方法文章

基于几何参数化患者特异性有限元模型的脊柱融合术后邻近节段生物力学分析

1.1K 次观看

⸱

DOI：

10.3791/66247

⸱

2024年1月19日

 ,  ,  ,  ,  , 
1Department of Spine Surgery, China-Japan Friendship Hospital, 2College of Mechanical and Electrical Engineering, Beijing University of Chemical Technology

本文内容

摘要

本研究采用基于患者的有限元模型，分析脊柱融合术后邻近节段的力学变化。结果表明，融合手术降低了腰椎整体活动度，但增加了邻近节段（尤其是近端节段）的负荷和应力。

摘要

本研究旨在利用几何参数化的患者特异性有限元模型，对脊柱融合术后邻近节段进行力学分析，以阐明邻近节段退变（ASD）的发生机制，从而为疾病的早期预防提供理论依据。基于患者个体化脊柱几何结构的14个参数从患者术前的计算机断层扫描（CT）图像中提取，并采用图像匹配方法确定各脊柱节段的相对位置。通过上述方法建立了术前患者特异性脊柱模型。术后模型在L4-L5节段行后路腰椎椎间融合术（PLIF）后构建，建模方法与术前相同，但移除了椎板和椎间盘，并置入椎间融合器、4枚椎弓根螺钉及2根连接棒。通过比较术前与术后模型中各解剖结构的数值，确定了活动范围（ROM）和应力变化情况。融合术后腰椎整体活动范围减小，而邻近节段的活动范围、小关节应力以及椎间盘应力均有所增加。对纤维环、髓核和小关节应力分布的分析还显示，不仅这些组织中的最大应力升高，中高强度应力区域也有所扩大。在扭转运动中，近端邻近节段（L3-L4）的小关节和纤维环应力增加程度大于远端邻近节段（L5-S1）。尽管融合手术总体上限制了腰椎的活动，但也导致邻近节段承担更多负荷以代偿融合节段的功能，从而增加了ASD的风险。由于应力显著升高，脊柱融合术后近端邻近节段比远端邻近节段更易发生退变。

引言

腰椎椎间融合手术是治疗腰椎退行性疾病最常用的外科手术方法1。术后短期内，超过90%的患者可获得良好疗效2。然而，长期随访研究结果表明，部分患者在融合节段邻近的椎体节段出现退行性改变3。腰椎椎间融合会加速邻近节段的退变进程，这种现象被称为邻近节段退变（adjacent segment degeneration, ASD）。根据文献报道，基于影像学检查诊断的ASD发生率在融合术后5年内为36%至84%4，可能导致放射性疼痛、间歇性跛行等症状，甚至可能需要再次手术治疗。ASD的发生机制尚不明确，但大多数研究人员认为生物力学因素在其发生中起着重要作用。一些研究将ASD归因于术后邻近节段活动范围（range of motion, ROM）增加5,6，另一些研究则认为是邻近节段椎间盘内压力升高所致7,8,9，还有研究指出是邻近节段小关节所受应力增加所致10。

在研究脊柱生物力学的各种方法中，有限元（FE）建模因其无创性、低成本和可重复性而被广泛应用。一些研究人员11,12,13 利用术前计算机断层扫描（CT）数据建立了包含整个腰椎（L1-L5）的三维有限元模型，使得研究者能够探索脊柱生物力学的多个方面，包括脊柱在不同载荷条件下的响应14,15、不同病理状态的影响16，以及相关治疗方式和技术的效果17。尽管上述建模方法能够提供关于患者特异性脊柱几何结构的输出结果，并涵盖复杂的界面信息，获得体内实验无法获取的丰富数据，但由于建模过程耗时较长，其临床应用仍受到限制，目前仅适用于基于单个或少数个体的模型14。为解决这一问题，Nikkhoo 等人18 建立了一个简化的 L1-S1 腰骶部模型，该模型通过提取患者术前影像数据中的参数来控制脊柱几何结构，从而可根据输入参数自动生成或更新患者特异性模型。基于该建模方法构建的有限元模型已被证实具有良好的有效性。然而，与先前基于 CT 重建的模型相比，在椎间盘内压、小关节平均应力以及纤维环平均应力方面仍存在显著差异。Ghezelbash 等人19 的研究中也应用了另一种简化的脊柱模型，但由于其椎体呈圆柱形且缺乏后部结构的真实解剖特征，该模型与真实腰椎几何形态差异较大。

因此，在本研究中，我们建立了一种几何参数化的患者特异性有限元模型，以实现更高效且具有良好有效性的建模与分析过程。随后，我们对融合手术后相邻节段进行了力学分析，以阐明其机制，并为邻近节段病（ASD）的早期预防提供理论依据。

