Analyse biomécanique des segments adjacents après une chirurgie de fusion vertébrale à l’aide d’un modèle d’éléments finis géométriquement paramétrique spécifique au patient

Yuming Wang; Qianyi Shen; Chang Liang; Yanzhu Shen; Xiangsheng Tang; Ping Yi

doi:10.3791/66247

Article de méthode

Analyse biomécanique des segments adjacents après une chirurgie de fusion vertébrale à l’aide d’un modèle d’éléments finis géométriquement paramétrique spécifique au patient

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DOI :

10.3791/66247

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19 janvier 2024

Yuming Wang¹ , Qianyi Shen² , Chang Liang² , Yanzhu Shen¹ , Xiangsheng Tang¹ , Ping Yi¹

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

Dans cet article

Résumé

Ici, nous avons utilisé un modèle d’éléments finis spécifique au patient pour analyser les changements mécaniques dans les segments adjacents après une chirurgie de fusion vertébrale. Les résultats ont montré que la chirurgie de fusion réduisait le mouvement global de la colonne lombaire, mais augmentait la charge et le stress dans les segments adjacents, en particulier le segment proximal.

Résumé

Cette étude visait à effectuer une analyse mécanique des segments adjacents après une chirurgie de fusion vertébrale à l’aide d’un modèle d’éléments finis géométriquement paramétrique spécifique au patient afin d’élucider le mécanisme de la dégénérescence du segment adjacent (TSA), fournissant ainsi des preuves théoriques pour la prévention précoce de la maladie. Quatorze paramètres basés sur la géométrie de la colonne vertébrale spécifique au patient ont été extraits de la tomodensitométrie (TDM) préopératoire d’un patient, et les positions relatives de chaque segment de la colonne vertébrale ont été déterminées à l’aide de la méthode de correspondance d’image. Un modèle préopératoire de la colonne vertébrale spécifique au patient a été établi grâce à la méthode ci-dessus. Le modèle postopératoire après une chirurgie de fusion intersomatique lombaire postérieure (PLIF) L4-L5 a été construit à l’aide de la même méthode, sauf que la lame et le disque intervertébral ont été retirés, et qu’une cage, 4 vis pédiculaires et 2 bielles ont été insérées. L’amplitude des mouvements (ROM) et les changements de stress ont été déterminés en comparant les valeurs de chaque structure anatomique entre les modèles préopératoires et postopératoires. L’amplitude amplaire globale de la colonne lombaire a diminué après la fusion, tandis que la ROM, le stress dans les articulations facettaires et le stress dans le disque intervertébral des segments adjacents ont tous augmenté. Une analyse de la distribution des contraintes dans l’anneau fibreux, le noyau pulpeux et les articulations facettaires a également montré que non seulement le stress maximal dans ces tissus était élevé, mais que les zones de stress modéré à élevé étaient également élargies. Au cours de la torsion, la contrainte dans les articulations facettaires et l’anneau fibreux du segment adjacent proximal (L3-L4) a augmenté dans une plus grande mesure que celle du segment adjacent distal (L5-S1). Alors que la chirurgie de fusion entraîne une restriction globale des mouvements dans la colonne lombaire, elle entraîne également une plus grande répartition de la charge par les segments adjacents pour compenser le segment fusionné, augmentant ainsi le risque de TSA. Le segment adjacent proximal est plus sujet à la dégénérescence que le segment adjacent distal après fusion vertébrale en raison de l’augmentation significative du stress.

Introduction

La chirurgie de fusion vertébrale intervertébrale est l’intervention chirurgicale la plus couramment utilisée pour le traitement des maladies dégénératives de la colonne lombaire¹. Un excellent résultat à court terme après la chirurgie peut être obtenu pour plus de 90 % des patients². Cependant, les résultats d’une étude de suivi à long terme ont révélé que certains patients ont développé une dégénérescence des segments adjacents au segment³ fusionné. La fusion intersomatique lombaire accélère les changements dégénératifs dans les segments adjacents, ce qui est connu sous le nom de dégénérescence des segments adjacents (ASD). Selon la littérature, l’incidence des TSA diagnostiqués sur la base d’examens d’imagerie médicale varie de 36 % à 84 % cinq ans après la chirurgie de fusion⁴, ce qui pourrait entraîner des symptômes tels qu’une douleur irradiante ou une claudication intermittente et peut-être même la nécessité d’une chirurgie de révision. Le mécanisme des TSA reste inconnu, mais la plupart des chercheurs croient que les facteurs biomécaniques jouent un rôle important. Certains l’ont attribué à l’augmentation de l’amplitude de mouvement (ROM) des segments adjacents après la chirurgie ^5,6, d’autres l’ont attribuée à l’augmentation de la pression intradiscale dans les segments adjacents ^7,8,9, et d’autres l’ont attribuée à une augmentation du stress dans les articulations facettaires des segments adjacents¹⁰.

