым влагозащитным барьером, 58,4 x 61 см, 410 мл, синий, 200/csVWR INTERNATIONAL INC 56616-032
пеленки IBM

Ссылки

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

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Перепечатки и разрешения

Запросить разрешение на повторное использование текста или иллюстраций этой статьи JoVE

Запросить разрешение

Теги

Vertebral Compression FractureAxial Spinal CompressionFinite Element AnalysisBiomechanical FailureComputed TomographyThree Dimensional ReconstructionVertebroplastyKyphoplastyPorcine Spine ModelOsteoporosis Biomechanics
Видео скоро будет доступно

Похожие статьи