方案

该方案遵循《赫尔辛基宣言》进行，并已获得中日友好医院伦理审查委员会的批准。

1. 腰椎几何结构的参数化建模

  1. 从一名无脊柱外伤、畸形或肿瘤病史的成年健康男性（身高180 cm，体重68 kg）的CT扫描数据集中提取建模所需的初始数据（DICOM 3.0格式，像素尺寸为0.33 mm，层间距为1 mm）。
  2. 选取14个特征参数以实现脊柱轮廓的生成，这些参数基于临床实践中最关注的腰椎形态特征以及最新文献18,20。
    1. 使用3D图像处理软件在CT图像上直接测量这14个参数，如图1A所示。
    2. 在轴向视图窗口中，使用椭圆工具精确测量椎体终板的参数。
    3. 针对每个脊柱节段和椎体，首先从上至下仔细查看轴向方向的CT图像，确定显示椎体边界最完整且面积最大的图像，用于后续数据测量。
    4. 在测量模块中使用椭圆工具拟合椎体下终板，如图1A所示。
    5. 进行多次测量后，计算平均值，确保椭圆面积与椎体实际面积之间的差异保持在10%以内。
    6. 测量拟合椭圆的长轴和短轴长度，分别记为参数A1和A2。
    7. 此外，测量中段最窄处横截面以及上终板的相应尺寸，分别记为参数B1、B2、C1和C2。
    8. 在冠状视图窗口中，使用距离测量工具测定椎体高度，记为参数H。
  3. 使用角度测量工具在矢状面中量化上下关节突的后倾角度，分别记为参数α和β。
    1. 在CT轴向视图窗口中，使用距离测量工具测量椎体中段至椎板的垂直距离，作为椎弓根长度控制参数L1。
    2. 类似地，在CT轴向视图窗口中分别使用角度测量工具和距离测量工具测量参数L2、γ、L3和θ，作为横突和棘突的控制参数。
    3. 为控制观察者间和观察者内变异，由两名具有5年以上脊柱外科培训经历的医师对每个参数进行3次测量，以确认数据的可靠性。
  4. 除骶骨外，对所有脊柱节段使用建模软件中的实体释放功能，按照图1A中的简化模型设计方案构建模型。
    1. 建立三个参考平面，并调整上下平面之间的距离以匹配椎体高度。在每个平面上绘制三个同心椭圆，使其尺寸与CT数据测量结果一致。
    2. 将这些绘制的椭圆作为实体释放功能的约束轮廓，从而生成简化的椎体模型。
  5. 为重现关节突关节处的弧面接触，使用圆柱面模拟关节面。
    1. 确保上关节突为凹面1/4圆柱弧面，而下关节突为凸面1/4圆柱弧面。为减轻关节对合时的应力集中，适当对上下关节突的边缘进行倒圆处理。
  6. 在关节突与椎体之间生成拉伸实体以模拟椎弓根。由于横突或棘突的形状对后续韧带单元的添加影响较小，使用规则的平行六面体来复制这些突起的几何轮廓。
    1. 对部分角进行倒圆以获得更精细的表示。在建模软件中修改14个特征参数的数值，以生成个性化的脊柱几何结构。
  7. 考虑到有限元模型计算主要关注关节突和上终板的应力，仅在CT横断面窗口中测量骶骨上终板的参数C1和C2，并在矢状面窗口中采用与步骤1.1类似的测量方法测量上关节突倾斜角参数α。
    1. 在建模软件中生成一个上宽下窄的锥形结构作为骶骨的简化模型，两侧延伸出柱状结构以模拟骶翼，并提供韧带附着点。使用上述三个参数控制S1的几何形状。简化骶骨模型见图1B。
  8. 应用图像匹配法确定各脊柱节段的相对位置。
    1. 将所有椎体和骶骨模型导入建模软件的装配界面，并加载CT图像的中矢状面作为参考背景。
    2. 旋转、移动并缩放每个椎体节段，使其与参考图像的相应部分对齐（图1B）。
  9. 提取相邻椎体终板轮廓用于实体释放。
    1. 选择相邻的椎体终板并将其插入草图中，以获得椎间盘结构。
    2. 使用转换实体引用命令将椎体终板轮廓提取为草图中的椭圆线，并执行草图释放以生成简化的椎间盘基质模型。
    3. 以与椎间盘基质类似的方式创建髓核，但需将椭圆草图面积缩小至原始面积的40%，并在草图中略微向后移动。
    4. 此外，将髓核模型整体放大10%，以便在网格划分时利于终板的分割。最终简化的椎间盘模型见图1B。

2. 基于患者特异性几何结构构建腰椎后路椎间融合（PLIF）模型

  1. 在建模软件中重新加载简化模型。选择L4-L5椎间盘节段进行融合。
  2. 根据个体化的腰椎参数化模型，手动去除L4椎体的椎板和棘突。移除L4-L5椎间盘。
  3. 在椎间隙内放置融合 Cage，并用骨结构填充融合 Cage 周围剩余的椎间隙空间。
  4. 通过在双侧椎弓根内插入椎弓根螺钉，实施后路腰椎椎间融合术（PLIF）。
    1. 根据文献21，使用直径为5.5 mm、长度为45 mm的螺钉，直径为6 mm、长度为60 mm的固定杆，以及长度为22 mm、宽度为8 mm的植骨 Cage。
    2. 调整椎弓根螺钉的位置，使进钉点位于椎弓根中心附近。
    3. 在建模软件中采用布尔运算方法，使用特征选项中的组合命令。
    4. 将运算类型设置为“减去”，以L4和L5椎体为主要实体，以椎弓根螺钉为减去实体，完成L4和L5椎弓根螺钉路径的建模。
    5. 采用相同流程，将运算类型设置为“添加”，将螺钉和固定杆模型合并为一个整体。患者特异性的PLIF模型构建结果见图1B。

