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Biomechanische Analyse benachbarter Segmente nach einer Wirbelsäulenversteifungsoperation mit Hilfe eines geometrisch-parametrischen patientenspezifischen Finite-Elemente-Modells

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DOI:

10.3791/66247

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19. Januar 2024

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

In diesem Artikel

Zusammenfassung

Hier haben wir ein patientenspezifisches Finite-Elemente-Modell verwendet, um die mechanischen Veränderungen in benachbarten Segmenten nach einer Wirbelsäulenversteifungsoperation zu analysieren. Die Ergebnisse zeigten, dass die Fusionschirurgie die Gesamtbewegung der Lendenwirbelsäule reduzierte, aber die Belastung und Belastung der angrenzenden Segmente, insbesondere des proximalen Segments, erhöhte.

Zusammenfassung

Ziel dieser Studie war es, eine mechanische Analyse benachbarter Segmente nach einer Wirbelsäulenversteifungsoperation unter Verwendung eines geometrisch-parametrischen patientenspezifischen Finite-Elemente-Modells durchzuführen, um den Mechanismus der Degeneration benachbarter Segmente (ASD) aufzuklären und damit theoretische Beweise für die frühzeitige Krankheitsprävention zu liefern. Vierzehn Parameter, die auf der patientenspezifischen Wirbelsäulengeometrie basieren, wurden aus dem präoperativen Computertomographie-Scan (CT) eines Patienten extrahiert und die relativen Positionen der einzelnen Wirbelsäulensegmente mit der Bildabgleichsmethode bestimmt. Mit der oben genannten Methode wurde ein präoperatives patientenspezifisches Modell der Wirbelsäule erstellt. Das postoperative Modell nach der L4-L5-Operation der lumbalen interkorporellen Fusion (PLIF) wurde mit der gleichen Methode konstruiert, mit der Ausnahme, dass die Lamina und die Bandscheibe entfernt und ein Käfig, 4 Pedikelschrauben und 2 Pleuelstangen eingesetzt wurden. Der Bewegungsumfang (ROM) und die Spannungsänderungen wurden durch den Vergleich der Werte der einzelnen anatomischen Strukturen zwischen dem präoperativen und dem postoperativen Modell bestimmt. Die Gesamt-ROM der Lendenwirbelsäule nahm nach der Fusion ab, während die ROM, die Belastung in den Facettengelenken und die Belastung in der Bandscheibe benachbarter Segmente zunahmen. Eine Analyse der Spannungsverteilung im Anulus fibrosus, im Nucleus pulposus und in den Facettengelenken zeigte zudem, dass nicht nur die maximale Belastung in diesen Geweben erhöht war, sondern auch die Bereiche mit mittlerer bis hoher Belastung erweitert wurden. Während der Torsion nahm die Belastung in den Facettengelenken und im Anulus fibrosus des proximalen Nachbarsegments (L3-L4) stärker zu als im distalen Nachbarsegment (L5-S1). Während die Fusionsoperation eine allgemeine Bewegungseinschränkung in der Lendenwirbelsäule verursacht, bewirkt sie auch eine stärkere Lastverteilung durch die angrenzenden Segmente, um das verschmolzene Segment auszugleichen, wodurch das Risiko für ASD erhöht wird. Das proximale benachbarte Segment ist nach einer Spinalfusion aufgrund der signifikanten Zunahme der Belastung anfälliger für Degeneration als das distale benachbarte Segment.

Einleitung

Die Versteifung der wirbelwirbelsäule ist das am häufigsten angewandte chirurgische Verfahren zur Behandlung von degenerativen Erkrankungen der Lendenwirbelsäule1. Ein hervorragendes Ergebnis in der kurzfristigen Zeit nach der Operation kann bei mehr als 90 % der Patienten erreichtwerden 2. Die Ergebnisse einer Langzeit-Follow-up-Studie zeigten jedoch, dass einige Patienten eine Degeneration von Segmenten entwickelten, die an das fusionierte Segment3 angrenzen. Die lumbale interkorporale Fusion beschleunigt degenerative Veränderungen in benachbarten Segmenten, die als Degeneration benachbarter Segmente (ASD) bezeichnet wird. Laut Literatur liegt die Inzidenz von ASD, die auf der Grundlage medizinischer bildgebender Untersuchungen diagnostiziert wird, fünf Jahre nach einer Fusionsoperationzwischen 36 % und 84 %, was zu Symptomen wie ausstrahlenden Schmerzen oder Claudicatio intermittens und möglicherweise sogar zur Notwendigkeit einer Revisionsoperation führen kann. Der Mechanismus von ASD ist noch unbekannt, aber die meisten Forscher glauben, dass biomechanische Faktoren eine wichtige Rolle spielen. Einige haben ASD auf einen erhöhten Bewegungsumfang (ROM) der benachbarten Segmente nach der Operation zurückgeführt 5,6, einige haben es auf einen erhöhten intradiskalen Druck in den benachbarten Segmentenzurückgeführt 7,8,9 und andere haben es auf eine erhöhte Belastung in den Facettengelenken der benachbarten Segmentezurückgeführt 10.

Unter den verschiedenen Methoden, die zur Untersuchung der Biomechanik der Wirbelsäule verwendet werden, ist die Finite-Elemente-Modellierung (FE) weit verbreitet, da sie nichtinvasiv, kostengünstig und reproduzierbar ist. Einige Forscher 11,12,13 haben ein 3D-FE-Modell der gesamten Lendenwirbelsäule (L1-L5) mit Daten aus präoperativen Computertomographie-Scans (CT) erstellt, das es ermöglichte, verschiedene Aspekte der Biomechanik der Wirbelsäule zu untersuchen, die von der Reaktion der Wirbelsäule auf unterschiedliche Belastungsbedingungen 14,15 bis hin zu den Auswirkungen verschiedener Pathologien16 und den Auswirkungen relevanter Behandlungsmodalitäten und -techniken reichen17. Obwohl die obige Modellierungsmethode Ergebnisse über die patientenspezifische Geometrie der Wirbelsäule mit einer komplexen Schnittstelle und einer Fülle von Informationen liefern könnte, die sonst aus In-vivo-Experimenten nicht erreichbar wären, ist ihre klinische Anwendung aufgrund der zeitaufwändigen Natur des Prozesses begrenzt geblieben, so dass die Methode nur für Modelle verfügbar ist, die auf einem oder wenigen Probanden basieren14. Um dieses Problem zu lösen, etablierten Nikkhoo et al.18 ein vereinfachtes L1-S1-lumbosakrales Modell, in dem die Geometrie der Wirbelsäule durch Parameter gesteuert wird, die aus den präoperativen Bilddaten der Patienten extrahiert wurden, so dass patientenspezifische Modelle automatisch generiert oder entsprechend den Eingabeparametern aktualisiert werden können. Das auf dieser Modellierungsmethode basierende FE-Modell hat sich als gut valide erwiesen. Es zeigten sich jedoch signifikante Unterschiede im intradiskalen Druck, den mittleren Spannungen in den Facettengelenken und den mittleren Spannungen im Anulus fibrosus im Vergleich zum bisherigen CT-basierten rekonstruierten Modell. Ein weiteres vereinfachtes Wirbelsäulenmodell wurde in einer Studie von Ghezelbash et al.19 angewendet, aber dieses Modell unterschied sich stark von der realen Geometrie der Lendenwirbelsäule aufgrund der zylindrischen Form der Wirbel und der fehlenden Struktur in Bezug auf die hinteren Elemente.