Parmi les différentes méthodes utilisées pour étudier la biomécanique de la colonne vertébrale, la modélisation par éléments finis (EF) est largement utilisée car elle est non invasive, peu coûteuse et reproductible. Certains chercheurs 11,12,13 ont établi un modèle EF 3D de l’ensemble de la colonne lombaire (L1-L5) avec des données extraites de tomodensitométries (TDM) préopératoires, ce qui a permis d’explorer divers aspects de la biomécanique de la colonne vertébrale, allant de la réponse de la colonne vertébrale à différentes conditions de charge ^14,15 aux effets de différentes pathologies¹⁶ et aux effets des modalités et ^{techniques de traitement pertinentes17}. Bien que la méthode de modélisation ci-dessus puisse fournir des résultats concernant la géométrie spécifique du patient de la colonne vertébrale avec une interface complexe et une mine d’informations autrement inaccessibles à partir d’expériences in vivo, son utilisation clinique est restée limitée en raison de la nature chronophage du processus, rendant la méthode disponible uniquement pour des modèles basés sur un ou quelques sujets¹⁴. Pour résoudre ce problème, Nikkhoo et ^al.18 ont établi un modèle lombo-sacré simplifié L1-S1 dans lequel la géométrie de la colonne vertébrale est contrôlée par des paramètres extraits des données d’imagerie préopératoires des patients, ce qui permet de générer ou de mettre à jour automatiquement des modèles spécifiques au patient en fonction des paramètres d’entrée. Il a été prouvé que le modèle EF basé sur cette méthode de modélisation a une bonne validité. Cependant, il y avait des différences significatives dans la pression intradiscale, les contraintes moyennes dans les articulations facettaires et les contraintes moyennes dans l’anneau fibreux par rapport au modèle reconstruit précédent basé sur la TDM. Un autre modèle simplifié de la colonne vertébrale a été appliqué dans une étude de Ghezelbash et ^al.19, mais ce modèle différait grandement de la géométrie réelle de la colonne lombaire en raison de la forme cylindrique des vertèbres et du manque de structure concernant les éléments postérieurs.

Par conséquent, dans cette étude, nous avons développé un modèle EF géométriquement paramétrique spécifique au patient afin d’obtenir un processus de modélisation et d’analyse plus efficace avec une bonne validité. Ensuite, nous avons effectué une analyse mécanique des segments adjacents après une chirurgie de fusion afin d’élucider le mécanisme et de fournir des preuves théoriques pour la prévention précoce des TSA.

Protocole

Le protocole a été mis en œuvre conformément à la Déclaration d’Helsinki et a été approuvé par le Conseil d’examen institutionnel de l’Hôpital de l’amitié sino-japonaise.