3. 建立参数化、患者特异性、术前及术后有限元模型

  1. 网格生成
    1. 在完成几何处理后，使用网格软件22对术前和术后模型进行网格划分。导入 stp 模型，并利用2D Meshing Auto Mesh模块设置表面网格尺寸和单元类型，生成模型的表面网格。
    2. 使用3D Meshing Solid Map模块设置实体网格单元类型，并自动生成实体网格。对椎弓根螺钉和固定棒的表面网格采用尺寸为 1 mm 的四边形单元，并自动生成由 C3D4 和 C3D8R 单元混合构成的实体网格。
    3. 对于椎间融合器，表面网格采用尺寸为 1 mm 的三角形单元，实体网格使用 C3D4 四面体单元。
    4. 由于 L4-L5 节段残余椎间盘模型形状不规则，其端面表面网格采用尺寸为 1.5 mm 的三角形单元，并通过拉伸方式生成实体网格，使用 C3D8R 和 C3D4 单元的混合形式。
    5. 采用与术前模型相同的方法对术后 PLIF 模型的其余部分进行网格划分，最终在术后 PLIF 模型中生成 617,231 个单元和 151,078 个节点。
  2. 材料属性与相互作用设置
    1. 将划分好网格的术前和术后模型导入有限元软件进行预处理。
      1. 在Material Manager面板中，将椎弓根螺钉、固定棒和椎间融合器的Material Behavior设置为各向同性线弹性材料。
      2. 在Data选项卡中，指定材料的Young Modulus和Poisson Ratio。
      3. 螺钉和固定棒采用钛合金，融合器采用聚醚醚酮（polyetheretherketone）。具体材料参数参见Table 2。
      4. 由于 L4-L5 节段残余椎间盘的网格非六面体结构，无法定义为超弹性材料，参考相关文献23，在Material Manager中将其设为各向同性线弹性材料；其Young Modulus设为 4 MPa，Poisson Ratio设为 0.45。
    2. 进入Interaction模块，打开Constraint Manager，点击Create按钮以打开Create Constraint窗口。
      1. 将类型设置为Binding。在Model Display窗口中，选择上、下椎体终板以及融合器的绑定节点。
      2. 确认后，打开Edit Constraint窗口，将Discretization Method设为分析默认值，并指定不忽略壳单元厚度。
      3. 根据理想椎间融合后的生物力学条件设置相互作用关系，忽略骨与螺钉或融合器之间可能发生的滑移。
      4. 将螺钉与松质骨之间、融合器与上、下椎体终板之间的接触关系设为绑定（binding）。
      5. 将关节接触面之间的接触相互作用属性设为由Penalty函数控制的滑动摩擦，切向摩擦系数为 0.01，法向为允许接触后分离的硬接触（hard contact）。
    3. 根据人体腰骶部运动规律设置边界条件：所有椎体节段均可活动，而骶骨主要提供支撑和固定作用。
      1. 进入有限元软件的Load模块，打开Boundary Conditions Manager，点击Create按钮以打开Create Boundary Condition窗口。
      2. 将Category设为Mechanical，并选择适用于所选分析步的类型为Symmetry/Anti-symmetry/Full fixity。
      3. 点击Continue，在模型显示界面中选择骶骨的表面节点。
      4. 完成后，在弹出的Edit Boundary Condition窗口中选择选项Fully fixed (U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0)。
    4. 所有材料属性设置参见Table 1和Table 224,25,26。术前和术后模型中其他组织与结构采用相同的材料属性、相互作用关系及边界条件设置。
  3. 个性化有限元模型的验证
    1. 在施加任何载荷之前，在 L3 椎体上终板中心稍偏后方建立一个加载点，并通过约束关系将 L3 上终板上的所有节点与此加载点耦合。
    2. 在模型加载点施加 3.5 N∙m 的不同方向纯弯矩，以模拟腰椎在前屈、后伸和侧弯时的运动。测量各节段的活动范围（ROM），并与 Guan 等人27报道的实验数据进行比较。
    3. 在加载点施加 150 N 的垂直载荷，并施加 2.5 N∙m、5 N∙m 和 7.5 N∙m 的不同方向载荷，以模拟腰椎在各个方向的运动。测量各节段的 ROM，并与 Panjabi 等人28报道的实验数据进行比较。
    4. 采用瞬时旋转中心法测量并计算各腰椎节段的 ROM。
      1. 在有限元软件的后处理模块中固定视图，捕捉模型在相同视角下的变形前后位移图像，并导入图像处理软件。
      2. 根据文献所述方法确定各节段的瞬时旋转中心及脊柱运动状态。
      3. 对每个节段测量三次，取平均值以减小不同测量平面带来的误差。
    5. 在加载点施加 500 N 的垂直载荷和 7.5 N∙m 的力矩，以模拟前屈、后伸和侧弯运动。
    6. 在后处理中提取各节段椎间盘髓核内的最大内部应力，并与 Dreischarf 和 Wike14,29报道的结果进行比较。