Daher haben wir in dieser Studie ein geometrisch-parametrisches patientenspezifisches FE-Modell entwickelt, um einen effizienteren Modellierungs- und Analyseprozess mit guter Validität zu erreichen. Anschließend führten wir eine mechanische Analyse benachbarter Segmente nach einer Fusionsoperation durch, um den Mechanismus aufzuklären und theoretische Beweise für die Frühprävention von ASD zu liefern.

Protokoll

Das Protokoll wurde in Übereinstimmung mit der Deklaration von Helsinki durchgeführt, und das Protokoll wurde vom Institutionellen Überprüfungsausschuss des Chinesisch-Japanischen Freundschaftskrankenhauses genehmigt.

1. Parametrische Modellierung der Geometrie der Lendenwirbelsäule

  1. Extrahieren Sie die Ausgangsdaten (DICOM 3.0-Format mit einer Pixelgröße von 0,33 mm und einem Schichtabstand von 1 mm) für die Modellierung aus einem CT-Scan-Datensatz eines erwachsenen gesunden Mannes ohne Vorgeschichte von Traumata, Deformitäten oder Tumoren der Wirbelsäule (Größe 180 cm, Gewicht 68 kg).
  2. Wählen Sie 14 charakteristische Parameter aus, um die Generierung der Wirbelsäulenkontur zu erreichen, unter Berücksichtigung der morphologischen Merkmale der Lendenwirbelsäule, die in der klinischen Praxis und in der neuesten Literatur am besorgniserregendsten sind18,20.
    1. Messen Sie alle 14 dieser Parameter direkt auf CT-Bildern mit Hilfe einer 3D-Bildverarbeitungssoftware, wie in Abbildung 1A gezeigt.
    2. Verwenden Sie im Fenster "Axiale Ansicht " das Ellipsenwerkzeug , um die Parameter der Wirbelendplatte präzise zu messen.
    3. Für jedes Wirbelsegment und jeden Wirbel wird zunächst die CT-Bilder in axialer Richtung von oben nach unten untersucht. Identifizieren Sie das Bild, das den vollständigsten und größten Bereich der Wirbelgrenze für die anschließende Datenmessung zeigt.
    4. Verwenden Sie das Ellipsenwerkzeug innerhalb des Messmoduls, um sich an die untere Endplatte des Wirbels anzupassen, wie in Abbildung 1A dargestellt.
    5. Berechnen Sie nach mehreren Messungen den Durchschnittswert, um sicherzustellen, dass die Varianz zwischen der Ellipsenfläche und der Wirbelfläche innerhalb von 10 % bleibt.
    6. Messen Sie die Länge der langen und kurzen Achsen der angepassten Ellipse, und kennzeichnen Sie sie als Parameter A1 und A2.
    7. Messen Sie zusätzlich den Querschnitt an der schmalsten Stelle des Mittelteils und der oberen Endplatte, und bezeichnen Sie sie als Parameter B1, B2, C1 und C2.
    8. Verwenden Sie im Fenster Koronale Ansicht das Werkzeug Entfernungsmessung , um die Wirbelhöhe zu bestimmen, die durch Parameter H dargestellt wird.
  3. Verwenden Sie das Winkelmesswerkzeug , um die hinteren Neigungswinkel der oberen und unteren Facette in der sagittalen Ansicht zu quantifizieren, die als Parameter α und β identifiziert werden.
    1. Verwenden Sie im Fenster CT Axial View das Abstandsmesswerkzeug , um den vertikalen Abstand vom mittleren Abschnitt des Wirbels zur Lamina als Pedikellängensteuerungsparameter L1 zu messen.
    2. Verwenden Sie auf ähnliche Weise das Winkelmesswerkzeug und das Entfernungsmesswerkzeug , um die Parameter L2, γ, L3 und θ im axialen Ansichtsfenster des Stromwandlers als Steuerparameter für den Querfortsatz und den Dornfortsatz zu messen.
    3. Um die Variabilität zwischen und innerhalb der Beobachter zu kontrollieren, lassen Sie zwei Ärzte mit mehr als 5 Jahren Ausbildung in der Wirbelsäulenchirurgie jeden der Parameter 3 Mal messen, um die Zuverlässigkeit der Daten zu bestätigen.
  4. Wenden Sie Modellierungssoftware an, um das Modell mit der Funktion "Solid Release" gemäß dem vereinfachten Modellentwurfsschema in Abbildung 1A für alle Wirbelsäulensegmente mit Ausnahme des Kreuzbeins zu erstellen.
    1. Legen Sie drei Referenzebenen fest und passen Sie den Abstand zwischen der oberen und unteren Ebene an die Wirbelhöhe an. Skizzieren Sie auf jeder Ebene drei konzentrische Ellipsen, und richten Sie ihre Abmessungen an den CT-Datenmessungen aus.
    2. Verwenden Sie diese skizzierten Ellipsen als Randkonturen für die Funktion "Festkörperfreigabe", was zur Erstellung eines vereinfachten Wirbelmodells führt.
  5. Um den Bogenflächenkontakt an der Facettenverbindung nachzubilden, verwenden Sie zylindrische Flächen , um die Facettenflächen nachzuahmen.
    1. Stellen Sie sicher, dass die obere Facette die Form einer konkaven 1/4 zylindrischen Bogenfläche hat, während die untere Facette die Form einer konvexen 1/4 zylindrischen Bogenfläche hat. Um die Spannungskonzentration während der Facettenausrichtung zu verringern, runden Sie die Kanten der oberen und unteren Facette entsprechend ab.
  6. Erzeugen Sie eine extrudierte Einheit zwischen der Facette und dem Wirbel, um den Stiel zu emulieren. Da die Form des Querfortsatzes oder des Dornfortsatzes die nachfolgenden Hinzufügungen von Bandelementen nur minimal beeinflusst, verwenden Sie einen regulären Quader, um die geometrische Kontur dieser Fortsätze nachzubilden.
    1. Runden Sie einige der Ecken ab, um eine raffinierte Darstellung zu erhalten. Ändern Sie die Werte der 14 Merkmalsparameter in der Modellierungssoftware, um eine patientenspezifische Wirbelsäulengeometrie zu erzeugen.
  7. Messen Sie nur die Parameter C1 und C2 der oberen Endplatte des Kreuzbeins im CT-Querschnittsfenster und den Parameter des oberen Neigungswinkels der Facette α im sagittalen Fenster mit einer ähnlichen Messmethode wie in Schritt 1.1 beschrieben, wobei zu berücksichtigen ist, dass sich die FE-Modellberechnung hauptsächlich auf die Spannung der Facette und der oberen Endplatte konzentriert.
    1. Generieren Sie eine Kegelstruktur mit einer breiten Oberseite und einer schmalen Unterseite als vereinfachtes Modell des Kreuzbeins, mit einer säulenartigen Struktur, die sich von beiden Seiten erstreckt, um die Sakralflügel nachzuahmen und Befestigungspunkte für Bänder in der Modellierungssoftware bereitzustellen. Verwenden Sie die drei oben genannten Parameter, um die S1-Geometrie zu steuern. In Abbildung 1B ist das vereinfachte Sakralmodell zu sehen.
  8. Wenden Sie die Bildabgleichsmethode an, um die relativen Positionen der einzelnen Wirbelsäulensegmente zu bestimmen.
    1. Importieren Sie alle Wirbel- und Sakralmodelle in die Baugruppenoberfläche der Modellierungssoftware, wo eine mittlere sagittale Ansicht des CT-Bildes als Referenzhintergrund geladen wird.
    2. Drehen, verschieben und skalieren Sie jedes Wirbelsegment, um es an den entsprechenden Teil des Referenzbildes anzupassen (Abbildung 1B).
  9. Extrahieren Sie die Konturen der angrenzenden Wirbelendplatte, um sie fest freizusetzen.
    1. Wählen Sie die angrenzenden Wirbelendplatten aus und fügen Sie sie in die Skizze ein, um die Bandscheibe zu erhalten.
    2. Verwenden Sie den Befehl Elementreferenz konvertieren , um die Konturen der Wirbelendplatte als elliptische Linien in der Skizze zu extrahieren, und führen Sie die Skizzenfreigabe durch, um ein vereinfachtes Scheibenmatrixmodell zu erzeugen.
    3. Erstellen Sie den Nucleus pulposus auf ähnliche Weise wie die Scheibenmatrix, indem Sie die Ellipsenskizze auf 40 % der ursprünglichen Fläche reduzieren und in der Skizze leicht nach hinten verschieben.
    4. Vergrößern Sie außerdem das Nucleus-Pulposus-Modell um 10 %, um die Segmentierung der Endplatte beim Vernetzen zu erleichtern. In Abbildung 1B finden Sie das endgültige vereinfachte Disc-Modell.

