Yöntem makalesi

Vertebra kompresyon kırığını görselleştirmek için eksenel spinal kompresyonun deneysel olarak doğrulanmış bir matematiksel modeli

DOI:

10.3791/65474

⸱

12 Ağustos 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

Bu makalede

Özet

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

Burada, cerrahi müdahaleyi desteklemek için VCF'lerin öngörücü bir modelini sunuyoruz. Kompresyon yüklemesi altında insan ve domuz kadavra omurlarının biyomekanik kırılma paternleri, bir FEA modelini doğrulamak için kullanıldı, bu da vertebral kırığı daha iyi görselleştirmek için bir kaynak sağladı ve omurga araştırmalarında domuz örneklerinin kullanımını destekledi.

Özet

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

Bu çalışmada kurulan sonlu elemanlar analizi (FEA) modeli, saf kompresyon yükü altında bir omur gövdesinin mekanik davranışını tahmin etmektedir. Bölgede T9-T12 (insan) ve T12-T14'ten (domuz) dört insan ve dört domuz kadavra dikeni, saf eksenel kompresyon altında biyomekanik arıza verileri elde etmek için kullanıldı. Bu eksenel ezilme deneylerinden elde edilen verileri uygulayarak ve bunları omurların bilgisayarlı tomografi (BT) ile türetilmiş üç boyutlu (3D) rekonstrüksiyonları ile birleştirerek, bu yeni model vertebral kompresyon kırıklarında (VCF'ler) omurganın davranışını matematiksel olarak tahmin eder. Doğru bir matematiksel modelin geliştirilmesi, biyomekanik davranışı doğru bir şekilde temsil ederek vertebroplasti, kifoplasti ve potansiyel olarak ek teknikler sırasında VCF'lerin cerrahi müdahalesine yardımcı olma potansiyeline sahiptir. Cerrahi doğruluğu artırmak için osteoporoz, füzyon ve implant biyomekaniği vakaları için uyarlanabilir. Vertebra kırığı paternini anlamak, cerrahi ön planlamada ve önceki ve gelecekteki riskleri anlamada çok önemlidir. Sunulan yöntem, VCF'yi incelemek ve tedavi etmek için ek bir kaynak olarak hizmet edebilir ve omurga araştırmalarında domuz örneklerinin kullanımını daha da destekler.

Giriş

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

Vertebra Kompresyon Kırıkları (VCF'ler), aksiyel basınç yüküne yanıt olarak ön vertebral gövdeninbiyomekanik başarısızlıklarıdır 1,2. ABD'de her yıl VCF yaşayan 1-1,5 milyon hasta vardır ve osteoporoz, ileri yaş ve kadın cinsiyeti gibi dikkate değer risk faktörleri vardır 3,4,5. VCF'li hastalar ağrı, sakatlık, değişen akciğer veya solunum fonksiyonu, sekonder vertebral kırık ve artmış mortalite riski yaşayabilir 6,7. Tercih edilen klinik tedavi fizik tedavi, rehabilitasyon ve ağrı yönetimini içerir1. VCF tedavisi için cerrahi müdahale, vertebroplasti ve kifoplasti, Osseo-Fix Omurga Kırığı Küçültme Sistemi, iç destek ve anterior ve posterior dekompresyon ve stabilizasyonu içerir 2,8,9. VCF'nin klinik tanısı manyetik rezonans görüntüleme (MRG), BT, pozitron emisyon tomografisi (PET) ve tek foton emisyon bilgisayarlı tomografiyi (SPECT) içerebilir10 - ancak vertebral kırığın ek görselleştirmesi ve simülasyonu bu görüntüleme yöntemlerinin sınırlamalarını aşabilir. Bu makale, kırılma biyomekaniğinin doğru modellenmesine ve görselleştirilmesine olanak tanıyan, fiziksel sıkıştırma deneyleri ile doğrulanan bir sonlu elemanlar VCF yönteminin ana hatlarını çizmeyi amaçlamaktadır.

Sonlu elemanlar analizi (FEA), bir nesnenin fiziksel koşullara tepkisini simüle etmek ve matematiksel olarak tahmin etmek için yaygın olarak kullanılan bir mühendislik yöntemidir11. VCF ile ilgili çok sayıda çalışma FEA 12,13,14'ü kullanırken, bu çalışmaların çoğu canlı hastalardan BT türetilmiş modellemeyi içerir ve gerçek fiziksel kompresyon kırığında omurun yanıtının yan yana doğrulanmasından fayda sağlayacaktır. Bu çalışma sadece FEA sürecini değil, aynı zamanda eksenel kompresyon kırılmasının fiziksel simülasyonu için protokolü de özetlemektedir.