4. 有限元模型的加载

  1. 将相同的处理过程和载荷值应用于术前和术后PLIF模型，以促进分析PLIF手术后的力学变化。
  2. 在L3椎骨上方的加载点施加400 N的垂直向下载荷，并在该加载点施加7.5 N∙m的力矩载荷，分别模拟人体前屈、后伸、侧弯和扭转运动。
    注意：由于参数化的腰骶部模型关于矢状面对称，因此在侧弯和扭转过程中仅需模拟单侧方向的运动。
  3. 参见图1B查看最终的患者特异性术后PLIF有限元模型。

结果

患者特异性模型的模拟结果与既往文献结果的比较
椎间盘的活动范围（ROM）
根据关等人27的实验加载条件，在模型的加载点施加3.5 N∙m的不同方向纯弯矩载荷，以模拟腰椎在前屈、后伸和侧弯运动中的活动情况，并测量各节段的活动范围（ROM），与关等人的研究结果进行比较。比较结果如图2A-C所示。与关等人的实验数据相比，本研究建立的有限元模型在前屈时各节段的ROM较小，在后伸时L3-L4节段的ROM较大，两者基本均处于实验标准差的合理范围内。在侧弯过程中，本研究的结果均在标准差范围之内。

为在组合载荷（轴向载荷和弯矩载荷）条件下进行验证，参考潘家壁等人28体外实验的条件，在加载点施加150 N的垂直载荷，并施加2.5 N∙m、5 N∙m和7.5 N∙m不同方向的力矩，以模拟腰椎在各个方向的运动。结果如图2D-I所示，其中y轴方向表示运动方向。本研究的大多数结果与既往体外实验数据吻合良好，整体趋势相似。在较大载荷下，L4-L5节段的活动范围（ROM）略超出标准误差范围。

髓核中的应力
结果如图2J-L所示。我们可以得出结论：本研究中使用的患者特异性模型的模拟结果与其他已验证的有限元（FE）模型的结果以及相关的体外实验数据一致14,29。

PLIF 手术前后邻近节段活动度（ROM）的变化
邻近节段活动度（ROM）的变化如图3所示。融合手术后，各运动方向的活动度均显著增加。在前屈状态下，L3-L4 和 L5-S1 节段的椎间活动度分别增加了 15.9% 和 25.9%；在后伸状态下，L3-L4 和 L5-S1 节段的椎间活动度分别增加了 5.9% 和 15.6%；在侧弯状态下，L3-L4 和 L5-S1 节段的活动度分别增加了 10% 和 17.5%；而在旋转状态下，L3-L4 和 L5-S1 节段的活动度分别增加了 19% 和 21.4%，该结果与现有的有限元（FE）研究30,31以及相关体外（in vitro）实验32,33的结果一致。

腰骶部模型在PLIF手术前后总体活动范围（ROM）的变化
L4-L5融合术后，腰椎总体活动度在前屈时减少了33.5%，后伸时减少了44.3%，侧屈时减少了35.6%，扭转时减少了28.6%。可以得出结论：融合手术后，腰骶部模型在各个运动方向上的总体ROM均显著下降，如表3所示。这表明，尽管融合后邻近节段的活动度有所增加，但融合节段活动度的显著降低导致了整体ROM的下降，并增加了腰骶部的整体刚度。

PLIF 手术前后邻近节段小关节突关节内的应力
计算双侧小关节突关节上九个均匀分布点的平均 von Mises 应力值；其中，选取应力值最高的点作为指标，用于比较 PLIF 手术前后小关节突关节的生物力学特性。

如图4和图5所示，在所有运动方向上，经椎间融合术（PLIF）后，相邻节段小关节的平均应力均显著增加。L3-L4和L5-S1节段小关节在前屈时平均应力分别增加了42.2%和45.3%，在后伸时分别增加了3.1%和26.8%，在侧弯时分别增加了24.8%和43%，在扭转时分别增加了136.4%和113%。这些结果与文献报道一致34,35。本研究还发现，在后伸过程中，L3-L4节段相邻节段小关节的应力增加较小（小于5%），而在扭转过程中应力增加极为显著（所有情况下均增加超过100%）。

图5 显示了PLIF手术前后在各个运动方向上邻近节段小关节在活动过程中的应力分布情况。L4-L5节段小关节内的应力在PLIF术后显著降低，而高应力集中区（红色区域）和中等应力集中区（黄色和绿色区域）的范围增大，表明融合术后不仅邻近节段小关节的最大应力增加，而且应力集中区域的范围也扩大，这可能是影响邻近节段退变（ASD）的重要因素之一。

