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Análisis biomecánico de segmentos adyacentes después de la cirugía de fusión espinal utilizando un modelo de elementos finitos geométricamente paramétrico específico del paciente

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DOI:

10.3791/66247

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19 de enero de 2024

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

En este artículo

Resumen

Aquí, utilizamos un modelo de elementos finitos específico del paciente para analizar los cambios mecánicos en los segmentos adyacentes después de la cirugía de fusión espinal. Los resultados mostraron que la cirugía de fusión redujo el movimiento general de la columna lumbar, pero aumentó la carga y el estrés en los segmentos adyacentes, especialmente el segmento proximal.

Resumen

Este estudio tuvo como objetivo realizar un análisis mecánico de los segmentos adyacentes después de la cirugía de fusión espinal utilizando un modelo de elementos finitos geométricamente paramétrico específico del paciente para dilucidar el mecanismo de la degeneración del segmento adyacente (TEA), proporcionando así evidencia teórica para la prevención temprana de la enfermedad. Se extrajeron catorce parámetros basados en la geometría de la columna vertebral específica del paciente de la tomografía computarizada (TC) preoperatoria del paciente, y se determinaron las posiciones relativas de cada segmento de la columna vertebral utilizando el método de coincidencia de imágenes. A través del método anterior, se estableció un modelo preoperatorio de la columna vertebral específico para el paciente. El modelo postoperatorio después de la cirugía de fusión intersomática lumbar posterior (PLIF) L4-L5 se construyó utilizando el mismo método, excepto que se extirparon la lámina y el disco intervertebral, y se insertaron una jaula, 4 tornillos pediculares y 2 bielas. El rango de movimiento (ROM) y los cambios de estrés se determinaron comparando los valores de cada estructura anatómica entre los modelos preoperatorio y postoperatorio. El ROM general de la columna lumbar disminuyó después de la fusión, mientras que el ROM, el estrés en las articulaciones facetarias y el estrés en el disco intervertebral de los segmentos adyacentes aumentaron. Un análisis de la distribución del estrés en el anillo fibroso, el núcleo pulposo y las articulaciones facetarias también mostró que no solo se elevó el estrés máximo en estos tejidos, sino que también se expandieron las áreas de estrés moderado a alto. Durante la torsión, la tensión en las articulaciones facetarias y el anillo fibroso del segmento adyacente proximal (L3-L4) aumentó en mayor medida que en el segmento adyacente distal (L5-S1). Si bien la cirugía de fusión causa una restricción general del movimiento en la columna lumbar, también hace que los segmentos adyacentes compartan más la carga para compensar el segmento fusionado, lo que aumenta el riesgo de TEA. El segmento adyacente proximal es más propenso a la degeneración que el segmento adyacente distal después de la fusión espinal debido al aumento significativo del estrés.

Introducción

La cirugía de fusión intervertebral espinal es el procedimiento quirúrgico más utilizado para el tratamiento de las enfermedades degenerativas de la columna lumbar1. Un excelente resultado a corto plazo después de la cirugía puede lograrse en más del 90% de los pacientes2. Sin embargo, los resultados de un estudio de seguimiento a largo plazo revelaron que algunos pacientes desarrollaron degeneración de segmentos adyacentes al segmento fusionado3. La fusión intersomática lumbar acelera los cambios degenerativos en los segmentos adyacentes, lo que se conoce como degeneración del segmento adyacente (TEA). De acuerdo con la literatura, la incidencia de TEA diagnosticada a partir de exámenes de imagen médica oscila entre el 36% y el 84% cinco años después de la cirugía de fusión4, lo que podría provocar síntomas como dolor irradiado o claudicación intermitente y posiblemente incluso la necesidad de una cirugía de revisión. El mecanismo del TEA sigue siendo desconocido, pero la mayoría de los investigadores creen que los factores biomecánicos juegan un papel importante. Algunos han atribuido el TEA al aumento del rango de movimiento (ROM) de los segmentos adyacentes después de la cirugía 5,6, algunos lo han atribuido al aumento de la presión intradiscal en los segmentos adyacentes 7,8,9 y otros lo han atribuido al aumento de la tensión en las articulaciones facetarias de los segmentos adyacentes10.

Entre los diversos métodos utilizados para estudiar la biomecánica de la columna vertebral, el modelado de elementos finitos (FE) es ampliamente utilizado porque no es invasivo, es barato y reproducible. Algunos investigadores 11,12,13 han establecido un modelo FE 3D de toda la columna lumbar (L1-L5) con datos extraídos de tomografías computarizadas (TC) preoperatorias, lo que permitió explorar diversos aspectos de la biomecánica de la columna, desde la respuesta de la columna vertebral a diferentes condiciones de carga 14,15 hasta los efectos de diferentes patologías16 y los efectos de las modalidades y técnicas de tratamiento relevantes17. Aunque el método de modelado anterior podría proporcionar resultados sobre la geometría de la columna vertebral específica del paciente con una interfaz compleja y una gran cantidad de información que de otro modo sería inalcanzable en experimentos in vivo, su uso clínico ha seguido siendo limitado debido a la naturaleza lenta del proceso, lo que hace que el método solo esté disponible para modelos basados en uno o unos pocos sujetos14. Para abordar este problema, Nikkhoo et al.18 establecieron un modelo lumbosacro L1-S1 simplificado en el que la geometría de la columna vertebral se controla mediante parámetros extraídos de los datos de imagen preoperatoria de los pacientes, lo que permite generar o actualizar automáticamente modelos específicos del paciente de acuerdo con los parámetros de entrada. Se ha demostrado que el modelo de FE basado en este método de modelización tiene una buena validez. Sin embargo, hubo diferencias significativas en la presión intradiscal, las tensiones medias en las articulaciones facetarias y las tensiones medias en el anillo fibroso en comparación con el modelo reconstruido previo basado en TC. Otro modelo simplificado de la columna vertebral se aplicó en un estudio de Ghezelbash et al.19, pero este modelo difería mucho de la geometría real de la columna lumbar debido a la forma cilíndrica de las vértebras y a la falta de estructura de los elementos posteriores.