FEA, kolorektal onarım, oral ve maksillofasiyal prosedürler ve ortopedik rekonstrüksiyon dahil olmak üzere çeşitli klinik ortamlarda cerrahi ön planlamada kullanılmıştır 15,16,17. FEA, benzersiz bir hastanın cerrahi ihtiyaçlarının anatomik olarak anlaşılmasını kolaylaştırabilecek bir bölgenin veya organın sanal bir 3D rekreasyonunu sağlar. Bir sonlu eleman modeli, yüklere veya dış basınçlara yanıt olarak fiziksel bir nesnenin boyutunu, şeklini, yönünü ve davranışını yeniden oluşturabilir, bu da cerrahi teknikleri optimize etmede yararlıdır.

Bu çalışma, vertebroplasti ve balon kifoplasti ile tedaviyi artırabilecek VCF'nin görselleştirilmesini optimize etmeye yardımcı olmak için bu ek modeli tanımlamayı amaçlamaktadır. Açıklanan yöntem, biyomekanik kırılma deneylerinde gerçekleştirilen araştırmaların standartlaştırılmasında faydalı olabilir ve maliyet, zaman ve numune seçimi ile ilgili geleneksel protokollere göre avantajlar sunar. Bu yöntem aynı zamanda tıbbi görüntüleme ve sonlu elemanlar analizini 12,13,14,18 kullanan önceden oluşturulmuş kompresyon kırıklarının matematiksel modelleri için destek sağlar. VCF morfolojisinin tamamlayıcı görselleştirmesi, tedaviyi optimize etmek için bir araç sağlayabilir. Bu çalışma, insan ve domuz örneklerinde fiziksel deneysel testlerle desteklenen, eksenel sıkıştırma yükü altında VCF'yi öngören matematiksel bir model önermektedir.

Erişim kısıtlı. Bu içeriği görüntülemek için lütfen giriş yapın veya deneme sürümünü başlatın.

Protokol

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

Tüm deneyler, Illinois Üniversitesi Tıp Fakültesi'ndeki ilgili insan araştırma etiği ve hayvan bakımı yönergelerine uygun olarak gerçekleştirildi.

1. Numune hazırlama

NOT: VCF'ler torakolomber bölge için kapsamlı bir şekilde tanımlanmıştır, çünkü çoğu kama kompresyon kırığı orta torasik alandameydana gelir 19. Bu nedenle bu deneyler için insanlardan alınan T9-T12 ve domuzdan alınan T12-14 numaralı torasik omurlar kullanılmıştır (Tablo 1).

  1. Dört kadavra insan dikeni elde edin.
  2. Piyasada bulunan dört kadavra domuz dikeni edinin.
  3. İnsan ve domuz omurgaları için sırasıyla T9-12 ve T12-14 omurlarını tanımlayın. Toplam on altı insan omuru ve on iki domuz omuru olduğundan emin olun.
  4. Yuvarlak uçlu bir kemik testeresi ve diseksiyon neşteri kullanarak, tanımlanan omurları inceleyin ve yumuşak dokuyu, kas bağlarını ve intervertebral diskleri çıkarın.
  5. Tablo 2'de listelenen özelliklere sahip her omurga omuru için BT taramaları yapın.
  6. Diseksiyon araçlarını kullanarak, pedikül ve vertebral gövde arasındaki eğriliği takip ederek omurların arka elemanlarını (spinöz süreç, enine süreç, faset eklemler, lamina ve pediküller) çıkarın, böylece sadece gövde kalır (Ek Şekil 1).
  7. Sıkıştırma için düzlemsel bir yüzey sağlamak için her bir omur gövdesinin üst ve alt yüzeylerini cilalayın. Standart bir neşter ve forseps ile vertebral üst ve alt yüzeylerdeki yumuşak doku kalıntılarını ve kalan dokuyu çıkarın.
  8. İnsan ve domuz örnekleri için omurların üst ve alt yüzlerinden sırasıyla 15 ve 12 kortikal çekirdek elde edin. 1 cm x 1 cm'lik bir kortikal kemik örneğini çıkarmak için salınımlı bir kemik testeresi kullanarak kortikal çekirdekler elde edin ve kalan süngerimsi kemiği çıkarmak için standart bir neşter kullanın.
  9. Ölçeklendirmeyi belirlemek için hacim ölçümlü bir boru içindeki her bir kortikal çekirdeği tartarak numuneler üzerinde yoğunluk testi yapın (Ek Şekil 2).
  10. Kompresyon deneylerine hazırlanırken, omur gövdesi alt profilinin 3D baskılı plastik polimer kılavuzunu oluşturmak için CT görüntülerini kullanın (Ek Şekil 3).
  11. Bir lazer kesici makinesi kullanarak, kütle merkezi boyunca sagital ve koronal düzlemleri tanımlamak için dört delik oluşturun.