2. Aufbau des Modells der posterioren lumbalen interkorporellen Fusion (PLIF) mit patientenspezifischer Geometrie

  1. Laden Sie das vereinfachte Modell in der Modellierungssoftware neu. Wählen Sie das Bandscheibensegment L4-L5 für die Fusion aus.
  2. Entfernen Sie die Lamina und den Dornfortsatz des L4-Wirbels manuell auf der Grundlage des individualisierten parametrischen Modells der Lendenwirbelsäule. Die Bandscheibe L4-L5 entfernen.
  3. Platzieren Sie einen Käfig im Zwischenwirbelraum für die Knochenfusion und füllen Sie den verbleibenden Zwischenwirbelraum um den Fusionskäfig mit Knochenstruktur.
  4. Wenden Sie die Methode der posterioren lumbalen Zwischenwirbelfusion (PLIF) an, indem Sie Pedikelschrauben beidseitig in den Stiel einführen.
    1. Gemäß der Literatur21 sind Schrauben mit einem Durchmesser von 5,5 mm und einer Länge von 45 mm, Fixierungsstäbe mit einem Durchmesser von 6 mm und einer Länge von 60 mm sowie ein Transplantatkäfig mit einer Länge von 22 mm und einer Breite von 8 mm zu verwenden.
    2. Stellen Sie die Position der Pedikelschrauben so ein, dass sich der Eintrittspunkt ungefähr in der Mitte des Pedikels befindet.
    3. Verwenden Sie die boolesche Operationsmethode in der Modellierungssoftware, indem Sie den Kombinationsbefehl in den Funktionsoptionen verwenden.
    4. Legen Sie den Operationstyp auf Subtraktion fest, wobei die Wirbel L4 und L5 als primäre Elemente und die Pedikelschrauben als subtraktive Elemente verwendet werden, um die Modellierung der Trajektorien der Pedikelschrauben L4 und L5 durchzuführen.
    5. Verwenden Sie das gleiche Verfahren, indem Sie den Operationstyp auf Hinzufügen festlegen, um die Schrauben- und Fixierstabmodelle zu einem einheitlichen Ganzen zu konsolidieren. In Abbildung 1B ist das konstruierte patientenspezifische PLIF-Modell zu sehen.