PLIF 手术前后邻近节段椎间盘内的应力变化
PLIF 手术后，在前屈状态下，L3-L4 和 L5-S1 节段纤维环的最大应力分别增加了 11.9% 和 11.1%；在后伸状态下分别增加了 3.7% 和 18.3%；在侧弯状态下分别增加了 47.6% 和 59.5%；在旋转状态下分别增加了 81.0% 和 63.8%。L3-L4 和 L5-S1 节段髓核的最大应力在前屈状态下分别增加了 10.3% 和 8.3%；在后伸状态下分别增加了 5% 和 10.7%；在侧弯状态下分别增加了 32.3% 和 21.6%；在旋转状态下分别增加了 55.6% 和 50%。

如图6所示，在PLIF手术后，所有运动方向下纤维环和髓核内的应力均有所增加，其中扭转运动时的增幅最为显著。术前，在几乎所有运动方向下，L3-L4节段的纤维环和髓核应力均高于L5-S1节段。PLIF术后，L3-L4节段在扭转运动时应力增加最为显著，纤维环应力增加了81%，髓核应力增加了55.6%。在侧弯运动过程中，纤维环和髓核的应力增加幅度大于前屈和后伸运动时的增幅。

图7 显示了PLIF手术前后相邻节段纤维环和髓核中的应力分布。与小关节的应力模式相似，在扭转过程中，纤维环和髓核均出现应力集中以及更集中的应力分布。此外，在前屈、后伸和侧弯运动期间，最大内部应力出现在受压侧，而在扭转过程中，最大应力的位置并不局限于一侧。

椎体CT扫描建模；示意图，CT数据提取，三维椎体重建过程。
图1：构建患者特异性有限元模型的参数与流程。（A）生成患者特异性腰椎几何结构的参数。（B）构建腰骶段脊柱（L3-S1）患者特异性术前与术后有限元模型的流程。请点击此处查看该图的放大版本。

脊柱活动范围和应力图表，比较不同研究；屈曲、伸展时的力矩与活动范围关系图。
图 2：基于患者特异性模型的模拟结果与既往文献结果的比较。（A-C）患者特异性模型的活动范围（ROM）与Guan研究结果的比较。（D-F）在L3-L4节段施加相似联合载荷条件下，采用患者特异性模型进行有限元分析所得ROM结果与Panjiabi数据的比较。（G-I）在L4-L5节段施加相似联合载荷条件下，采用患者特异性模型进行有限元分析所得ROM结果与Panjiabi数据的比较。（J-L）本研究与其他研究在髓核内应力模拟结果的比较。请点击此处查看该图的放大版本。

脊柱融合术后活动度比较；柱状图，屈曲、伸展、侧弯、扭转分析，融合前后对比。
图3：L3-L4节段和L5-S1节段在不同方向运动中行后路腰椎间融合术（PLIF）前后的活动度（ROM）比较。 （A）L3-L4节段和（B）L5-S1节段。 请点击此处查看该图的放大版本。

静态平衡条形图：腰椎关节L3-L4、L4-L5、L5-S1融合前与融合后的应力对比。
图4：PLIF术前与术后小关节在屈曲、伸展、侧弯和扭转过程中的平均应力。 （A）屈曲。（B）伸展。（C）侧弯。（D）扭转。 请点击此处查看该图的放大版本。

脊柱载荷分布示意图；PLIF术前/术后；屈曲、伸展、侧弯、扭转分析。
图5：PLIF术前和术后在不同方向运动过程中关节突关节的应力分布。 请点击此处查看该图的放大版本。

脊柱应力分析图；融合术前与融合术后比较；纤维环与髓核。
图6：PLIF术前与术后相邻节段纤维环与髓核的内部应力。 （A）纤维环。（B）髓核。 请点击此处查看该图的放大版本。

腰椎应力分析，PLIF术前术后示意图，纤维环，髓核评估。
图7：PLIF手术前后相邻节段纤维环与髓核的应力分布。 请点击此处查看此图的放大版本。

仪器材料特性网格类型杨氏模量（MPa）泊松比
椎弓根螺钉钛C3D41100000.3
固定杆
椎间融合装置聚醚醚酮C3D437000.3

表1：内固定与融合器械的材料特性

结构单元类型弹性模量 (MPa)泊松比密度 (kg/mm3)
皮质骨S4120000.31.7 × 10-6
皮质骨C3D41000.21.1 × 10-6
椎体后部结构C3D435000.251.4 × 10-6
终板S423.80.41.2 × 10-6
纤维环C3D8HC10 = 0.18, C01 = 0.045-1.05 × 10-6
髓核C3D8HC10 = 0.12, C01 = 0.03-1.02 × 10-6

表2：腰椎有限元模型的材料属性参数

运动方向PLIF术前最大位移/mmPLIF术后最大位移/mm变化百分比
前屈49.833.1-33.50%
后伸19.210.7-44.30%
侧弯29.819.2-35.60%
扭转18.513.2-28.60%