1. Modélisation paramétrique de la géométrie de la colonne lombaire

Extraire les données initiales (format DICOM 3.0 avec une taille de pixel de 0,33 mm et un espacement des couches de 1 mm) pour la modélisation à partir d’un ensemble de données de tomodensitométrie d’un homme adulte en bonne santé sans antécédents de traumatisme, de déformation ou de tumeur de la colonne vertébrale (hauteur 180 cm, poids 68 kg).
Sélectionnez 14 paramètres caractéristiques pour obtenir la génération du contour de la colonne vertébrale, en tenant compte des caractéristiques morphologiques de la colonne lombaire qui sont les plus préoccupantes dans la pratique clinique et de la littérature la plus récente^18,20.
1. Mesurez ces 14 paramètres directement sur les images CT à l’aide d’un logiciel de traitement d’images 3D, comme le montre la figure 1A.
2. Dans la fenêtre Vue axiale , utilisez l’outil Ellipse pour mesurer avec précision les paramètres de la plaque d’extrémité vertébrale.
3. Pour chaque segment de la colonne vertébrale et chaque vertèbre, dans un premier temps, examinez les images CT dans le sens axial de haut en bas. Identifiez l’image montrant la zone la plus complète et la plus grande de la limite vertébrale pour une mesure ultérieure des données.
4. Utilisez l’outil Ellipse à l’intérieur du module de mesure pour vous conformer à la plaque d’extrémité inférieure de la vertèbre, comme illustré à la figure 1A.
5. Après avoir effectué plusieurs mesures, calculez la valeur moyenne pour vous assurer que la variance entre l’aire de l’ellipse et la zone vertébrale reste à moins de 10 %.
6. Mesurez la longueur des axes long et court de l’ellipse ajustée, en les désignant par les paramètres A1 et A2.
7. De plus, mesurez la section transversale au niveau de la partie la plus étroite de la section centrale et de la plaque d’extrémité supérieure, en les désignant comme paramètres B1, B2, C1 et C2.
8. Dans la fenêtre Vue coronale , utilisez l’outil de mesure de distance pour déterminer la hauteur vertébrale, représentée par le paramètre H.
Utilisez l’outil de mesure d’angle pour quantifier les angles d’inclinaison postérieurs des facettes supérieure et inférieure dans la vue sagittale, identifiés comme les paramètres α et β.
1. Dans la fenêtre CT Axial View , utilisez l’outil de mesure de distance pour mesurer la distance verticale entre la partie médiane de la vertèbre et la lame en tant que paramètre de contrôle de la longueur du pédicule L1.
2. De la même manière, utilisez l’outil de mesure d’angle et l’outil de mesure de distance pour mesurer les paramètres L2, γ, L3 et θ dans la fenêtre de vue axiale CT, respectivement, en tant que paramètres de contrôle pour l’apophyse transversale et l’apophyse épineuse.
3. Pour contrôler la variabilité inter-observateur et intra-observateur, laissons deux médecins ayant plus de 5 ans de formation en chirurgie de la colonne vertébrale mesurer chacun des paramètres 3 fois pour confirmer la fiabilité des données.
Appliquez un logiciel de modélisation pour construire le modèle à l’aide de la fonction Solid Release conformément au schéma de conception de modèle simplifié de la figure 1A pour tous les segments de la colonne vertébrale à l’exception du sacrum.
1. Établissez trois plans de référence et ajustez la distance entre les plans supérieur et inférieur pour correspondre à la hauteur vertébrale. Sur chaque plan, tracez trois ellipses concentriques, en alignant leurs dimensions sur les mesures des données CT.
2. Utilisez ces ellipses esquissées comme contours de contrainte pour la fonction de relâchement solide , ce qui permet de créer un modèle vertébral simplifié.
Pour recréer le contact de surface d’arc au niveau de l’articulation des facettes, utilisez des surfaces cylindriques pour imiter les surfaces des facettes.
1. Assurez-vous que la facette supérieure prend la forme d’une surface d’arc cylindrique concave 1/4 tandis que la facette inférieure prend la forme d’une surface d’arc cylindrique convexe 1/4. Pour réduire la concentration des contraintes lors de l’alignement des facettes, arrondissez correctement les bords des facettes supérieure et inférieure.
Générez une entité extrudée entre la facette et la vertèbre pour émuler le pédicule. Étant donné que la forme de l’apophyse transverse ou de l’apophyse épineuse a un impact minime sur les ajouts ultérieurs d’éléments ligamentaires, utilisez un parallélépipède régulier pour reproduire le contour géométrique de ces apophyses.
1. Arrondissez certains coins pour une représentation raffinée. Modifiez les valeurs des 14 paramètres de caractéristique dans le logiciel de modélisation pour générer une géométrie vertébrale spécifique au patient.
Mesurez uniquement les paramètres C1 et C2 de l’extrémité supérieure du sacrum dans la fenêtre de section transversale CT et le paramètre d’angle d’inclinaison de la facette supérieure α dans la fenêtre sagittale avec une méthode de mesure similaire à celle décrite à l’étape 1.1, étant donné que le calcul du modèle EF se concentre principalement sur la contrainte de la facette et de la plaque d’extrémité supérieure.
1. Générez une structure conique avec un sommet large et un bas étroit en tant que modèle simplifié du sacrum, avec une structure de type colonnaire s’étendant des deux côtés pour imiter les ailes sacrées et fournir des points d’attache ligamentaires dans le logiciel de modélisation. Utilisez les trois paramètres ci-dessus pour contrôler la géométrie S1. Voir la figure 1B pour le modèle sacré simplifié.
Appliquez la méthode de correspondance d’images pour déterminer les positions relatives de chaque segment de la colonne vertébrale.
1. Importez tous les modèles vertébraux et sacrés dans l’interface d’assemblage du logiciel de modélisation, où une vue sagittale médiane de l’image CT est chargée comme arrière-plan de référence.
2. Faites pivoter, déplacez et mettez à l’échelle chaque segment vertébral pour l’aligner sur la partie correspondante de l’image de référence (Figure 1B).
Extraire les contours de la plaque d’extrémité vertébrale adjacente pour une libération solide.
1. Sélectionnez les plaques d’extrémité vertébrales adjacentes et insérez-les dans le croquis pour obtenir le disque intervertébral.
2. Utilisez la commande Convertir la référence d’entité pour extraire les contours de la plaque d’extrémité vertébrale sous forme de lignes elliptiques dans l’esquisse et effectuer le relâchement de l’esquisse pour générer un modèle de matrice de disque simplifié.
3. Créez le noyau pulpeux de la même manière que la matrice du disque, en plus de réduire l’esquisse de l’ellipse à 40 % de la surface d’origine et de la reculer légèrement dans l’esquisse.
4. De plus, agrandissez le modèle du noyau pulpeux de 10 % pour faciliter la segmentation de la plaque d’extrémité lors du maillage. Voir la figure 1B pour le modèle final de disque simplifié.