2. Radyografik görüntülemeden bir 3B model ağı oluşturma (Ek Şekil 4)

  1. MIMICS (görüntü işleme yazılımı) yazılımını açın.
  2. Daha önce adım 1.5'te elde edilen CT görüntülerini içe aktarın. Yeni Proje Sihirbazı> DICOM Dosyasını İçe Aktar'ı tıklatın >.
  3. Maskeler sekmesi altında Yeni'yi seçerek yeni bir Eşik oluşturun ve Kemik (CT) için seçilen varsayılan ayarları uygulayın.
  4. Yeni maskeyi uygun şekilde yeniden adlandırın (örneğin, İnsan Omurgası 1, T9).
  5. Control + Yeni maskeyi seç'e tıklayın, 3D Hesapla > Optimum Kaliteyi Hesapla'yı > Hesapla'yı seçin. 3D model sağ alt kadranda görünecektir.
  6. 3-matic > Dışa Aktar > Dosya'yı seçin > adlandırılmış dosyayı içeren 3B Nesne'yi seçin.
  7. Düzelt > Düzgünleştir'i seçin > 3D nesneyi seçin > Düzgünleştirme Faktörü 0,5'te Uygula'yı seçin.
  8. Düzelt > Düzeltme Sihirbazı'nı seçin > tavsiyelere uyun. # algılandı istemi yeşil görünene kadar Tavsiyeyi Takip Et'i tıklamaya devam edin. Bu adım kenarları, kabukları ve çakışan üçgenleri optimize eder.
  9. Tasarım > Analitik Temel Öğe Oluştur'u > Referans Düzlemi Oluştur'u seçin.
  10. Puanları seçin ve Referans Düzleminin 1-3 Noktaları için Başvurun . Ortalama kraniyal ve kaudal yüzeyler, üst ve alt uç plakalara paralel olarak enine düzlemi tanımladı. Sagital düzlem, omurga sürecini takiben omurların ön yönünden arka yönüne doğru kütle merkezinden geçen, enine düzleme dik olarak tanımlanır.
  11. Soldaki araç çubuğunda, yüzey örgüsünü Düzgün, Gölgeli'den Üçgen Kenarlarla Dolgulu'ya değiştirin.
  12. Uygula'> Üçgen Kenar Uzunluğunu 1,0 mm olarak ayarlayın > Düzgün Yeniden Örgü'yü seçin > Üçgen Kenar Uzunluğunu ayarlayın.
  13. Uygula'> Birim Ağı Oluştur > Yeniden Mesh'i seçin.
  14. Kurtarmak*. INP dosyası.

3. Hacim ağına malzeme özelliklerinin atanması (Ek Şekil 5)

  1. Dosyayı görüntü işleme yazılımına geri aktarın.
  2. Adım 1.920,21'de elde edilen yoğunluk değerlerini kullanarak, daha önce belirtildiği gibi mineral kalibrasyonunu kullanarak CT gri tonlama değerlerini gerçek yoğunluk değerlerine dönüştürün.
    NOT: Young modülü (E), akma gerilimi (εy) ve Poisson Katsayısı (ν) için elde edilen değerler aşağıda gösterilmiştir. Young modülü, görünür yoğunluğun bir fonksiyonu olarak hesaplanır ve varsayılan ρapp/ρkül oranı 0.6'ya eşittir.
    figure-protocol-1
  3. FEA altında, Malzeme Atama'yı seçin.
  4. Yukarıda gösterildiği gibi Young modülü, akma gerinim ve Poisson Katsayısı için değerler atayın. Minimum gri tonlama değeri, elde edilemeyen negatif yoğunluk değerlerini önlemek için yoğunluğu 0,01 g/cm3 ile sınırlar.
  5. Abaqus> Dışa Aktar'a tıklayın > Dosya Seç> Tek Çıktı Dosyası için > Ekle onay kutuları ve Derleme Oluştur > Tamam'ı seçin.
  6. Abaqus CAE'yi açın > Özellikler > Başlat klasörü>nü sağ tıklayın.
  7. Yeni > Zengin Metin Biçimi'> sağ tıklayın > Yeniden adlandırın ve .txt olan metni .m'ye dönüştürün
  8. Yeni dosyayı MATLAB'da > Düzenleyici'de açın, verim sonrası davranışı, aşağıdaki denklemde açıklandığı gibi, kısıtlama (σ) ile mükemmel plastik olarak atayın:
    figure-protocol-2
  9. İşlevi gerçekleştirmek için Çalıştır'a tıklayın.