表3：PLIF术前和术后不同方向运动期间的最大位移

讨论

本研究建立了几何参数化的患者特异性有限元模型，以分析腰椎后路腰椎椎间融合术（PLIF）后的生物力学特性。结果表明，PLIF术后融合节段的关节突关节和椎间盘应力显著降低，提示PLIF可有效增强减压节段的稳定性，并延缓病变的进一步加重。PLIF术后腰椎整体活动度下降，而相邻节段的活动范围（ROM）、关节突关节应力、关节突关节应力集中区域以及相邻椎间盘的应力均在不同程度上有所增加。这表明融合不仅限制了腰椎的运动，还使得相邻节段产生更大范围的活动，承担更多的载荷，以代偿融合节段的功能。由此形成恶性循环，进一步增加相邻节段的应力，导致应力集中加剧，并提高相邻节段退行性病变的风险。本研究结果与其它研究者的有限元研究36,37以及Weinhoffer26和Cunningham38的尸体标本实验结果一致。尽管不同研究中椎间盘应力增加的程度存在较大差异，但我们认为这种差异与样本、加载方式或测量方法的不同有关。

我们还发现，在几乎所有运动方向（前屈、后伸和扭转）下，近端邻近节段（L3-L4）小关节所受应力均高于远端节段（L5-S1）小关节。在扭转运动过程中，近端和远端邻近节段的应力增加更为显著（>50%），高于其他方向运动时的应力变化。特别是近端邻近节段（L3-L4）的小关节和纤维环所受应力增加程度大于远端邻近节段（L5-S1）。已有研究提示，由于应力显著增加，脊柱融合术后近端邻近节段比远端邻近节段更容易发生退变39。

根据本研究的结果，外科医生在脊柱融合手术期间采取策略以降低邻近节段退变（ASD）的风险，尤其是在近端节段，具有重要意义。这包括术前规划，例如评估 ASD 的风险因素，如邻近节段既有的退行性改变或矢状面平衡异常。此外，在手术过程中采取更为保守的方法是可取的，例如限制融合节段的数量。同时，考虑到扭转过程中应力显著增加，可采取积极措施，例如融合上方邻近节段的小关节，或鼓励患者在术后恢复期间通过下肢活动代偿腰椎运动，以尽量减少腰椎扭转的幅度，从而带来益处。

本研究提出了一种用于腰骶部有限元建模的个体化参数化方法。本研究中进行的验证测试表明，所建立的L3-S1腰骶部有限元模型与既往文献中的数据一致27,28。少量模拟数据略超出标准误差范围，例如在较大载荷下L4-L5节段的活动范围（ROM），这可能由个体差异或模型参数差异所致。然而，偏差并不显著，且变化趋势与文献结果相符。此外，我们认为，鉴于人体在水平扭转时极少承受较大载荷，这种差异对其他方向的模拟结果及最终的临床解释影响较小。关于压力作用下髓核内的应力，本研究使用模型的模拟结果也与文献数据一致14,29。总体而言，本研究模型的生物力学特性与现有理论相符，表明该模型可用于模拟腰骶部在常规载荷下的运动，以及腰椎脊柱手术后个体的生物力学特性分析。

该建模的关键在于使用简单的几何形状来精确模拟椎骨及其周围组织的形态，特别是承重骨的形状。在建模软件中，通过直接的操作方法创建由简单几何体组成的、参数可控的模型来实现这一目标。此过程中的主要挑战是利用侧位X光图像作为矢状面参考，将所建模的脊柱节段在三维空间中进行准确定位，从而形成连贯的腰骶部脊柱模型。这需要在矢状面、冠状面和横断面上进行手动调整，以避免椎骨之间的空间错位或相互干涉。目前，该步骤只能通过人工完成，耗时较长，若无特征点识别技术的引入，难以有效解决。

本研究提出的建模方法也存在一定的局限性。首先，该参数化模型主要考虑腰椎的内固定或融合，对骶骨形态进行了显著简化。这是因为在关注腰椎承载特性的研究中，通常假设骶骨处于固定不动状态。因此，该模型不适用于涉及骶骨内固定的情况。其次，模型中每个椎体均分别定义了皮质骨和松质骨，假设皮质骨具有均匀的厚度和均质性，松质骨也假设为均质材料。该假设未考虑骨质疏松可能导致的骨密度变化。第三，尽管本研究采用了一种简化的静态建模方法，主要使用基本几何形状来表示腰骶部结构，但现有腰椎研究中也存在更为复杂的模型20,40，例如粘弹性、多孔弹性以及多孔-超弹性模型。本研究选择简化静态模型，是出于对腰骶部有限元建模中个体化几何形态的关注。该方法虽然在复杂性上低于粘弹性或多孔弹性模型，但在计算效率和个体化定制方面具有显著优势，能够快速适应个体解剖结构的差异，这对于个性化临床应用至关重要。与更复杂的粘弹性或多孔弹性模型相比，本研究所采用的简化静态模型在模拟脊柱生物力学的某些动态或流体特性方面可能无法达到同等精度。然而，针对本研究的目标——聚焦于个体化几何形态和常规载荷模拟——该模型在细节刻画与实际应用性之间实现了合理的平衡。