Por lo tanto, en este estudio, desarrollamos un modelo de FE geométricamente paramétrico específico del paciente para lograr un proceso de modelado y análisis más eficiente y con buena validez. A continuación, realizamos un análisis mecánico de los segmentos adyacentes después de la cirugía de fusión para dilucidar el mecanismo y proporcionar evidencia teórica para la prevención temprana de los TEA.

Protocolo

El protocolo se llevó a cabo de acuerdo con la Declaración de Helsinki, y el protocolo fue aprobado por la Junta de Revisión Institucional del Hospital de la Amistad China-Japón.

1. Modelado paramétrico de la geometría de la columna lumbar

  1. Extraiga los datos iniciales (formato DICOM 3.0 con un tamaño de píxel de 0,33 mm y un espaciado de capas de 1 mm) para modelar a partir de un conjunto de datos de tomografía computarizada de un varón adulto sano sin antecedentes de traumatismo, deformidad o tumor de la columna vertebral (altura 180 cm, peso 68 kg).
  2. Seleccionar 14 parámetros característicos para lograr la generación del contorno de la columna, considerando los rasgos morfológicos de la columna lumbar que más preocupan en la práctica clínica y en la literatura más reciente18,20.
    1. Mida estos 14 parámetros directamente en imágenes de TC utilizando un software de procesamiento de imágenes 3D, como se muestra en la Figura 1A.
    2. En la ventana Vista axial , emplee la herramienta Elipse para medir con precisión los parámetros de la placa final vertebral.
    3. Para cada segmento de la columna vertebral y vértebra, inicialmente, examine las imágenes de TC en la dirección axial de arriba a abajo. Identifique la imagen que muestra el área más completa y más grande del límite vertebral para la posterior medición de datos.
    4. Utilice la herramienta Elipse dentro del módulo de medición para ajustarse a la placa terminal inferior de la vértebra, como se muestra en la Figura 1A.
    5. Después de realizar varias mediciones, calcule el valor promedio para asegurarse de que la varianza entre el área de la elipse y el área vertebral se mantenga dentro del 10%.
    6. Mida la longitud de los ejes largo y corto de la elipse ajustada, denotándolos como parámetros A1 y A2.
    7. Además, mida la sección transversal en la parte más estrecha de la sección central y la placa final superior, designándolos como parámetros B1, B2, C1 y C2.
    8. En la ventana Vista coronal , utilice la herramienta de medición de distancia para determinar la altura vertebral, representada por el parámetro H.
  3. Utilice la herramienta de medición de ángulos para cuantificar los ángulos de inclinación posteriores de las facetas superior e inferior en la vista sagital, identificados como parámetros α y β.
    1. En la ventana Vista axial de TC, utilice la herramienta de medición de distancia para medir la distancia vertical desde la sección media de la vértebra hasta la lámina como parámetro de control de longitud del pedículo L1.
    2. De manera similar, utilice la Herramienta de medición de ángulo y la Herramienta de medición de distancia para medir los parámetros L2, γ, L3 y θ en la ventana de vista axial de TC, respectivamente, como parámetros de control para el proceso transversal y el proceso espinoso.
    3. Para controlar la variabilidad interobservador e intraobservador, permita que dos médicos con más de 5 años de formación en cirugía de columna midan cada uno de los parámetros 3 veces para confirmar la fiabilidad de los datos.
  4. Aplique software de modelado para construir el modelo utilizando la función de liberación de sólidos de acuerdo con el esquema de diseño de modelo simplificado en la Figura 1A para todos los segmentos de la columna vertebral excepto el sacro.
    1. Establezca tres planos de referencia y ajuste la distancia entre los planos superior e inferior para que coincida con la altura vertebral. En cada plano, dibuje tres elipses concéntricas, alineando sus dimensiones con las mediciones de los datos de TC.
    2. Utilice estas elipses esbozadas como contornos de restricción para la función de liberación de sólidos , lo que da como resultado la creación de un modelo vertebral simplificado.
  5. Para recrear el contacto de la superficie del arco en la unión de facetas, emplee superficies cilíndricas para imitar las superficies de las facetas.
    1. Asegúrese de que la faceta superior tome la forma de una superficie de arco cilíndrico cóncava de 1/4, mientras que la faceta inferior tome la forma de una superficie de arco cilíndrico convexa de 1/4. Para mitigar la concentración de tensiones durante la alineación de facetas, redondee adecuadamente los bordes de las facetas superior e inferior.
  6. Genere una entidad extruida entre la faceta y la vértebra para emular el pedículo. Dado que la forma de la apófisis transversal o espinosa afecta mínimamente a las adiciones posteriores de elementos del ligamento, utilice un paralelepípedo regular para replicar el contorno geométrico de estas apófisis.
    1. Redondea algunas de las esquinas para una representación refinada. Modifique los valores de los 14 parámetros de características en el software de modelado para generar una geometría de la columna vertebral específica del paciente.
  7. Mida solo los parámetros C1 y C2 de la placa terminal superior del sacro en la ventana de la sección transversal del TC y el parámetro del ángulo de inclinación de la faceta superior α en la ventana sagital con un método de medición similar al descrito en el paso 1.1, teniendo en cuenta que el cálculo del modelo FE se centra principalmente en la tensión de la faceta y la placa final superior.
    1. Genere una estructura de cono con una parte superior ancha y una parte inferior estrecha como un modelo simplificado del sacro, con una estructura en forma de columna que se extiende desde ambos lados para imitar las alas sacras y proporcionar puntos de unión de ligamentos en el software de modelado. Utilice los tres parámetros anteriores para controlar la geometría S1. Véase la Figura 1B para el modelo sacro simplificado.
  8. Aplique el método de coincidencia de imágenes para determinar las posiciones relativas de cada segmento de la columna vertebral.
    1. Importe todos los modelos vertebrales y sacros en la interfaz de montaje del software de modelado, donde se carga una vista sagital media de la imagen de TC como fondo de referencia.
    2. Gire, mueva y escale cada segmento vertebral para que coincida con la parte correspondiente de la imagen de referencia (Figura 1B).
  9. Extraiga los contornos de la placa terminal vertebral adyacente para una liberación sólida.
    1. Seleccione las placas vertebrales adyacentes e insértelas en el boceto para obtener el disco intervertebral.
    2. Utilice el comando Convertir referencia de entidad para extraer los contornos de la placa final vertebral como líneas elípticas en el boceto y realice la liberación del boceto para generar un modelo de matriz de disco simplificado.
    3. Cree el núcleo pulposo de manera similar a la matriz del disco, además de reducir el boceto de la elipse al 40% del área original y moverlo ligeramente hacia atrás en el boceto.
    4. Además, amplíe el modelo de núcleo pulposo en un 10% para facilitar la segmentación de la placa final al engranar. Consulte la Figura 1B para ver el modelo final de disco simplificado.