4. Sonlu elemanlar analizi

  1. Modül > Seçin, Dinamik, Açık > Oluşturun >> Devam Et > Tamam.
  2. Modülü seçin > Yük > Sınır Koşulu Yöneticisi > Adım: İlk > Yer Değiştirme/Döndürme > Devam Et.
  3. Kafesin alt sınırını seçin ve Bitti'yi seçin.
  4. Modül > Mesh'i seçin > Parça Seç > Bitti > 3D Gerilim Ata >> Eleman silme için Evet'i seçin.
  5. Modül > Yük > Sınır Koşulu Yöneticisi'ni seçin > > Adım-1 Oluşturun > kategorinin Mekanik olduğundan emin olun > Devam edin.
  6. Kafesin üst sınırını seçin ve Bitti'yi seçin.
  7. Etkileşim > referans noktası > modülünü seçin > mesh'e atayın.
  8. Kısıtlama Yöneticisi'ni seçin > Sert > Gövde Oluştur > Bağlayın ve Bitti > Referans Noktası Ata'yı > üst ağ sınırını seçin. Takipçi yükünün omurganın eğrisine teğet olduğu takipçi yükü tekniğini kullanarak kontrol edilen nokta konumunu bulun ve kontrol edilen noktanın, üst plakadan kütle projeksiyon merkezinden sagital düzlem boyunca vertebral gövdenin genişliğinin 'unda yer aldığından emin olun (Ek Şekil 6)22.
  9. Modül > Yük > Sınır Koşulu Yöneticisi'ni seçin > Referans noktasında yük atamak > oluşturun.
  10. Sınır Koşulunu Düzenle içinde, Genlik Oluştur > Devam'ı seçin > 3 mm/dak yer değiştirme hızı atayın.
  11. Modül > Özellik Özelliğini Malzeme Yöneticisi> seçin > Elastik > Mekanik > Esnekliği > Oluşturun > giriş verilerini atayın (Tablo 3).
  12. Mekanik > Plastisite > Plastik'i seçin.
  13. Modül > Adım > Alan Çıktı İstekleri Yöneticisi'ni seçin > Oluşturulan > Arızası/Kırılması > Basınç Hasarı ve Durum/Alan/Kullanıcı/Zaman > DURUM'u seçin.
  14. Modül > İşi'ni seçin > İş Yöneticisi> Sonuçları > Görselleştirme > HASAR > Çerçeve Seçici' seçin > Adım Kaydırıcıyı kullanarak yükü artırın.
  15. Daha önce tanımlanan hata noktasını belgeleyin.

5. Deneysel test

  1. Üst yükleme plakasını MTS konektörüne göre yapılandırın ve 5°'ye kadar serbest dönüşe izin verin.
  2. Omurga gövdesini alt sıkıştırma plakasına yerleştirin.
  3. Yükleme merkezinin, sagital yönde kütle merkezinden omur gövdesinin genişliğinin 'u ile hizalandığından emin olmak için omur gövdesinin siluetini izleyin.
  4. Omurga gövdesinin alt profilini, adım 1.10 ve 1.11'de açıklanan 3D baskılı polimer parçası tarafından yönlendirilen anahat üzerine yerleştirin.
  5. Hareket değişikliklerini yakalamak ve dijital işaretleyiciyi yükleme plakasına sabitlemek için veri izleme ekipmanını yönlendirin.
  6. Tüm görünümlerde omur gövdelerinin sıkıştırma öncesi fotoğraflarını elde edin. Video yakalama cihazını yönlendirin.
  7. Malzeme test sistemleri (MTS) makinesini kullanarak, arızanın omur yüksekliğinin 1 / 3'ü olarak ayarlandığı 3 mm / dak'lık bir yarı statik yer değiştirme hızında eksenel bir yük uygulayın. MTS makinesi, her deney için yükü (N) otomatik olarak verir.
  8. Merkez işaretçiden yer değiştirmeyi hesaplamak için ölçekteki üç sayısallaştırılmış unsurun koordinatlarını kullanın.
  9. Üst yüzeyi hesaplamak için sagital ve koronal düzlemlerin sayısallaştırılmış dört noktasının koordinatlarını kullanın (Ek Şekil 7).
  10. Tüm görünümlerde omur gövdelerinin sıkıştırma sonrası fotoğraflarını elde edin.