本研究中，几何参数化的有限元建模方法展现出诸多优势，例如相较于目前使用的CT建模方法，计算耗时更短、模型收敛性更好，且更便于实现个体化建模。未来的研究可聚焦于将本研究采用的建模方法与基于人工智能算法的图像识别技术相结合，以推动完全自动化的建模和高效的生物力学分析。此外，我们的建模方法也可应用于大样本量的生物力学分析研究，从而在提高结论可靠性的同时，阐明脊柱疾病的发病机制，进而开发创新的治疗手段和预防策略。

披露

作者声明他们不存在任何竞争性利益或其他可能被认为会影响本文报告的结果和/或讨论的利益关系。

致谢

本研究未从公共、商业或非营利机构的资助组织获得任何专项拨款。

材料

本文使用的材料清单
姓名公司目录编号评论
AbaqusDassaulthttps://www.3ds.com/products/simulia/abaqus有限元分析
AutoCADAutodeskhttps://www.autodesk.com/products/autocad/一种工程计算机辅助设计软件，用于测量不同椎体节段的活动范围（ROM） 
CT扫描数据集 中日友好医院一名成年健康男性个体的CT数据集，无脊柱外伤、畸形或肿瘤病史（身高180 cm，体重68 kg）。原始数据以Dicom 3.0格式存储，像素尺寸为0.33 mm，层间距为1 mm。
Hypermesh 2019Altairhttps://altair.com/hypermesh/ 网格生成
Mimics Research 21.0Materialisehttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimics模型构建