3. Etablierung von parametrischen, patientenspezifischen, präoperativen und postoperativen FE-Modellen

  1. Generierung von Netzen
    1. Verwenden Sie die Netzsoftware22 , um die präoperativen und postoperativen Modelle nach der geometrischen Bearbeitung zu vernetzen. Importieren Sie das stp-Modell, und verwenden Sie das Modul Automatisches Netz für die 2D-Vernetzung, um Oberflächennetzgrößen und Elementtypen festzulegen. Generieren Sie das Oberflächennetz der Modelle.
    2. Verwenden Sie das Modul 3D-Vernetzungs-Volumenkörper-Map , um die Elementtypen des Objektnetzes festzulegen und das Volumennetz automatisch zu generieren. Verwenden Sie vierseitige Elemente mit einer Größe von 1 mm für die Oberflächenvernetzung von Pedikelschrauben und Befestigungsstäben und erzeugen Sie automatisch ein festes Netz mit einer Mischung aus C3D4- und C3D8R-Elementen.
    3. Für die Zwischenwirbelfusionsvorrichtung verwenden Sie dreieckige Elemente mit einer Größe von 1 mm für die Oberflächenvernetzung und verwenden Sie C3D4-Tetraederelemente für das feste Netz.
    4. Aufgrund der unregelmäßigen Form des verbleibenden Bandscheibenmodells für das L4-L5-Segment verwenden Sie dreieckige Elemente mit einer Größe von 1,5 mm für die Oberflächenvernetzung an den Stirnflächen. Generieren Sie das Volumennetz durch Extrusion unter Verwendung einer Mischung aus C3D8R- und C3D4-Elementen.
    5. Vernetzen Sie die verbleibenden Teile des Post-PLIF-Modells mit der gleichen Methode wie das präoperative Modell, was zur Erstellung von 617.231 Zellen und 151.078 Knoten im Post-PLIF-Modell führt.
  2. Materialeigenschaften und Interaktionseinstellungen
    1. Importieren Sie die vernetzten prä- und postoperativen Modelle zur Vorverarbeitung in die FE-Software.
      1. Legen Sie in der Gruppe Material-Manager das Materialverhalten der Pedikelschrauben, Fixierungsstäbe und Zwischenwirbelfusionsvorrichtungen als isotrope lineare elastische Materialien fest.
      2. Geben Sie auf der Registerkarte Daten den Young-Modul und das Poisson-Verhältnis der Materialien an.
      3. Verwenden Sie für die Schrauben und Stäbe eine Titanlegierung und für die Schweißvorrichtung Polyetheretherketon. In Tabelle 2 finden Sie die spezifischen Parameter für die Materialeigenschaften dieser beiden Materialien.
      4. Da das Netz der verbleibenden Bandscheibe bei L4-L5 nicht hexaedrisch ist und nicht als hyperelastisches Material definiert werden kann, beziehen Sie sich auf die einschlägige Literatur23 und stellen Sie es im Material-Manager als isotropes linearelastisches Material ein; Geben Sie den Young-Modul mit 4 MPa und das Poisson-Verhältnis mit 0,45 an.
    2. Navigieren Sie zum Interaktionsmodul , öffnen Sie den Constraint Manager und klicken Sie auf die Schaltfläche Erstellen , um das Fenster Create Constraint zu öffnen.
      1. Legen Sie den Typ auf Bindung fest. Wählen Sie im Fenster Modellanzeige die oberen und unteren Wirbelendflächen sowie die gebundenen Knoten der Fusionsvorrichtung aus.
      2. Öffnen Sie nach der Bestätigung das Fenster Abhängigkeit bearbeiten , legen Sie die Diskretisierungsmethode auf die Standardeinstellung für die Analyse fest, und geben Sie an, dass die Dicke des Schalenelements nicht ausgeschlossen werden soll.
      3. Stellen Sie die Interaktionseinstellungen entsprechend den biomechanischen Bedingungen nach idealer Zwischenwirbelfusion ein. Ignorieren Sie ein mögliches Verrutschen zwischen dem Knochen und den Schrauben oder dem Käfig.
      4. Stellen Sie die Kontaktbeziehungen zwischen den Schrauben und dem spongiösen Knochen sowie zwischen dem Käfig und den Endflächen des oberen und unteren Wirbelkörpers als Bindung ein.
      5. Legen Sie die Kontaktinteraktionseigenschaft zwischen den Verbindungskontaktflächen als Gleitreibung fest, die durch die Straffunktion gesteuert wird, mit einem Reibungskoeffizienten von 0,01 in tangentialer Richtung und hartem Kontakt in normaler Richtung, wo die Trennung nach dem Kontakt zulässig ist.
    3. Stellen Sie die Randbedingungen nach den Regeln der lumbosakralen Bewegung des Menschen ein, bei der sich alle Wirbelsegmente bewegen können, während das Kreuzbein hauptsächlich Halt und Fixierung bietet.
      1. Greifen Sie in der FE-Software auf das Modul Last zu, öffnen Sie den Randbedingungen-Manager, und klicken Sie auf die Schaltfläche Erstellen , um das Fenster Randbedingung erstellen zu öffnen.
      2. Legen Sie die Kategorie auf Mechanisch fest, und wählen Sie den für den ausgewählten Analyseschritt anwendbaren Typ als Symmetrie/Antisymmetrie/Vollständige Fixierung.
      3. Klicken Sie auf Weiter, und wählen Sie in der Modellanzeigeoberfläche die Oberflächenknoten des Kreuzbezustandes aus.
      4. Wählen Sie nach Abschluss des Vorgangs im angezeigten Fenster Randbedingung bearbeiten die Option Vollständig fixiert (U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0) aus.
    4. In Tabelle 1 und Tabelle 2 24,25,26 finden Sie alle Einstellungen für Materialeigenschaften. Verwenden Sie die gleichen Einstellungen für Materialeigenschaften, Interaktionsbeziehungen und Randbedingungen für andere Gewebe und Strukturen in prä- und postoperativen Modellen.
  3. Validierung des individualisierten FE-Modells
    1. Legen Sie einen Belastungspunkt direkt hinter der Mitte der oberen Endplatte des L3-Wirbels fest, bevor Sie Lasten aufbringen. Koppeln Sie alle Knoten auf der oberen L3-Endplatte über Randbedingungsbeziehungen mit diesem Belastungspunkt.
    2. Wenden Sie verschiedene Richtungen von reinen Biegemomenten von 3,5 N∙m am Belastungspunkt des Modells an, um die Bewegungen der Lendenwirbelsäule während der Beugung, Streckung und seitlichen Beugung zu simulieren. Messen Sie das ROM für jedes Segment und vergleichen Sie es mit den experimentellen Daten, die von Guan et al.27 berichtet wurden.
    3. Bringen Sie eine vertikale Last von 150 N an der Belastungsstelle auf und legen Sie unterschiedliche Richtungslasten von 2,5 N∙m, 5 N∙m und 7,5 N∙m auf, um die Bewegung der Lendenwirbelsäule in verschiedene Richtungen zu simulieren. Messen Sie das ROM für jedes Segment und vergleichen Sie es mit den experimentellen Daten, die von Panjabi et al.28 berichtet wurden.
    4. Verwenden Sie die Methode der momentanen Rotationsachse, um den ROM für jedes Lendenwirbelsegment zu messen und zu berechnen.
      1. Korrigieren Sie im Nachbearbeitungsmodul der FE-Software die Ansicht, erfassen Sie Vorher-Nachher-Verschiebungsbilder des Modells in derselben Ansicht und importieren Sie sie in die Bildverarbeitungssoftware.
      2. Bestimmen Sie das momentane Zentrum und die Wirbelsäulenbewegung jedes Segments gemäß den in der Literatur beschriebenen Methoden.
      3. Führen Sie für jedes Segment dreimal Messungen durch und verwenden Sie den Durchschnitt, um Fehler aus den verschiedenen Messebenen zu minimieren.
    5. Wenden Sie eine vertikale Last von 500 N und ein Moment von 7,5 N∙m an der Belastungsstelle an, um Beuge-, Streck- und Querbiegebewegungen zu simulieren.
    6. In der Nachbearbeitung extrahieren Sie die maximale innere Spannung am Nucleus pulposus in den Bandscheiben jedes Segments und vergleichen Sie die Daten mit den Ergebnissen von Dreischarf und Wike14,29.