2. Construction du modèle de fusion intersomatique lombaire postérieure (PLIF) avec une géométrie spécifique au patient

Rechargez le modèle simplifié dans le logiciel de modélisation. Sélectionnez le segment de disque intervertébral L4-L5 pour la fusion.
Retirez manuellement la lame et l’apophyse épineuse de la vertèbre L4 sur la base du modèle paramétrique individualisé de la colonne lombaire. Retirez le disque intervertébral L4-L5.
Placez une cage dans l’espace intervertébral pour la fusion osseuse et remplissez l’espace intervertébral restant autour de la cage de fusion avec une structure osseuse.
Appliquez la méthode de fusion intervertébrale lombaire postérieure (PLIF) en insérant des vis pédiculaires dans le pédicule de manière bilatérale.
1. Selon la littérature²¹, utilisez des vis de 5,5 mm de diamètre et 45 mm de longueur, des tiges de fixation de 6 mm de diamètre et 60 mm de longueur, et une cage de greffe de 22 mm de longueur et 8 mm de largeur.
2. Ajustez la position des vis pédiculaires de manière à ce que le point d’entrée soit à peu près au centre du pédicule.
3. Utilisez la méthode de fonctionnement booléenne dans le logiciel de modélisation, en utilisant la commande de combinaison dans les options de fonction.
4. Définissez le type d’opération à soustraire, en utilisant les vertèbres L4 et L5 comme entités principales et les vis pédiculaires comme entités soustractives pour réaliser la modélisation des trajectoires des vis pédiculaires L4 et L5.
5. Utilisez la même procédure, en définissant le type d’opération à ajouter, pour consolider les modèles de vis et de tiges de fixation en un tout unifié. Voir la figure 1B pour le modèle PLIF construit spécifique au patient.