参考文献

  1. Guigui, P., Ferrero, E. Surgical treatment of degenerative spondylolisthesis. Orthop Traumatol Surg Res. 103 (1), S11-S20 (2017).
  2. de Kunder, S. L., et al. Transforaminal lumbar interbody fusion (TLIF) versus posterior lumbar interbody fusion (PLIF) in lumbar spondylolisthesis: a systematic review and meta-analysis. Spine J. 17 (11), 1712-1721 (2017).
  3. Li, D., et al. Topping-off surgery vs posterior lumbar interbody fusion for degenerative lumbar disease: a comparative study of clinical efficacy and adjacent segment degeneration. J Orthop Surg Res. 14 (1), 197(2019).
  4. Hashimoto, K., et al. Adjacent segment degeneration after fusion spinal surgery-a systematic review. Int Orthop. 43 (4), 987-993 (2019).
  5. Spivak, J. M., et al. Segmental motion of cervical arthroplasty leads to decreased adjacent-level degeneration: Analysis of the 7-year postoperative results of a multicenter randomized controlled trial. Int J Spine Surg. 16 (1), 186-193 (2022).
  6. Liang, W., et al. Biomechanical analysis of the reasonable cervical range of motion to prevent non-fusion segmental degeneration after single-level ACDF. Front Bioeng Biotechnol. 10, 918032(2022).
  7. Wang, B., et al. Biomechanical evaluation of anterior and posterior lumbar surgical approaches on the adjacent segment: a finite element analysis. Comput Methods Biomech Biomed Engin. 23 (14), 1109-1116 (2020).
  8. Hua, W., et al. Biomechanical evaluation of adjacent segment degeneration after one- or two-level anterior cervical discectomy and fusion versus cervical disc arthroplasty: A finite element analysis. Comput Methods Programs Biomed. 189, 105352(2020).
  9. Jiang, S., Li, W. Biomechanical study of proximal adjacent segment degeneration after posterior lumbar interbody fusion and fixation: a finite element analysis. J Orthop Surg Res. 14 (1), 135(2019).
  10. Kim, J. Y., et al. Paraspinal muscle, facet joint, and disc problems: risk factors for adjacent segment degeneration after lumbar fusion. Spine J. 16 (7), 867-875 (2016).
  11. Shirazi-Adl, A., Ahmed, A. M., Shrivastava, S. C. A finite element study of a lumbar motion segment subjected to pure sagittal plane moments. J Biomech. 19 (4), 331-350 (1986).
  12. Shirazi-Adl, S. A., Shrivastava, S. C., Ahmed, A. M. Stress analysis of the lumbar disc-body unit in compression. A three-dimensional nonlinear finite element study. Spine (Phila Pa). 9 (2), 120-134 (1984).
  13. Brekelmans, W. A., Poort, H. W., Slooff, T. J. A new method to analyse the mechanical behaviour of skeletal parts). Acta Orthop Scand. 43 (5), 301-317 (1972).
  14. Dreischarf, M., et al. Comparison of eight published static finite element models of the intact lumbar spine: predictive power of models improves when combined together. J Biomech. 47 (8), 1757-1766 (2014).
  15. Schmidt, H., et al. Response analysis of the lumbar spine during regular daily activities--a finite element analysis. J Biomech. 43 (10), 1849-1856 (2010).
  16. Tischer, T., et al. Detailed pathological changes of human lumbar facet joints L1-L5 in elderly individuals. Eur Spine J. 15 (3), 308-315 (2006).
  17. Zhang, L., et al. Biomechanical changes of adjacent and fixed segments through cortical bone trajectory screw fixation versus traditional trajectory screw fixation in the lumbar spine: A finite element analysis. World Neurosurg. 151, e447-e456 (2021).
  18. Nikkhoo, M., et al. Development of a novel geometrically-parametric patient-specific finite element model to investigate the effects of the lumbar lordosis angle on fusion surgery. J Biomech. 102, 109722(2020).
  19. Ghezelbash, F., et al. Subject-specific biomechanics of trunk: musculoskeletal scaling, internal loads and intradiscal pressure estimation. Biomech Model Mechanobiol. 15 (6), 1699-1712 (2016).
  20. Rayudu, N. M., et al. Patient-specific finite element modeling of the whole lumbar spine using clinical routine multi-detector computed tomography (MDCT) data-A pilot study. Biomedicines. 10 (7), 1567(2022).
  21. Ambati, D. V., et al. Bilateral pedicle screw fixation provides superior biomechanical stability in transforaminal lumbar interbody fusion: a finite element study. Spine J. 15 (8), 1812-1822 (2015).
  22. Mahran, M., ELsabbagh, A., Negm, H. A comparison between different finite elements for elastic and aero-elastic analyses. J Adv Res. 8 (6), 635-648 (2017).
  23. Kurutz, M., Oroszváry, L. Finite element analysis of weightbath hydrotraction treatment of degenerated lumbar spine segments in elastic phase. J Biomech. 43 (3), 433-441 (2010).
  24. Schmidt, H., et al. Application of a calibration method provides more realistic results for a finite element model of a lumbar spinal segment. Clin Biomech. 22 (4), Bristol, Avon. 377-384 (2007).
  25. Lu, Y. M., Hutton, W. C., Gharpuray, V. M. Can variations in intervertebral disc height affect the mechanical function of the disc. Spine (Phila Pa). 21 (19), 2208-2216 (1996).
  26. Weinhoffer, S. L., et al. Intradiscal pressure measurements above an instrumented fusion. A cadaveric study. Spine (Phila Pa). 20 (5), 526-531 (1995).
  27. Guan, Y., et al. Moment-rotation responses of the human lumbosacral spinal column). J Biomech. 40 (9), 1975-1980 (2007).
  28. Panjabi, M. M., et al. Mechanical behavior of the human lumbar and lumbosacral spine as shown by three-dimensional load-displacement curves. J Bone Joint Surg Am. 76 (3), 413-424 (1994).
  29. Wilke, H., et al. Intradiscal pressure together with anthropometric data--a data set for the validation of models. Clin Biomech. 16, Bristol, Avon. Suppl 1 S111-S126 (2001).
  30. Perez-Orribo, L., et al. Biomechanics of a posterior lumbar motion stabilizing device: In vitro comparison to intact and fused conditions. Spine (Phila Pa). 41 (2), E55-E63 (2016).
  31. Schmoelz, W., et al. Biomechanical evaluation of a posterior non-fusion instrumentation of the lumbar spine. Eur Spine J. 21 (5), 939-945 (2012).
  32. Shono, Y., et al. Stability of posterior spinal instrumentation and its effects on adjacent motion segments in the lumbosacral spine. Spine (Phila Pa). 23 (14), 1550-1558 (1998).
  33. Ha, K. Y., et al. Effect of immobilization and configuration on lumbar adjacent-segment biomechanics. J Spinal Disord. 6 (2), 99-105 (1993).
  34. Matsukawa, K., et al. Incidence and risk factors of adjacent cranial facet joint violation following pedicle screw insertion using cortical bone trajectory technique. Spine (Phila Pa). 41 (14), E851-E856 (2016).
  35. Hilibrand, A. S., Robbins, M. Adjacent segment degeneration and adjacent segment disease: the consequences of spinal fusion. Spine J. 4, 6 Suppl 190S-194S (2004).
  36. Hwang, D. W., et al. Radiographic progression of degenerative lumbar scoliosis after short segment decompression and fusion. Asian Spine J. 3 (2), 58-65 (2009).
  37. Chen, W. J., et al. Surgical treatment of adjacent instability after lumbar spine fusion. Spine (Phila Pa). 26 (22), E519-E524 (2001).
  38. Cunningham, B. W., et al. The effect of spinal destabilization and instrumentation on lumbar intradiscal pressure: an in vitro biomechanical analysis. Spine (Phila Pa). 22 (22), 2655-2663 (1997).
  39. Bashkuev, M., Reitmaier, S., Schmidt, H. Effect of disc degeneration on the mechanical behavior of the human lumbar spine: a probabilistic finite element study. Spine J. 18 (10), 1910-1920 (2018).
  40. Nikkhoo, M., et al. Anatomical parameters alter the biomechanical responses of adjacent segments following lumbar fusion surgery: Personalized poroelastic finite element modelling investigations. Front Bioeng Biotechnol. 11, 1110752(2023).

重印与许可

标签

视频即将推出
联系我们
向图书馆推荐

隐私

使用条款

政策

版权所有 © 2026 MyJoVE Corporation。保留所有权利。