2. Construcción del modelo de fusión intersomática lumbar posterior (PLIF) con geometría específica del paciente

  1. Vuelva a cargar el modelo simplificado en el software de modelado. Seleccione el segmento de disco intervertebral L4-L5 para la fusión.
  2. Extirpar la lámina y la apófisis espinosa de la vértebra L4 de forma manual basándose en el modelo paramétrico individualizado de la columna lumbar. Retire el disco intervertebral L4-L5.
  3. Coloque una jaula en el espacio intervertebral para la fusión ósea y llene el espacio intervertebral restante alrededor de la jaula de fusión con estructura ósea.
  4. Aplique el método de fusión intervertebral lumbar posterior (PLIF) insertando tornillos pediculares en el pedículo bilateralmente.
    1. De acuerdo con la literatura21, utilizar tornillos de 5,5 mm de diámetro y 45 mm de longitud, varillas de fijación de 6 mm de diámetro y 60 mm de longitud, y una jaula de injerto de 22 mm de longitud y 8 mm de ancho.
    2. Ajuste la posición de los tornillos pediculares de modo que el punto de entrada esté aproximadamente en el centro del pedículo.
    3. Emplee el método de operación booleana en el software de modelado, utilizando el comando de combinación dentro de las opciones de características.
    4. Establezca el tipo de operación en restar, utilizando las vértebras L4 y L5 como entidades primarias y los tornillos pediculares como entidades sustractivas para realizar el modelado de las trayectorias de los tornillos pediculares L4 y L5.
    5. Emplee el mismo procedimiento, configurando el tipo de operación que se va a agregar, para consolidar los modelos de tornillo y varilla de fijación en un todo unificado. Consulte la Figura 1B para ver el modelo PLIF específico del paciente construido.