3. Etablissement de modèles d’EF paramétriques, spécifiques au patient, préopératoires et postopératoires

Génération de maillage
1. Utilisez un logiciel de maillage²² pour mailler les modèles préopératoires et postopératoires après traitement géométrique. Importez le modèle stp et utilisez le module de maillage automatique 2D pour définir les tailles de maillage de surface et les types d’éléments. Générez le maillage de surface des modèles.
2. Utilisez le module 3D Meshing Solid Map pour définir les types d’éléments de maillage d’entité et générer automatiquement le maillage solide. Utilisez des éléments quadrilatéraux de 1 mm pour l’engrènement de surface des vis pédiculaires et des tiges de fixation et générez automatiquement un maillage solide avec un mélange d’éléments C3D4 et C3D8R.
3. Pour le dispositif de fusion intervertébrale, utilisez des éléments triangulaires de 1 mm pour le maillage de surface et utilisez des éléments tétraédriques C3D4 pour le maillage solide.
4. En raison de la forme irrégulière du modèle de disque intervertébral résiduel pour le segment L4-L5, utilisez des éléments triangulaires de 1,5 mm pour le maillage de surface sur les faces d’extrémité. Générez le maillage solide par extrusion, en utilisant un mélange d’éléments C3D8R et C3D4.
5. Maillage des parties restantes du modèle post-PLIF avec la même méthode que le modèle préopératoire, ce qui a permis de créer 617 231 cellules et 151 078 nœuds dans le modèle post-PLIF.
Propriétés des matériaux et paramètres d’interaction
1. Importez les modèles pré et postopératoires maillés dans le logiciel EF pour le prétraitement.
  1. Dans le panneau Gestionnaire de matériaux , définissez le comportement du matériau des vis pédiculaires, des tiges de fixation et des dispositifs de fusion intervertébrale en tant que matériaux élastiques linéaires isotropes.
  2. Dans l’onglet Données , spécifiez le module de Young et le coefficient de Poisson des matériaux.
  3. Pour les vis et les tiges, utilisez un alliage de titane, et pour le dispositif de fusion, utilisez du polyétheréthercétone. Reportez-vous au Tableau 2 pour les paramètres spécifiques des propriétés de ces deux matériaux.
  4. Étant donné que le maillage du disque intervertébral résiduel en L4-L5 n’est pas hexaédrique et ne peut pas être défini comme un matériau hyperélastique, reportez-vous à la littérature pertinente²³ et définissez-le comme un matériau élastique linéaire isotrope dans le gestionnaire de matériaux ; spécifiez son module de Young à 4 MPa et son coefficient de Poisson à 0,45.
2. Naviguez jusqu’au module Interaction , ouvrez le Gestionnaire de contraintes, cliquez sur le bouton Créer pour ouvrir la fenêtre Créer une contrainte .
  1. Définissez le type sur Liaison. Dans la fenêtre d’affichage du modèle , sélectionnez les extrémités vertébrales supérieure et inférieure, ainsi que les nœuds liés du dispositif de fusion.
  2. Après avoir confirmé, ouvrez la fenêtre Modifier la contrainte , définissez la méthode de discrétisation sur la valeur par défaut de l’analyse et spécifiez de ne pas exclure l’épaisseur de l’élément de coque.
  3. Réglez les paramètres d’interaction en fonction des conditions biomécaniques après une fusion intervertébrale idéale. Ignorez tout glissement possible entre l’os et les vis ou la cage.
  4. Définir les relations de contact entre les vis et l’os spongieux et entre la cage et les surfaces d’extrémité des corps vertébraux supérieur et inférieur comme liant.
  5. Définissez la propriété d’interaction de contact entre les surfaces de contact du joint comme un frottement de glissement contrôlé par la fonction Pénalité , avec un coefficient de frottement de 0,01 dans la direction tangentielle et un contact dur dans la direction normale où la séparation après le contact est autorisée.
3. Réglez les conditions limites selon les règles du mouvement lombo-sacré humain, où tous les segments vertébraux peuvent bouger, tandis que le sacrum fournit principalement un soutien et une fixation.
  1. Accédez au module Load dans le logiciel EF, ouvrez le Gestionnaire de conditions aux limites et cliquez sur le bouton Créer pour ouvrir la fenêtre Créer une condition aux limites .
  2. Définissez la catégorie sur Mécanique et choisissez le type applicable à l’étape d’analyse sélectionnée sur Symétrie/Antisymétrie/Fixité totale.
  3. Cliquez sur Continuer, puis dans l’interface d’affichage du modèle, sélectionnez les nœuds de surface du sacrum.
  4. Une fois l’opération terminée, dans la fenêtre Modifier la condition aux limites qui s’affiche, choisissez l’option Entièrement fixe (U1 = U2 = U3 = UR1 = UR2 = UR3 = 0).
4. Voir le Tableau 1 et le Tableau 2²⁴^, ²⁵^, ²⁶ pour tous les paramètres de propriété du matériau. Utilisez les mêmes paramètres de propriété matérielle, de relation d’interaction et de condition limite pour d’autres tissus et structures dans les modèles préopératoires et postopératoires.
Validation du modèle EF individualisé
1. Établissez un point de charge juste en arrière du centre de la plaque d’extrémité supérieure de la vertèbre L3 avant d’appliquer des charges. Couplez tous les nœuds de la plaque d’extrémité supérieure L3 avec ce point de charge par le biais de relations de contrainte.
2. Appliquez différentes directions de moments de flexion purs de 3,5 N∙m au point de charge du modèle pour simuler les mouvements de la colonne lombaire lors de la flexion, de l’extension et de la flexion latérale. Mesurez l’amplitude de mouvement de chaque segment et comparez-la aux données expérimentales rapportées par Guan et ^al.27.
3. Appliquez une charge verticale de 150 N au point de charge et imposez différentes charges directionnelles de 2,5 N∙m, 5 N∙m et 7,5 N∙m pour simuler le mouvement de la colonne lombaire dans différentes directions. Mesurez le ROM de chaque segment et comparez-le aux données expérimentales rapportées par Panjabi et ^al.28.
4. Utilisez la méthode de l’axe de rotation instantané pour mesurer et calculer l’amplitude de mouvement pour chaque segment lombaire.
  1. Dans le module de post-traitement du logiciel EF, corrigez la vue, capturez des images de déplacement avant et après du modèle dans la même vue et importez-les dans le logiciel de traitement d’images.
  2. Déterminer le centre instantané et le mouvement de la colonne vertébrale de chaque segment selon les méthodes décrites dans la littérature.
  3. Pour chaque segment, prenez les mesures trois fois et utilisez la moyenne pour minimiser les erreurs des différents plans de mesure.
5. Appliquez une charge verticale de 500 N et un moment de 7,5 N au point de charge pour simuler des mouvements de flexion, d’extension et de flexion latérale.
6. En post-traitement, extrayez la contrainte interne maximale au niveau du noyau pulpeux dans les disques intervertébraux de chaque segment et comparez les données avec les résultats rapportés par Dreischarf et Wike^14,29.

4. Chargement du modèle EF

Appliquer les mêmes processus et valeurs de charge aux modèles préopératoires et post-PLIF pour faciliter l’analyse des changements mécaniques après une chirurgie PLIF.
Appliquez une charge verticale descendante de 400 N au point de charge au-dessus de la vertèbre L3 et une charge de moment de 7,5 N dans chaque direction au point de charge pour simuler la flexion vers l’avant, l’extension vers l’arrière, la flexion latérale et le mouvement de torsion de l’homme.
REMARQUE : Seul le mouvement dans la direction unilatérale lors de la flexion latérale et de la torsion doit être simulé car le modèle paramétrique lombo-sacré est symétrique par rapport au plan sagittal.
Voir la figure 1B pour le modèle final d’EF post-PLIF spécifique au patient.