4. Belastung des FE-Modells

  1. Wenden Sie die gleichen Prozesse und Belastungswerte auf die präoperativen und postoperativen PLIF-Modelle an, um die Analyse der mechanischen Veränderungen nach der PLIF-Operation zu erleichtern.
  2. Wenden Sie eine vertikale Abwärtslast von 400 N am Belastungspunkt über dem L3-Wirbel und eine Momentenlast von 7,5 N∙m in jede Richtung am Belastungspunkt auf, um die Vorwärtsbeugung, die Rückwärtsstreckung, die seitliche Biegung und die Torsionsbewegung des Menschen zu simulieren.
    HINWEIS: Es muss nur die Bewegung in einseitiger Richtung während der Querbeugung und Torsion simuliert werden, da das parametrische lumbosakrale Modell symmetrisch zur Sagittalebene ist.
  3. In Abbildung 1B finden Sie das endgültige patientenspezifische Post-PLIF-FE-Modell.

Ergebnisse

Simulationsergebnisse des patientenspezifischen Modells im Vergleich zu früheren Literaturergebnissen
ROM der Bandscheibe
Gemäß den experimentellen Belastungsbedingungen von Guan et al.27 wurde eine reine Biegemomentbelastung von 3,5 N∙m in verschiedene Richtungen am Belastungspunkt des Modells aufgebracht, um die Bewegung der Lendenwirbelsäule bei Beugung, Streckung und seitlicher Beugung zu simulieren, und die ROM jedes Segments wurde gemessen und mit den Ergebnissen von Guans Studie verglichen. Die Vergleichsergebnisse sind in Abbildung 2A-C dargestellt. Verglichen mit Guans experimentellen Daten hatte das in dieser Studie etablierte FE-Modell eine kleinere ROM für jedes Segment in Flexion und eine größere ROM von L3-L4 in der Extension, die beide im Grunde innerhalb eines vernünftigen Bereichs der experimentellen Standardabweichung lagen. Während der Querbiegung lagen die Ergebnisse dieser Studie alle im Bereich der Standardabweichung.

Für die Validierung unter einer kombinierten Belastung (axiale Belastung und Biegemomentbelastung) wurde unter Bezugnahme auf die Bedingungen des In-vitro-Experiments von Panjiabi et al.28 eine vertikale Last von 150 N am Belastungspunkt aufgebracht, und Momente von 2,5 N∙m, 5 N∙m und 7,5 N∙m in verschiedenen Richtungen wurden angewendet, um die Bewegung der Lendenwirbelsäule in jede Richtung zu simulieren. Die Ergebnisse sind in Abbildung 2D-I dargestellt, wobei die Richtung der y-Achse die Bewegungsrichtung angibt. Die meisten Ergebnisse dieser Studie stimmen gut mit früheren experimentellen In-vitro-Daten überein, und der Gesamttrend ist ähnlich. Das ROM des L4-L5-Segments lag unter hoher Last leicht außerhalb des Standardfehlerbereichs.

Stress im Nucleus pulposus
Die Ergebnisse sind in Abbildung 2J-L dargestellt. Daraus lässt sich schließen, dass die Simulationsergebnisse des hier verwendeten patientenspezifischen Modells mit denen anderer zuvor demonstrierter validierter FE-Modelle sowie mit denen relevanter experimenteller In-vitro-Daten übereinstimmen14,29.

Veränderung des ROM benachbarter Segmente vor und nach der PLIF-Operation
Die Änderungen im ROM benachbarter Segmente sind in Abbildung 3 dargestellt. Nach der Fusionsoperation wurden signifikante Erhöhungen in allen Bewegungsrichtungen festgestellt. Die intervertebrale Beweglichkeit der Segmente L3-L4 und L5-S1 stieg unter Vorwärtsflexion um 15,9 % bzw. 25,9 %. In der posterioren Streckung nahm die intervertebrale Beweglichkeit der Segmente L3-L4 und L5-S1 um 5,9 % bzw. 15,6 % zu. Unter seitlicher Biegung nahm die Beweglichkeit der Segmente L3-L4 und L5-S1 um 10 % bzw. 17,5 % zu, während die Beweglichkeit der Segmente L3-L4 und L5-S1 während der Torsion um 19 % bzw. 21,4 % zunahm, was mit den Ergebnissen bestehender FE-Studien 30,31 und einschlägiger In-vitro-Experimente 32,33 übereinstimmt.

Veränderungen des Gesamt-ROM des lumbosakralen Modells vor und nach der PLIF-Operation
Die gesamte lumbale Beweglichkeit nach L4-L5-Fusion verringerte sich um 33,5 % während der anterioren Flexion, um 44,3 % während der posterioren Streckung, um 35,6 % während der lateralen Flexion und um 28,6 % während der Torsion. Daraus kann geschlossen werden, dass die Gesamt-ROM des lumbosakralen Modells nach der Fusionsoperation in allen Bewegungsrichtungen signifikant abnahm, wie in Tabelle 3 gezeigt, was darauf hindeutet, dass die Beweglichkeit der benachbarten Segmente nach der Fusion zwar zunahm, die signifikante Abnahme der Beweglichkeit des fusionierten Segments jedoch zu einer Abnahme der Gesamt-ROM und einer Zunahme der Gesamtsteifigkeit der lumbosakralen Region führte.