3. Establecimiento de modelos de FE paramétricos, específicos del paciente, preoperatorios y postoperatorios

  1. Generación de mallas
    1. Emplee el software de malla22 para mallar los modelos preoperatorios y postoperatorios después del procesamiento geométrico. Importe el modelo stp y utilice el módulo 2D Meshing Auto Mesh para establecer los tamaños de malla de superficie y los tipos de elementos. Genere la malla de superficie de los modelos.
    2. Utilice el módulo Mapa de sólidos de malla 3D para establecer los tipos de elementos de malla de entidad y generar automáticamente la malla sólida. Emplee elementos cuadriláteros de 1 mm de tamaño para el engrane de la superficie de los tornillos pediculares y las varillas de fijación y genere automáticamente una malla sólida con una mezcla de elementos C3D4 y C3D8R.
    3. Para el dispositivo de fusión intervertebral, emplee elementos triangulares de 1 mm de tamaño para el engrane de la superficie y utilice elementos tetraédricos C3D4 para el mallado sólido.
    4. Debido a la forma irregular del modelo de disco intervertebral residual para el segmento L4-L5, utilice elementos triangulares de 1,5 mm de tamaño para el engrane de superficies en las caras de los extremos. Genere la malla sólida a través de la extrusión, utilizando una combinación de elementos C3D8R y C3D4.
    5. Mallar las partes restantes del modelo post-PLIF con el mismo método que el modelo preoperatorio, lo que da como resultado la creación de 617.231 células y 151.078 ganglios en el modelo post-PLIF.
  2. Propiedades del material y configuración de interacción
    1. Importe los modelos preoperatorios y postoperatorios de malla en el software FE para su preprocesamiento.
      1. En el panel Administrador de materiales , defina el comportamiento del material de los tornillos pediculares, las varillas de fijación y los dispositivos de fusión intervertebral como materiales elásticos lineales isotrópicos.
      2. En la pestaña Datos , especifique el módulo de Young y la relación de Poisson de los materiales.
      3. Para los tornillos y varillas, use aleación de titanio, y para el dispositivo de fusión, use policeteretercetona. Consulte la Tabla 2 para conocer los parámetros específicos de las propiedades del material de estos dos materiales.
      4. Dado que la malla del disco intervertebral residual en L4-L5 no es hexaédrica y no puede definirse como un material hiperelástico, consulte la literatura pertinente23 y establézcalo como un material elástico lineal isótropo en el Administrador de materiales; especifique su módulo de Young como 4 MPa y la relación de Poisson como 0,45.
    2. Navegue hasta el módulo de Interacción , abra el Administrador de restricciones, haga clic en el botón Crear para abrir la ventana Crear restricción .
      1. Establezca el tipo como Enlace. En la ventana de visualización del modelo , seleccione las caras de los extremos vertebrales superior e inferior, así como los nódulos unidos del dispositivo de fusión.
      2. Después de confirmar, abra la ventana Editar restricción , establezca el Método de discretización en el valor predeterminado del análisis y especifique que no se excluya el grosor del elemento de vaciado.
      3. Establezca los ajustes de interacción de acuerdo con las condiciones biomecánicas después de una fusión intervertebral ideal. Ignore el posible deslizamiento entre el hueso y los tornillos o la jaula.
      4. Fije las relaciones de contacto entre los tornillos y el hueso esponjoso y entre la jaula y las superficies terminales de los cuerpos vertebrales superior e inferior como unión.
      5. Establezca la propiedad de interacción de contacto entre las superficies de contacto de la junta como fricción de deslizamiento controlada por la función Penalty , con un coeficiente de fricción de 0,01 en la dirección tangencial y contacto duro en la dirección normal donde se permite la separación después del contacto.
    3. Establezca las condiciones de contorno de acuerdo con las reglas del movimiento lumbosacro humano, donde todos los segmentos vertebrales pueden moverse, mientras que el sacro proporciona principalmente soporte y fijación.
      1. Acceda al módulo de carga en el software FE, abra el Administrador de condiciones de contorno y haga clic en el botón Crear para abrir la ventana Crear condición de contorno.
      2. Establezca la Categoría como Mecánico y elija el tipo aplicable al paso de análisis seleccionado como Simetría/Antisimetría/Fijeza completa.
      3. Haga clic en Continuar y, en la interfaz de visualización del modelo, seleccione los nodos de superficie del sacro.
      4. Al finalizar, en la ventana Editar condición de contorno que aparece, elija la opción Totalmente fijo (U1 = U2 = U3 = UR1 = UR2 = UR3 = 0).
    4. Consulte la Tabla 1 y la Tabla 2 24,25,26 para conocer todas las configuraciones de propiedades del material. Utilice la misma propiedad del material, la relación de interacción y la misma configuración de condición de contorno para otros tejidos y estructuras en modelos preoperatorios y postoperatorios.
  3. Validación del modelo de FE individualizado
    1. Establezca un punto de carga justo después del centro de la placa terminal superior de la vértebra L3 antes de aplicar cualquier carga. Acople todos los nodos de la placa final superior L3 con este punto de carga a través de relaciones de restricción.
    2. Aplique diferentes direcciones de momentos de flexión puros de 3,5 N∙m en el punto de carga del modelo para simular los movimientos de la columna lumbar durante la flexión, la extensión y la flexión lateral. Mida el ROM de cada segmento y compárelo con los datos experimentales reportados por Guan et al.27.
    3. Aplique una carga vertical de 150 N en el punto de carga e imponga diferentes cargas direccionales de 2,5 N∙m, 5 N∙m y 7,5 N∙m para simular el movimiento de la columna lumbar en varias direcciones. Mida el ROM para cada segmento y compárelo con los datos experimentales reportados por Panjabi et al.28.
    4. Utilice el método del eje instantáneo de rotación para medir y calcular el ROM para cada segmento lumbar.
      1. En el módulo de posprocesamiento del software FE, fije la vista, capture imágenes de desplazamiento antes y después del modelo en la misma vista e impórtelas en el software de procesamiento de imágenes.
      2. Determine el centro instantáneo y el movimiento de la columna vertebral de cada segmento de acuerdo con los métodos descritos en la literatura.
      3. Para cada segmento, tome medidas tres veces y utilice el promedio para minimizar los errores de los diferentes planos de medición.
    5. Aplique una carga vertical de 500 N y un momento de 7,5 N∙m en el punto de carga para simular movimientos de flexión, extensión y flexión lateral.
    6. En el posprocesamiento, extraer la tensión interna máxima en el núcleo pulposo en los discos intervertebrales de cada segmento y comparar los datos con los resultados reportados por Dreischarf y Wike14,29.