Résultats

Résultats de simulation du modèle spécifique au patient par rapport aux résultats de la littérature précédente
amplitude amplitude du disque intervertébral
Selon les conditions de charge expérimentales de Guan et ^al.27, une charge de moment de flexion pure de 3,5 N∙m dans différentes directions a été appliquée au point de charge du modèle pour simuler le mouvement de la colonne lombaire en flexion, en extension et en flexion latérale, et l’amplitude amplitude de mouvement de chaque segment a été mesurée et comparée aux résultats de l’étude de Guan. Les résultats de la comparaison sont présentés à la figure 2A-C. Par rapport aux données expérimentales de Guan, le modèle EF établi dans cette étude avait une ROM plus petite pour chaque segment en flexion et une ROM plus grande de L3-L4 en extension, les deux se situant essentiellement dans une plage raisonnable d’écart-type expérimental. Lors de la flexion latérale, les résultats de cette étude se situaient tous dans la plage de l’écart-type.

Pour la validation sous une charge combinée (charge axiale et charge de moment de flexion), en se référant aux conditions de l’expérience in vitro de Panjiabi et ^al.28, une charge verticale de 150 N a été appliquée au point de charge, et des moments de 2,5 N∙m, 5 N∙m et 7,5 N∙m dans différentes directions ont été appliqués pour simuler le mouvement de la colonne lombaire dans chaque direction. Les résultats sont illustrés sur la figure 2D-I, où la direction de l’axe des y indique la direction du mouvement. La plupart des résultats de cette étude sont en bon accord avec les données expérimentales in vitro précédentes et la tendance générale est similaire. La ROM du segment L4-L5 sous une charge importante était légèrement au-delà de la plage d’erreur standard.

Stress dans le noyau pulpeux
Les résultats sont présentés à la figure 2J-L. Nous pouvons conclure que les résultats de simulation du modèle spécifique au patient utilisé ici sont alignés avec ceux d’autres modèles EF validés précédemment démontrés, ainsi qu’avec ceux des données expérimentales in vitro pertinentes^14,29.

Modification de l’amplitude amplitude amplitude des segments adjacents avant et après la chirurgie PLIF
Les modifications de la ROM des segments adjacents sont illustrées à la figure 3. Des augmentations significatives dans toutes les directions de mouvement ont été observées après la chirurgie de fusion. La mobilité intervertébrale des segments L3-L4 et L5-S1 en flexion vers l’avant a augmenté de 15,9 % et 25,9 %, respectivement. Sous extension postérieure, la mobilité intervertébrale des segments L3-L4 et L5-S1 a augmenté de 5,9 % et 15,6 %, respectivement. En flexion latérale, la mobilité des segments L3-L4 et L5-S1 a augmenté de 10 % et 17,5 %, respectivement, tandis que la mobilité des segments L3-L4 et L5-S1 a augmenté de 19 % et 21,4 %, respectivement, pendant la torsion, ce qui est conforme aux résultats des études EF existantes^30,31 et des expériences in vitro pertinentes^32,33.

Changements dans l’amplitude amplitude globale du modèle lombo-sacré avant et après la chirurgie PLIF
La mobilité lombaire globale après la fusion L4-L5 a diminué de 33,5 % lors de la flexion antérieure, de 44,3 % lors de l’extension postérieure, de 35,6 % lors de la flexion latérale et de 28,6 % lors de la torsion. On peut conclure que l’amplitude de mouvement globale du modèle lombo-sacré a diminué de manière significative dans toutes les directions de mouvement après la chirurgie de fusion, comme le montre le tableau 3, indiquant que bien que la mobilité des segments adjacents ait augmenté après la fusion, la diminution significative de la mobilité du segment fusionné a entraîné une diminution de l’amplitude de mouvement globale et une augmentation de la rigidité globale de la région lombo-sacrée.

Contraintes dans les articulations des facettes des segments adjacents avant et après PLIF
Les valeurs moyennes de contrainte de von Mises de neuf points uniformément répartis des articulations des facettes ont été calculées des deux côtés ; parmi eux, le point avec la valeur la plus élevée a été sélectionné comme indice pour comparer la biomécanique des articulations facettaires avant et après la chirurgie PLIF.