Spannungen in den Facettenfugen benachbarter Segmente vor und nach PLIF
Die durchschnittlichen von-Mises-Spannungswerte von neun gleichmäßig verteilten Punkten der Facettengelenke wurden beidseitig berechnet; Unter ihnen wurde der Punkt mit dem höchsten Wert als Index ausgewählt, um die Biomechanik der Facettengelenke vor und nach der PLIF-Operation zu vergleichen.

Wie in Abbildung 4 und Abbildung 5 gezeigt, wurden signifikante Erhöhungen der mittleren Spannungen in den Facettengelenken der angrenzenden Segmente nach PLIF in allen Bewegungsrichtungen festgestellt. Die mittleren Spannungen in den Facettengelenken der Segmente L3-L4 und L5-S1 stiegen bei der Vorwärtsbeugung um 42,2 % bzw. 45,3 %, bei der Streckung um 3,1 % bzw. 26,8 %, bei der Querbiegung um 24,8 % bzw. 43 % und bei der Torsion um 136,4 % bzw. 113 %. Diese Ergebnisse stimmen mit denen in der Literatur überein34,35. In dieser Studie fanden wir auch heraus, dass der Anstieg der Spannung in den Facettengelenken der Segmente, die an das L3-L4-Segment angrenzen, während der posterioren Streckung gering war (weniger als 5%), während der Anstieg während der Torsion extrem signifikant war (ein Anstieg von über 100% in allen Fällen).

Abbildung 5 zeigt die Spannungsverteilung in den Facettengelenken benachbarter Segmente während der Bewegung in alle Richtungen vor und nach dem PLIF-Verfahren. Die Spannungen in den Facettengelenken des Segments L4-L5 nahmen nach der PLIF-Operation signifikant ab, während die Bereiche mit hoher (roter Bereich) und mäßiger (gelber und grüner Bereich) konzentrierter Spannung zunahmen, was darauf hindeutet, dass nicht nur die maximale Spannung in den Facettengelenken der benachbarten Segmente nach der Fusion zunahm, sondern auch die Bereiche mit konzentrierter Spannung, Dies könnte einer der wichtigen Faktoren sein, die ASS beeinflussen.

Spannungen in den Bandscheiben benachbarter Segmente vor und nach PLIF
Nach der PLIF-Operation stieg die maximale Belastung im Anulus fibrosus der Segmente L3-L4 und L5-S1 um 11,9 % bzw. 11,1 % bei der Vorwärtsbeugung, um 3,7 % bzw. 18,3 % bei der Streckung, 47,6 % bzw. 59,5 % bei der Querbeugung und um 81,0 % bzw. 63,8 % bei der Torsion. Die maximale Spannung im Nucleus pulposus der Segmente L3-L4 und L5-S1 stieg um 10,3 % bzw. 8,3 % bei der Vorwärtsbeugung, um 5 % bzw. 10,7 % bei der Streckung, um 32,3 % bzw. 21,6 % bei der Querbeugung und um 55,6 % bzw. 50 % bei der Torsion.

Wie in Abbildung 6 gezeigt, nahmen die Spannungen sowohl im Anulus fibrosus als auch im Nucleus pulposus während der Bewegung in alle Richtungen nach der PLIF-Operation zu, und der signifikanteste Anstieg trat während der Torsion auf. Sowohl im Anulus fibrosus als auch im Nucleus pulposus waren die Belastungen im L3-L4-Segment während der Bewegung in fast alle Richtungen präoperativ größer als im L5-S1-Segment. Nach der PLIF-Operation trat der signifikanteste Stressanstieg im L3-L4-Segment während der Torsion auf, mit einem Anstieg des Discannulus fibrosus um 81 % und des Nucleus pulposus um 55,6 %. Der Spannungsanstieg im Anulus fibrosus und im Nucleus pulposus während der lateralen Beugung war signifikanter als während der Vorwärtsbeugung und -streckung.

Abbildung 7 zeigt die Stressverteilung im Anulus fibrosus und Nucleus pulposus der angrenzenden Segmente vor und nach der PLIF-Operation. Ähnlich wie in den Facettengelenken kam es während der Torsion im Anulus fibrosus und im Nucleus pulposus zu einer Spannungskonzentration und einer intensiveren Spannungsverteilung. Darüber hinaus wurde die maximale innere Spannung bei vorderen Flexions-, Streck- und Querbeugebewegungen auf der zu drückenden Seite gefunden, während der Ort der maximalen Spannung während der Torsion nicht auf eine Seite beschränkt war.

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Abbildung 1: Parameter und Vorgehensweise zur Entwicklung patientenspezifischer FE-Modelle. (A) Parameter zur Generierung der patientenspezifischen Geometrie der Lendenwirbelsäule. (B) Verfahren zur Entwicklung patientenspezifischer präoperativer und postoperativer FE-Modelle der lumbosakralen Wirbelsäule (L3-S1). Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

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Abbildung 2: Simulationsergebnisse des patientenspezifischen Modells im Vergleich zu früheren Literaturergebnissen. (A-C) ROM des patientenspezifischen Modells im Vergleich zu dem der Studie von Guan. (D-F) Vergleich der ROM zwischen der FE-Analyse unter Verwendung des patientenspezifischen Modells und den Daten von Panjiabi unter einer ähnlichen kombinierten Belastung im L3-L4-Segment. (G-I) Vergleich der ROM zwischen der FE-Analyse unter Verwendung des patientenspezifischen Modells und den Daten von Panjiabi unter einer ähnlichen kombinierten Belastung im L4-L5-Segment. (J-L) Ergebnisse der Stresssimulation im Nucleus pulposus zwischen der vorliegenden Studie und anderen Studien. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

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Abbildung 3: ROM des L3-L4-Segments und des L5-S1-Segments vor und nach PLIF während der Bewegung in verschiedene Richtungen. (A) L3-L4-Segment und (B) L5-S1-Segment. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

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Abbildung 4: Mittlere Spannung bei Flexion, Streckung, seitlicher Biegung und Torsion in Facettengelenken vor und nach PLIF. (A) Flexion. (b) Verlängerung. (C) Seitliche Biegung. (D) Torsion. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

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Abbildung 5: Spannungsverteilung in Facettengelenken während der Bewegung in verschiedene Richtungen vor und nach PLIF. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

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Abbildung 6: Innere Spannung im Anulus fibrosus und im Nucleus pulposus benachbarter Segmente vor und nach PLIF. (A) Anulus fibrosus. (B) Nucleus pulposus. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

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Abbildung 7: Spannungsverteilung im Anulus fibrosus und im Nucleus pulposus benachbarter Segmente vor und nach der PLIF-Operation. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