4. Carga del modelo FE

  1. Aplique los mismos procesos y valores de carga a los modelos preoperatorios y post-PLIF para facilitar el análisis de los cambios mecánicos después de la cirugía PRIF.
  2. Aplique una carga vertical descendente de 400 N en el punto de carga por encima de la vértebra L3 y una carga de momento de 7,5 N∙m en cada dirección en el punto de carga para simular la flexión humana hacia adelante, la extensión hacia atrás, la flexión lateral y el movimiento de torsión.
    NOTA: Solo es necesario simular el movimiento en la dirección unilateral durante la flexión y torsión lateral, ya que el modelo lumbosacro paramétrico es simétrico con respecto al plano sagital.
  3. Consulte la Figura 1B para ver el modelo final de FE post-PLIF específico del paciente.

Resultados

Resultados de simulación del modelo específico del paciente en comparación con los resultados de la literatura previa
ROM del disco intervertebral
De acuerdo con las condiciones de carga experimental de Guan et al.27, se aplicó una carga de momento de flexión pura de 3,5 N∙m en diferentes direcciones en el punto de carga del modelo para simular el movimiento de la columna lumbar en flexión, extensión y flexión lateral, y se midió el ROM de cada segmento y se comparó con los resultados del estudio de Guan. Los resultados de la comparación se muestran en la Figura 2A-C. En comparación con los datos experimentales de Guan, el modelo FE establecido en este estudio tenía un ROM más pequeño para cada segmento en flexión y un ROM más grande de L3-L4 en extensión, los cuales estaban básicamente dentro de un rango razonable de desviación estándar experimental. Durante la flexión lateral, los resultados de este estudio estuvieron todos dentro del rango de la desviación estándar.

Para la validación bajo una carga combinada (carga axial y carga de momento flector), refiriéndose a las condiciones del experimento in vitro de Panjiabi et al.28, se aplicó una carga vertical de 150 N en el punto de carga, y se aplicaron momentos de 2.5 N∙m, 5 N∙m y 7.5 N∙m en diferentes direcciones para simular el movimiento de la columna lumbar en cada dirección. Los resultados se muestran en la Figura 2D-I, donde la dirección del eje Y indica la dirección del movimiento. La mayoría de los resultados de este estudio concuerdan con los datos experimentales in vitro previos y la tendencia general es similar. El ROM del segmento L4-L5 bajo una gran carga estaba ligeramente más allá del rango de error estándar.

Estrés en el núcleo pulposo
Los resultados se muestran en la Figura 2J-L. Podemos concluir que los resultados de la simulación del modelo específico de paciente utilizado aquí están alineados con los de otros modelos de FE validados previamente demostrados, así como con los de los datos experimentales in vitro relevantes14,29.

Cambio en el ROM de los segmentos adyacentes antes y después de la cirugía PLIF
Los cambios en el ROM de los segmentos adyacentes se muestran en la Figura 3. Se encontraron aumentos significativos en todas las direcciones del movimiento después de la cirugía de fusión. La movilidad intervertebral de los segmentos L3-L4 y L5-S1 en flexión hacia adelante aumentó un 15,9% y un 25,9%, respectivamente. Bajo extensión posterior, la movilidad intervertebral de los segmentos L3-L4 y L5-S1 aumentó en un 5,9% y 15,6%, respectivamente. Bajo flexión lateral, la movilidad de los segmentos L3-L4 y L5-S1 aumentó en un 10% y 17,5%, respectivamente, mientras que la movilidad de los segmentos L3-L4 y L5-S1 aumentó en un 19% y 21,4%, respectivamente, durante la torsión, lo que está en línea con los resultados de los estudios de FE existentes30,31 y los experimentos in vitro relevantes32,33.

Cambios en el ROM general del modelo lumbosacro antes y después de la cirugía PLIF
La movilidad lumbar global después de la fusión L4-L5 disminuyó en un 33,5% durante la flexión anterior, un 44,3% durante la extensión posterior, un 35,6% durante la flexión lateral y un 28,6% durante la torsión. Se puede concluir que el ROM general del modelo lumbosacro disminuyó significativamente en todas las direcciones de movimiento después de la cirugía de fusión, como se muestra en la Tabla 3, lo que indica que aunque la movilidad de los segmentos adyacentes aumentó después de la fusión, la disminución significativa en la movilidad del segmento fusionado resultó en una disminución en el ROM general y un aumento en la rigidez general de la región lumbosacra.

Tensiones en las uniones facetarias de segmentos adyacentes antes y después de PLIF
Se calcularon los valores medios de tensión de von Mises de nueve puntos distribuidos uniformemente de las uniones facetarias en ambos lados; entre ellos, se seleccionó el punto con mayor valor como índice para comparar la biomecánica de las articulaciones facetarias antes y después de la cirugía PLIF.