6. Veri analizi

  1. MTS, yük yer değiştirme eğrisini hesaplamak için yük ve uzatma değerlerini toplar. Hem FEA hem de deneysel sıkıştırmadan, istatistiksel analiz yapmak için sertlik ve mukavemet değerlerini kullanın.
    NOT: Sertlik, doğrusal yörüngesindeki eğimdir ve mukavemet, elastik tepkinin en yüksek noktasıdır. Son olarak, kırılma modeli, sıfır olmayan bir plastik gerinim ile sonlu elemanlardan sıkıştırma yükü boyunca herhangi bir kırılmanın tanımlanmasıyla tanımlanır.
  2. Uygun veri analiz yazılımını kullanarak tüm istatistiksel analizleri gerçekleştirin.

Erişim kısıtlı. Bu içeriği görüntülemek için lütfen giriş yapın veya deneme sürümünü başlatın.

Sonuçlar

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

12 domuz omurundan, tüm örnekler için elde edilen yük-yer değiştirme eğrileri, tüm deneysel veri eğrilerinin benzer desenler gösterdiği Şekil 1'de gösterilmiştir. Sonuçlar ortalama 9.54 ±1.1 kN/mm (dağılım 6.73-13.63 kN/mm) ve 10.2 ± 0.86 kN (dağılım 8.1-13 kN) vertebral sertlik ve mukavemet göstermektedir. Deneysel sıkıştırma testlerinin video analizi, numuneler arasında ortak bir başarısızlık modeli gösterdi. Arıza paterni üç kırılma hattından oluşuyordu. İlk iki kırık hattı, vücudun poste...

Erişim kısıtlı. Bu içeriği görüntülemek için lütfen giriş yapın veya deneme sürümünü başlatın.

Tartışma

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

CT'den türetilen FEA, biyomekanik davranışı modellemek için iyi bilinen bir araç olsa da, az sayıda çalışma, VCF'ler bağlamında fiziksel doğrulama ile birlikte matematiksel modelleme uygulamaktadır. Bu çalışma, domuz ve insan kadavra dikenlerinin deneysel olarak sıkıştırılmasıyla desteklenen torakolomber VCF'nin doğru bir öngörücü matematiksel modelini göstermektedir. Model, eksenel yüke omur tepkisini matematiksel olarak tahmin etmek için mukavemet, sertlik, kırılma modeli, yük mekaniği...

Erişim kısıtlı. Bu içeriği görüntülemek için lütfen giriş yapın veya deneme sürümünü başlatın.

Açıklamalar

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

Yazarların ifşa edecek hiçbir şeyi yoktur ve herhangi bir çıkar çatışması yoktur.

Teşekkürler

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

Bu yayında bildirilen araştırma Cocomo Vakfı tarafından desteklenmiştir.

Erişim kısıtlı. Bu içeriği görüntülemek için lütfen giriş yapın veya deneme sürümünü başlatın.

Malzemeler

Bu makalede kullanılan malzemelerin listesi
AdŞirketKatalog numarasıYorumlar
3-MATICMateryalize Edilir  v15.0 
Abaqus/CAESimulian/a
Analitik TeraziSigma AldrichOH30122634
Kadavra domuz omurgaları Yerel kasap dükkanı, Chicago, IL
CT makinesiSiemensSOMATOM Tanım AS
Epredia  Shandon Yuvarlak Uçlu Kemik Testeresi, Bıçak: 8 inç. x 2,5 inç (20,3 inç 6,4 cm), standart, 11,5 inç (29,2 cm)Fischer Scientific40018
Balıkçı Markası  İnce Hassas Orta Uçlu Cımbız/ForsepsFischer Scientific12-000-157
Integra Miltex  Steril Standart NeşterlerFischer Scientific12-460-451
Lazer kesici makinesi / 3D yazıcıFusion3F400HFR
Mimics Yazılımı Materialisev2.0
NDI Optotrak Certus NextGenErgonomiCertus Ürünleri
Ortopedik Kemik TesteresiOrtopedik MatkaplarOTS-1
SPSS İstatistikleri IBMv27
Su Geçirmez Nem Bariyerli Emici Alt Pedler, 58,4 x 61 cm, 410 mL, Mavi, 200/csVWR INTERNATIONAL INC 56616-032

Kaynaklar

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

Erişim kısıtlı. Bu içeriği görüntülemek için lütfen giriş yapın veya deneme sürümünü başlatın.

Yeniden basım ve izinler

Bu JoVE makalesinin metnini veya şekillerini yeniden kullanmak için izin iste

İzin iste

Etiketler

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

İlgili makaleler