Comme le montrent les figures 4 et 5, des augmentations significatives des contraintes moyennes ont été observées dans les articulations des facettes des segments adjacents après PLIF dans toutes les directions de mouvement. Les contraintes moyennes dans les articulations facettaires des segments L3-L4 et L5-S1 ont augmenté de 42,2 % et 45,3 % lors de la flexion vers l’avant, de 3,1 % et 26,8 % lors de l’extension, de 24,8 % et 43 % lors de la flexion latérale et de 136,4 % et 113 % lors de la torsion, respectivement. Ces résultats sont cohérents avec ceux de la littérature^34,35. Dans cette étude, nous avons également constaté que l’augmentation de la contrainte dans les articulations facettaires des segments adjacents au segment L3-L4 était légère lors de l’extension postérieure (moins de 5 %), tandis que l’augmentation lors de la torsion était extrêmement significative (une augmentation de plus de 100 % dans tous les cas).

La figure 5 montre la répartition des contraintes dans les articulations facettaires des segments adjacents lors du mouvement dans toutes les directions avant et après la procédure PLIF. Les contraintes dans les articulations facettaires du segment L4-L5 ont diminué de manière significative après la chirurgie PLIF, tandis que les zones de stress fortement concentré (zone rouge) et modérément concentrée (zones jaunes et vertes) ont augmenté, indiquant que non seulement la contrainte maximale dans les articulations facettaires des segments adjacents a augmenté après la fusion, mais aussi que les zones de stress concentré ont augmenté, ce qui pourrait être l’un des facteurs importants influençant les TSA.

Stress dans les disques intervertébraux des segments adjacents avant et après PLIF
Après la chirurgie PLIF, la contrainte maximale dans l’anneau fibreux des segments L3-L4 et L5-S1 a augmenté de 11,9 % et 11,1 % pendant la flexion vers l’avant, de 3,7 % et 18,3 % pendant l’extension, de 47,6 % et 59,5 % pendant la flexion latérale et de 81,0 % et 63,8 % pendant la torsion, respectivement. La contrainte maximale dans le noyau pulpeux des segments L3-L4 et L5-S1 a augmenté de 10,3 % et 8,3 % lors de la flexion vers l’avant, de 5 % et 10,7 % lors de l’extension, de 32,3 % et 21,6 % lors de la flexion latérale et de 55,6 % et 50 % lors de la torsion, respectivement.

Comme le montre la figure 6, les contraintes dans l’anneau fibreux et le noyau pulpeux ont augmenté pendant le mouvement dans toutes les directions après la chirurgie PLIF, et l’augmentation la plus significative s’est produite pendant la torsion. Les contraintes dans l’anneau fibreux et le noyau pulpeux étaient plus importantes au niveau du segment L3-L4 qu’au niveau du segment L5-S1 pendant le mouvement dans presque toutes les directions préopératoires. Après la chirurgie PLIF, l’augmentation la plus significative du stress s’est produite au niveau du segment L3-L4 pendant la torsion, avec une augmentation de 81 % de l’anneau fibreux du disque et de 55,6 % du noyau pulpeux. L’augmentation de la contrainte dans l’anneau fibreux et le noyau pulpeux lors de la flexion latérale était plus importante que celle lors de la flexion et de l’extension vers l’avant.

La figure 7 montre la distribution des contraintes dans l’anneau fibreux et le noyau pulpeux des segments adjacents avant et après la chirurgie PLIF. Semblable au modèle dans les articulations facettaires, la concentration du stress et une distribution plus intensive du stress se sont produites dans l’anneau fibreux et le noyau pulpeux pendant la torsion. De plus, la contrainte interne maximale lors des mouvements de flexion antérieure, d’extension et de flexion latérale a été trouvée du côté comprimé, tandis que l’emplacement de la contrainte maximale lors de la torsion n’était pas confiné à un seul côté.

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Figure 1 : Paramètres et procédure de développement de modèles EF spécifiques au patient. (A) Paramètres de génération de la géométrie de la colonne lombaire spécifique au patient. (B) Procédure de développement de modèles EF préopératoires et postopératoires spécifiques au patient de la colonne lombo-sacrée (L3-S1). Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

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Figure 2 : Résultats de simulation du modèle spécifique au patient par rapport aux résultats de la littérature précédente. (A-C) ROM du modèle spécifique au patient par rapport à celui de l’étude de Guan. (D-F) Comparaison de l’amplitude inverse entre l’analyse EF à l’aide du modèle spécifique au patient et les données de Panjiabi sous une charge combinée similaire sur le segment L3-L4. (G-I) Comparaison de l’amplitude inverse entre l’analyse EF à l’aide du modèle spécifique au patient et les données de Panjiabi sous une charge combinée similaire sur le segment L4-L5. (J-L) Résultats de la simulation de stress dans le noyau pulpeux entre la présente étude et d’autres études. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

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Figure 3 : ROM du segment L3-L4 et du segment L5-S1 avant et après PLIF pendant le mouvement dans différentes directions. (A) Segment L3-L4 et (B) segment L5-S1. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