Como se muestra en la Figura 4 y la Figura 5, se encontraron aumentos significativos en las tensiones medias en las uniones facetarias de los segmentos adyacentes después de PLIF en todas las direcciones de movimiento. Las tensiones medias en las articulaciones facetarias de los segmentos L3-L4 y L5-S1 aumentaron un 42,2% y un 45,3% durante la flexión hacia adelante, un 3,1% y un 26,8% durante la extensión, un 24,8% y un 43% durante la flexión lateral, y un 136,4% y un 113% durante la torsión, respectivamente. Estos resultados son consistentes con los de la literatura34,35. En este estudio, también encontramos que el aumento de la tensión en las articulaciones facetarias de los segmentos adyacentes al segmento L3-L4 fue leve durante la extensión posterior (menos del 5%), mientras que el aumento durante la torsión fue extremadamente significativo (un aumento de más del 100% en todos los casos).

La Figura 5 muestra la distribución de tensiones en las uniones facetarias de los segmentos adyacentes durante el movimiento en todas las direcciones antes y después del procedimiento PLIF. Las tensiones en las articulaciones facetarias del segmento L4-L5 disminuyeron significativamente después de la cirugía PLIF, mientras que las áreas de tensión altamente (área roja) y moderadamente (áreas amarillas y verdes) aumentaron la tensión, lo que indica que no solo aumentó la tensión máxima en las articulaciones facetarias de los segmentos adyacentes después de la fusión, sino que también aumentaron las áreas de tensión concentrada, lo que podría ser uno de los factores importantes que influyen en el TEA.

Estrés en los discos intervertebrales de los segmentos adyacentes antes y después de la PLIF
Después de la cirugía PLIF, la tensión máxima en el anillo fibroso de los segmentos L3-L4 y L5-S1 aumentó en un 11,9% y 11,1% durante la flexión hacia adelante, 3,7% y 18,3% durante la extensión, 47,6% y 59,5% durante la flexión lateral, y 81,0% y 63,8% durante la torsión, respectivamente. La tensión máxima en el núcleo pulposo de los segmentos L3-L4 y L5-S1 aumentó en un 10,3% y 8,3% durante la flexión hacia adelante, 5% y 10,7% durante la extensión, 32,3% y 21,6% durante la flexión lateral, y 55,6% y 50% durante la torsión, respectivamente.

Como se muestra en la Figura 6, las tensiones tanto en el anillo fibroso como en el núcleo pulposo aumentaron durante el movimiento en todas las direcciones después de la cirugía PLIF, y el aumento más significativo ocurrió durante la torsión. Las tensiones tanto en el anillo fibroso como en el núcleo pulposo fueron mayores en el segmento L3-L4 que en el segmento L5-S1 durante el movimiento en casi todas las direcciones antes de la operación. Después de la cirugía PLIF, el aumento más significativo de la tensión se produjo en el segmento L3-L4 durante la torsión, con un aumento del 81% en el anillo fibroso del disco y del 55,6% en el núcleo pulposo. El aumento de la tensión en el anillo fibroso y el núcleo pulposo durante la flexión lateral fue más significativo que durante la flexión y extensión hacia adelante.

La figura 7 muestra la distribución del estrés en el anillo fibroso y el núcleo pulposo de los segmentos adyacentes antes y después de la cirugía de PLIF. De manera similar al patrón en las articulaciones facetarias, se produjo una concentración de tensión y una distribución más intensa de la tensión en el anillo fibroso y el núcleo pulposo durante la torsión. Además, la tensión interna máxima durante los movimientos de flexión anterior, extensión y flexión lateral se encontró en el lado que se comprimía, mientras que la ubicación de la tensión máxima durante la torsión no se limitó a un lado.

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Figura 1: Parámetros y procedimiento para desarrollar modelos de FE específicos del paciente. (A) Parámetros para generar la geometría de la columna lumbar específica del paciente. (B) Procedimiento para desarrollar modelos de FE preoperatorios y postoperatorios específicos para cada paciente de la columna lumbosacra (L3-S1). Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

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Figura 2: Resultados de la simulación del modelo específico del paciente en comparación con los resultados de la literatura previa (A-C) ROM del modelo específico del paciente comparado con el del estudio de Guan. (D-F) Comparación del ROM entre el análisis de FE utilizando el modelo específico del paciente y los datos de Panjiabi bajo una carga combinada similar en el segmento L3-L4. (G-I) Comparación del ROM entre el análisis de FE utilizando el modelo específico del paciente y los datos de Panjiabi bajo una carga combinada similar en el segmento L4-L5. (J-L) Resultados de la simulación de tensiones en el núcleo pulposo entre el presente estudio y otros estudios. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

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Figura 3: ROM del segmento L3-L4 y el segmento L5-S1 antes y después de PLIF durante el movimiento en diferentes direcciones. (A) segmento L3-L4 y (B) segmento L5-S1. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

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Figura 4: Tensión media durante la flexión, extensión, flexión lateral y torsión en las uniones facetarias antes y después del PLIF. (A) Flexión. b) Prórroga. (C) Flexión lateral. (D) Torsión. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

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Figura 5: Distribución de la tensión en las articulaciones facetarias durante el movimiento en diferentes direcciones antes y después del PLIF. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

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Figura 6: Estrés interno en el anillo fibroso y el núcleo pulposo de los segmentos adyacentes antes y después del PLIF. (A) Anillo fibroso. (B) Núcleo pulposo. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

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Figura 7: Distribución de la tensión en el anillo fibroso y el núcleo pulposo de los segmentos adyacentes antes y después de la cirugía PLIF. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