InstrumentMaterialeigenschaftenNetztypElastizitätsmodul (MPa)Poissonzahl
Pedikel-SchraubeTitanC3D41100000.3
Befestigungsstäbe
Gerät zur Versteifung von ZwischenwirbelnPolyetheretherketonC3D437000.3

Tabelle 1: Materialeigenschaften der internen Fixierung und der Fusionsinstrumentierung

StrukturArt der EinheitElastizitätsmodul (MPa)PoissonzahlDichte (kg/mm3)
Kortikaler KnochenS4120000.31.7 × 10-6
Kortikaler KnochenC3D41000.21.1 × 10-6
Hinteres ElementC3D435000.251.4 × 10-6
EndplatteS423.80.41.2 × 10-6
Anulus fibrosusC3D8HC10 = 0,18, C01 = 0,045-1,05 × 10-6
Nucleus pulposusC3D8HC10 = 0,12, C01 = 0,03-1.02 × 10-6

Tabelle 2: Parameter der Materialeigenschaften des lumbalen FE-Modells

Richtungen der BewegungMaximale Verschiebung vor PLIF/mmMaximale Verschiebung nach PLIF/mmProzentuale Veränderung
Vorwärtsbeugung49.833.1-33.50%
Erweiterung19.210.7-44.30%
Seitliches Biegen29.819.2-35.60%
Verdrehung18.513.2-28.60%

Tabelle 3: Maximale Verschiebung während der Bewegung in verschiedene Richtungen vor und nach PLIF

Diskussion

In dieser Arbeit wurde ein geometrisch-parametrisches patientenspezifisches FE-Modell etabliert, um die biomechanischen Eigenschaften der Lendenwirbelsäule nach PLIF-Operation zu analysieren. Die Ergebnisse zeigten, dass die Belastung in den Facettengelenken und der Bandscheibe des fusionierten Segments nach der PLIF-Operation signifikant abnahm, was darauf hindeutet, dass PLIF die Stabilität des dekomprimierten Segments effektiv stärken und eine weitere Verschlimmerung der Läsion verzögern konnte. Die Gesamtbeweglichkeit der Lendenwirbelsäule nahm nach der PLIF-Operation ab, während die ROM, die Belastung des Facettengelenks, die Bereiche mit konzentrierter Belastung in den Facettengelenken und die Belastung der angrenzenden Bandscheiben in unterschiedlichem Maße zunahmen. Dies deutet darauf hin, dass die Fusion nicht nur die Lendenwirbelbewegung einschränkte, sondern es auch den benachbarten Segmenten ermöglichte, sich über einen größeren Bereich zu bewegen und einen größeren Teil der Last zu teilen, um das verschmolzene Segment zu kompensieren. Es bildet sich daher ein Teufelskreis, der den Stress in den angrenzenden Segmenten weiter erhöht, was zu einer zunehmenden Stresskonzentration und einem erhöhten Risiko für degenerative Erkrankungen in den angrenzenden Segmenten führt. Unsere Ergebnisse stimmen mit denen von FE-Studien anderer Forscherüberein 36,37 und Leichenprobenexperimenten von Weinhoffer26 und Cunningham38. Obwohl das Ausmaß des Spannungsanstiegs in der Bandscheibe von Studie zu Studie stark variiert, glauben wir, dass diese Variation mit Unterschieden in den Proben, der Belastung oder den Messmethoden zusammenhängt.

Wir fanden auch heraus, dass die Spannungen in den Facettengelenken des proximalen benachbarten Segments (L3-L4) während der Bewegung in fast alle Richtungen (Vorwärtsbeugung, Rückwärtsstreckung und Torsion) höher waren als in den Facettengelenken des distalen Segments (L5-S1). Der Spannungsanstieg sowohl im proximalen als auch im distalen benachbarten Segment während der Torsion war signifikanter (>50%) als bei einer Bewegung in andere Richtungen. Insbesondere nahm die Belastung in den Facettengelenken und im Anulus fibrosus des proximalen Nachbarsegments (L3-L4) stärker zu als im distalen Nachbarsegment (L5-S1). Es wurde vermutet, dass das proximale benachbarte Segment aufgrund des signifikanten Anstiegs der Belastung anfälliger für Degeneration ist als das distale benachbarte Segment nach einer Spinalfusion39.

Basierend auf den Ergebnissen dieser Studie ist es für Chirurgen von entscheidender Bedeutung, bei Wirbelsäulenversteifungsoperationen Strategien zu implementieren, um das Risiko einer ASD zu reduzieren, insbesondere im proximalen Segment. Dazu gehört auch die präoperative Planung, wie z. B. die Beurteilung von Risikofaktoren für ASD, z. B. bereits bestehende Degeneration in benachbarten Segmenten oder ein abnormales sagittales Gleichgewicht. Darüber hinaus ist es ratsam, während des chirurgischen Prozesses einen konservativeren Ansatz zu wählen, wie z. B. die Begrenzung der Anzahl der verschmolzenen Segmente. Darüber hinaus können angesichts der signifikanten Zunahme der Belastung während der Torsion proaktive Maßnahmen wie die Verschmelzung der Facettengelenke des oberen angrenzenden Segments oder die Ermutigung der Patienten, die Lendenwirbelbewegung während der postoperativen Genesung durch Aktivitäten der unteren Gliedmaßen zu kompensieren, um die Amplitude der Lendenwirbeltorsion zu minimieren, von Vorteil sein.

In dieser Arbeit wird eine Methode zur individualisierten Parametrisierung in der lumbosakralen FE-Modellierung vorgeschlagen. Der in dieser Studie durchgeführte Validierungstest zeigte, dass das in dieser Studie etablierte L3-S1-lumbosakrale FE-Modell mit den Daten in der bisherigen Literatur übereinstimmt27,28. Eine kleine Menge an Simulationsdaten überschritt leicht den Standardfehlerbereich, wie z. B. das ROM des L4-L5-Segments unter hoher Last, was möglicherweise durch individuelle Unterschiede oder Unterschiede in Modellparametern verursacht wurde. Die Abweichung war jedoch nicht groß, und der Trend entsprach den Ergebnissen der Literatur. Darüber hinaus glauben wir, dass dieser Unterschied nur geringe Auswirkungen auf die Simulationsergebnisse in andere Richtungen und die endgültige klinische Erklärung hat, da der menschliche Körper bei horizontaler Torsion selten große Lasten trägt. Hinsichtlich der Spannung im Nucleus pulposus unter Druck wurden die Simulationsergebnisse des in dieser Studie verwendeten Modells ebenfalls mit den Literaturdaten abgeglichen 14,29. Im Allgemeinen stimmen die biomechanischen Eigenschaften dieses Untersuchungsmodells mit der bestehenden Theorie überein, was darauf hindeutet, dass das Modell sowohl zur Simulation der Bewegung des lumbosakralen Bereichs unter konventionellen Belastungen als auch zur Analyse der individuellen biochemischen Eigenschaften nach einer Operation der lumbalen Wirbelsäule verwendet werden kann.