InstrumentoPropiedades de los materialesTipo de mallaMódulo de Young (MPa)Relación de Poisson
Tornillo pedicular.TitanioC3D41100000.3
Varillas de fijación
Dispositivo de fusión intervertebralPolieteretercetonaC3D437000.3

Tabla 1: Propiedades del material de la instrumentación de fijación interna y fusión

EstructuraTipo de unidadMódulo de elasticidad (MPa)Relación de PoissonDensidad (kg/mm3)
Hueso corticalS4120000.31.7 × 10-6
Hueso corticalC3D41000.21.1 × 10-6
Elemento posteriorC3D435000.251.4 × 10-6
Placa finalS423.80.41.2 × 10-6
Anillo fibrosoC3D8HC10 = 0,18, C01 = 0,045-1.05 × 10-6
Núcleo pulposoC3D8HC10 = 0,12, C01 = 0,03-1.02 × 10-6

Tabla 2: Parámetros de las propiedades del material del modelo FE lumbar

Direcciones de movimientoCilindrada máxima antes de PLIF/mmCilindrada máxima después de PLIF/mmVariación porcentual
Flexión hacia adelante49.833.1-33.50%
Extensión19.210.7-44.30%
Flexión lateral29.819.2-35.60%
Torsión18.513.2-28.60%

Tabla 3: Desplazamiento máximo durante el movimiento en diferentes direcciones antes y después de PLIF

Discusión

En este estudio, se estableció un modelo de FE geométricamente paramétrico específico del paciente para analizar las características biomecánicas de la columna lumbar después de la cirugía de PLIF. Los resultados mostraron que la tensión en las articulaciones facetarias y el disco del segmento fusionado disminuyó significativamente después de la cirugía de PLIF, lo que indica que PLIF podría fortalecer eficazmente la estabilidad del segmento descomprimido y retrasar un mayor agravamiento de la lesión. La movilidad general de la columna lumbar disminuyó después de la cirugía PLIF, mientras que el ROM, la tensión de las articulaciones facetarias, las áreas de tensión concentrada en las articulaciones facetarias y la tensión en los discos intervertebrales adyacentes aumentaron en diversos grados. Esto sugiere que la fusión no solo restringió el movimiento lumbar, sino que también permitió que los segmentos adyacentes se movieran en un rango más amplio y compartieran una mayor parte de la carga para compensar el segmento fusionado. Por lo tanto, se forma un círculo vicioso que aumenta aún más el estrés en los segmentos adyacentes, lo que resulta en una mayor concentración de estrés y un mayor riesgo de enfermedades degenerativas en los segmentos adyacentes. Nuestros resultados son consistentes con los de los estudios de FE de otros investigadores36,37, y los experimentos de especímenes de cadáveres de Weinhoffer26 y Cunningham38. Aunque la magnitud del aumento de la tensión en el disco intervertebral varía ampliamente de un estudio a otro, creemos que esta variación está relacionada con las diferencias en las muestras, la carga o los métodos de medición.

También encontramos que las tensiones en las articulaciones facetarias del segmento adyacente proximal (L3-L4) fueron mayores que las de las articulaciones facetarias del segmento distal (L5-S1) durante el movimiento en casi todas las direcciones (flexión hacia adelante, extensión hacia atrás y torsión). El aumento de la tensión en los segmentos adyacentes proximal y distal durante la torsión fue más significativo (>50%) que durante el movimiento en otras direcciones. En particular, la tensión en las articulaciones facetarias y el anillo fibroso del segmento adyacente proximal (L3-L4) aumentó en mayor medida que en el segmento adyacente distal (L5-S1). Se ha sugerido que el segmento adyacente proximal es más propenso a la degeneración que el segmento adyacente distal después de la fusión espinal debido al aumento significativo del estrés39.

Con base en los hallazgos de este estudio, es de vital importancia que los cirujanos implementen estrategias durante las cirugías de fusión espinal para reducir el riesgo de TEA, particularmente en el segmento proximal. Esto incluye la planificación preoperatoria, como la evaluación de los factores de riesgo para el TEA, por ejemplo, degeneración preexistente en segmentos adyacentes o equilibrio sagital anormal. Además, es aconsejable adoptar un enfoque más conservador durante el proceso quirúrgico, como limitar el número de segmentos fusionados. Además, teniendo en cuenta el aumento significativo de la tensión durante la torsión, pueden ser beneficiosas medidas proactivas como fusionar las articulaciones facetarias del segmento adyacente superior o animar a los pacientes a compensar el movimiento lumbar con actividades de las extremidades inferiores durante la recuperación postoperatoria para minimizar la amplitud de la torsión lumbar.

Este estudio propone un método para la parametrización individualizada en el modelado de FE lumbosacra. La prueba de validación realizada en este estudio demostró que el modelo de FE lumbosacra L3-S1 establecido en este estudio se alinea con los datos de la literatura previa27,28. Una pequeña cantidad de datos de simulación superó ligeramente el rango de error estándar, como el ROM del segmento L4-L5 bajo una gran carga, que puede haber sido causada por diferencias individuales o diferencias en los parámetros del modelo. Sin embargo, la desviación no fue grande y la tendencia estuvo en línea con los resultados de la literatura. Además, creemos que esta diferencia tiene poco impacto en los resultados de la simulación en otras direcciones y en la explicación clínica final, dado que el cuerpo humano rara vez soporta grandes cargas bajo torsión horizontal. En cuanto a la tensión en el núcleo pulposo bajo presión, los resultados de simulación del modelo utilizado en este estudio también se alinearon con los datos de la literatura14,29. En general, las características biomecánicas de este modelo de estudio son consistentes con la teoría existente, lo que indica que el modelo se puede utilizar para simular el movimiento de la región lumbosacra bajo cargas convencionales, así como para analizar las características bioquímicas individuales después de la cirugía de columna lumbar.

El quid de este modelado radica en el uso de formas geométricas simples para imitar de cerca la forma de las vértebras y los tejidos circundantes, particularmente la forma de los huesos que soportan la carga. Esto se logra en el software de modelado mediante la creación de un modelo controlado por parámetros compuesto por geometrías simples a través de métodos operativos sencillos. El principal desafío en este proceso es posicionar los segmentos de la columna vertebral modelados en un espacio tridimensional para formar un modelo espinal lumbosacro coherente utilizando imágenes de rayos X laterales como referencia sagital. Esto requiere un ajuste manual en los planos sagital, coronal y transversal para evitar la desalineación espacial o la interferencia entre las vértebras. Actualmente, este paso solo se puede completar manualmente, lo que lleva mucho tiempo y no se puede resolver fácilmente sin la introducción de la tecnología de reconocimiento de puntos de características.

El método de modelación propuesto en este estudio también tiene ciertas limitaciones. En primer lugar, este modelo parametrizado considera principalmente la fijación o fusión interna en la columna lumbar, con importantes simplificaciones en la morfología del sacro. Esto se debe a que, en los estudios que se centran en las características de carga de la columna lumbar, se suele suponer que el sacro está inmóvil. Por lo tanto, el modelo no es aplicable en situaciones con afectación sacra en la fijación interna. En segundo lugar, cada cuerpo vertebral en el modelo se define por separado con hueso cortical y esponjoso, asumiendo un grosor y homogeneidad uniformes para el hueso cortical y homogeneidad para el hueso esponjoso. Esto no tiene en cuenta las posibles variaciones en la densidad ósea causadas por la osteoporosis. En tercer lugar, si bien este estudio emplea un enfoque de modelado estático simplificado, utilizando predominantemente formas geométricas básicas para la representación de la región lumbosacra, existen modelos más complejos20,40, como los modelos viscoelásticos, poroelásticos y poro-hiperelásticos que se encuentran comúnmente en los estudios de columna lumbar existentes. La elección de un modelo estático simplificado fue impulsada por nuestro enfoque en formas geométricas individualizadas dentro del modelado lumbosacro FE. Este enfoque, aunque menos complejo que el de los modelos viscoelásticos o poroelásticos, ofrece ventajas significativas en términos de eficiencia computacional y facilidad de personalización individual. Permite una rápida adaptación a las variaciones anatómicas individuales, lo cual es fundamental para aplicaciones clínicas personalizadas. En comparación con modelos viscoelásticos o poroelásticos más complejos, es posible que el modelo estático simplificado utilizado aquí no capture ciertos aspectos dinámicos o fluídicos de la biomecánica espinal con la misma fidelidad. Sin embargo, para los fines de este estudio, centrándose en formas geométricas individualizadas y simulaciones de carga convencionales, el modelo proporciona un equilibrio entre el detalle y la aplicabilidad práctica.

En este estudio, el método de modelado de FE geométricamente paramétrico mostró muchas ventajas, como menos tiempo de cálculo, mejor convergencia del modelo y más conveniencia para lograr el modelado específico del paciente que el método de modelado de TC utilizado en la actualidad. Los estudios futuros podrían centrarse en fusionar el método de modelado utilizado aquí con el reconocimiento de imágenes basado en algoritmos de inteligencia artificial para amplificar el modelado totalmente automatizado y el análisis biomecánico eficiente. Nuestro método de modelización también podría aplicarse en estudios de análisis biomecánico con un gran tamaño de muestra, mejorando así la fiabilidad de las conclusiones y dilucidando los mecanismos de las enfermedades de la columna vertebral para desarrollar métodos de tratamiento innovadores y estrategias de prevención.

Divulgaciones

Los autores declaran que no tienen intereses contrapuestos u otros intereses que puedan percibirse como influyentes en los resultados y/o la discusión reportada en este artículo.

Agradecimientos

Esta investigación no recibió ninguna subvención específica de agencias de financiamiento en los sectores público, comercial o sin fines de lucro.

Materiales

Lista de materiales utilizados en este artículo
NombreEmpresaNúmero de catálogoComentarios
AbaqusDassault https://www.3ds.com/products/simulia/abaqusAnálisis de elementos finitos
AutoCADAutodeskhttps://www.autodesk.com/products/autocad/Un software de diseño asistido por ordenador de ingeniería utilizado para medir el ROM de diferentes segmentos vertebrales 
Conjunto de datos de tomografía computarizada China Japan Friendship HospitalConjunto de datos de un varón adulto sano sin antecedentes de traumatismo, deformidad o tumor de la columna vertebral (altura 180 cm, peso 68 kg). Los datos brutos se almacenaron en formato Dicom 3.0 con un tamaño de píxel de 0,33 mm y un espaciado de capas de 1 mm.
Hypermesh 2019Altairhttps://altair.com/hypermesh/  Generación de mallas
Mimics Research 21.0Materialisehttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimicsConstrucción de modelos

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