Der Kern dieser Modellierung liegt in der Verwendung einfacher geometrischer Formen, um die Form der Wirbel und des umgebenden Gewebes, insbesondere die Form der tragenden Knochen, genau nachzuahmen. Dies wird in der Modellierungssoftware erreicht, indem durch einfache operationelle Methoden ein parametergesteuertes Modell erstellt wird, das aus einfachen Geometrien besteht. Die größte Herausforderung dabei besteht darin, die modellierten Wirbelsäulensegmente im dreidimensionalen Raum zu positionieren, um ein kohärentes lumbosakrales Wirbelsäulenmodell unter Verwendung von lateralen Röntgenbildern als sagittaler Referenz zu bilden. Dies erfordert eine manuelle Anpassung in der sagittalen, koronalen und transversalen Ebene, um räumliche Fehlausrichtungen oder Interferenzen zwischen den Wirbeln zu vermeiden. Derzeit kann dieser Schritt nur manuell durchgeführt werden, was zeitaufwändig ist und ohne die Einführung der Feature-Point-Erkennungstechnologie nicht einfach gelöst werden kann.

Die in dieser Studie vorgeschlagene Modellierungsmethode hat auch gewisse Einschränkungen. Erstens berücksichtigt dieses parametrisierte Modell in erster Linie die interne Fixation oder Fusion in der Lendenwirbelsäule, wobei die Morphologie des Kreuzbeins erheblich vereinfacht wird. Denn in Studien, die sich mit den Belastungseigenschaften der Lendenwirbelsäule beschäftigen, wird typischerweise davon ausgegangen, dass das Kreuzbein unbeweglich ist. Daher ist das Modell nicht anwendbar in Situationen mit sakraler Beteiligung an der internen Fixation. Zweitens wird jeder Wirbelkörper in dem Modell separat mit kortikalem und spongiösem Knochen definiert, wobei eine einheitliche Dicke und Homogenität für den kortikalen Knochen und eine Homogenität für den spongiösen Knochen angenommen wird. Dies berücksichtigt nicht die möglichen Schwankungen der Knochendichte, die durch Osteoporose verursacht werden. Drittens, während diese Studie einen vereinfachten statischen Modellierungsansatz verwendet, bei dem überwiegend grundlegende geometrische Formen zur Darstellung der lumbosakralen Region verwendet werden, gibt es komplexere Modelle20,40, wie z. B. viskoelastische, poroelastische und poro-hyperelastische Modelle, die häufig in bestehenden Studien zur Lendenwirbelsäule zu finden sind. Die Wahl eines vereinfachten statischen Modells wurde durch unseren Fokus auf individualisierte geometrische Formen innerhalb der lumbosakralen FE-Modellierung vorangetrieben. Dieser Ansatz ist zwar weniger komplex als der von viskoelastischen oder poroelastischen Modellen, bietet aber erhebliche Vorteile in Bezug auf die Recheneffizienz und die einfache individuelle Anpassung. Es ermöglicht eine schnelle Anpassung an individuelle anatomische Variationen, was für personalisierte klinische Anwendungen von entscheidender Bedeutung ist. Im Vergleich zu komplexeren viskoelastischen oder poroelastischen Modellen erfasst das hier verwendete vereinfachte statische Modell bestimmte dynamische oder fluidische Aspekte der Biomechanik der Wirbelsäule möglicherweise nicht mit der gleichen Genauigkeit. Für die Zwecke dieser Studie - mit Fokus auf individualisierte geometrische Formen und konventionelle Lastsimulationen - bietet das Modell jedoch einen ausgewogenen Kompromiss zwischen Detail und praktischer Anwendbarkeit.

In dieser Studie zeigte die geometrisch-parametrische FE-Modellierungsmethode viele Vorteile, wie z.B. weniger Rechenzeit, bessere Modellkonvergenz und mehr Komfort bei der patientenspezifischen Modellierung als die derzeit verwendete CT-Modellierungsmethode. Zukünftige Studien könnten sich auf die Verschmelzung der hier verwendeten Modellierungsmethode mit der Bilderkennung auf der Grundlage von Algorithmen der künstlichen Intelligenz konzentrieren, um eine vollautomatische Modellierung und eine effiziente biomechanische Analyse zu verstärken. Unsere Modellierungsmethode könnte auch in biomechanischen Analysestudien mit einer großen Stichprobengröße angewendet werden, um die Zuverlässigkeit der Schlussfolgerungen zu verbessern und gleichzeitig die Mechanismen von Wirbelsäulenerkrankungen aufzuklären, um innovative Behandlungsmethoden und Präventionsstrategien zu entwickeln.

Offenlegungen

Die Autoren erklären, dass sie keine konkurrierenden Interessen oder andere Interessen haben, die die Ergebnisse und/oder die Diskussion in diesem Artikel beeinflussen könnten.

Danksagungen

Diese Forschung erhielt keine spezifischen Zuschüsse von Förderagenturen aus dem öffentlichen, kommerziellen oder gemeinnützigen Sektor.

Materialien

Liste der in diesem Artikel verwendeten Materialien
NameUnternehmenKatalognummerKommentare
AbaqusDassaultFinite-Elemente-Analyse
AutoCADAutodeskhttps://www.autodesk.com/products/autocad/Eine Engineering Computer Aided Design-Software zur Messung des ROM verschiedener Wirbelsegmente 
CT-Scan-Datensatz China Japan Friendship HospitalDatensatz eines erwachsenen gesunden Mannes ohne Vorgeschichte von Traumata, Deformitäten oder Tumoren der Wirbelsäule (Größe 180 cm, Gewicht 68 kg). Die Rohdaten wurden im Dicom 3.0-Format mit einer Pixelgröße von 0,33 mm und einem Schichtabstand von 1 mm gespeichert.
Hypermesh 2019Altairhttps://altair.com/hypermesh/  Netzgenerierung
Mimics Research 21.0Materialisehttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimicsModellbau
https://www.3ds.com/products/simulia/abaqus

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