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Figure 4 : Contrainte moyenne lors de la flexion, de l’extension, de la flexion latérale et de la torsion dans les articulations facettaires avant et après PLIF. (A) Flexion. (B) Prolongation. (C) Flexion latérale. (D) Torsion. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

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Figure 5 : Répartition des contraintes dans les articulations facettaires lors d’un mouvement dans différentes directions avant et après PLIF. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

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Figure 6 : Contrainte interne dans l’anneau fibreux et le noyau pulpeux des segments adjacents avant et après PLIF. (A) Anneau fibreux. (B) Noyau pulpeux. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

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Figure 7 : Distribution des contraintes dans l’anneau fibreux et le noyau pulpeux des segments adjacents avant et après la chirurgie PLIF. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

Instrument	Propriétés des matériaux	Type de maille	Module de Young (MPa)	Coefficient de Poisson
Vis pédiculaire	Titane	C3D4	110000	0.3
Tiges de fixation	Titane	C3D4	110000	0.3
Dispositif de fusion intervertébrale	Polyétheréthercétone	C3D4	3700	0.3

Tableau 1 : Propriétés des matériaux de l’instrumentation de fixation interne et de fusion

Structure	Type d’unité	Module d’élasticité (MPa)	Coefficient de Poisson	Densité (kg/mm³)
Os cortical	S4	12000	0.3	1.7 × ^10-6
Os cortical	C3D4	100	0.2	1.1 × ^10-6
Élément postérieur	C3D4	3500	0.25	1.4 × ^10-6
Plaque d’extrémité	S4	23.8	0.4	1.2 × ^10-6
Anneau fibreux	C3D8H	C₁₀= 0,18, C₀₁= 0,045	-	1.05 × ^10-6
Noyau pulpeux	C3D8H	C₁₀= 0,12, C₀₁= 0,03	-	1,02 × ^10-6

Tableau 2 : Paramètres de propriété du matériau du modèle EF lombaire

Déplacement des directions	Déplacement maximal avant PLIF/mm	Déplacement maximal après PLIF/mm	Variation en pourcentage
Flexion vers l’avant	49.8	33.1	-33.50%
Extension	19.2	10.7	-44.30%
Flexion latérale	29.8	19.2	-35.60%
Torsion	18.5	13.2	-28.60%

Tableau 3 : Déplacement maximal lors d’un mouvement dans différentes directions avant et après PLIF

Discussion

Dans cette étude, un modèle d’EF géométriquement paramétrique spécifique au patient a été établi pour analyser les caractéristiques biomécaniques de la colonne lombaire après une chirurgie PLIF. Les résultats ont montré que la contrainte dans les articulations facettaires et le disque du segment fusionné a diminué de manière significative après la chirurgie PLIF, indiquant que le PLIF pouvait renforcer efficacement la stabilité du segment décompressé et retarder l’aggravation de la lésion. La mobilité globale de la colonne lombaire a diminué après la chirurgie PLIF, tandis que la ROM, le stress des articulations facettaires, les zones de stress concentré dans les articulations facettaires et le stress dans les disques intervertébraux adjacents ont tous augmenté à des degrés divers. Cela suggère que la fusion a non seulement limité le mouvement lombaire, mais a également permis aux segments adjacents de se déplacer sur une plus grande plage et de partager une plus grande partie de la charge pour compenser le segment fusionné. Un cercle vicieux se forme donc qui augmente encore le stress dans les segments adjacents, ce qui entraîne une augmentation de la concentration du stress et un risque accru de maladie dégénérative dans les segments adjacents. Nos résultats sont cohérents avec ceux des études EF d’autres chercheurs^36,37, et des expériences sur des spécimens de cadavres par Weinhoffer²⁶ et Cunningham³⁸. Bien que l’ampleur de l’augmentation du stress dans le disque intervertébral varie considérablement d’une étude à l’autre, nous pensons que cette variation est liée à des différences dans les échantillons, la charge ou les méthodes de mesure.

Nous avons également constaté que les contraintes dans les articulations facettaires du segment adjacent proximal (L3-L4) étaient plus élevées que celles dans les articulations facettaires du segment distal (L5-S1) pendant le mouvement dans presque toutes les directions (flexion vers l’avant, extension vers l’arrière et torsion). L’augmentation de la contrainte dans les segments adjacents proximaux et distaux pendant la torsion était plus significative (>50 %) que celle lors d’un mouvement dans d’autres directions. En particulier, la contrainte dans les articulations facettaires et l’anneau fibreux du segment adjacent proximal (L3-L4) a augmenté dans une plus grande mesure que celle du segment adjacent distal (L5-S1). Il a été suggéré que le segment adjacent proximal est plus sujet à la dégénérescence que le segment adjacent distal après fusion vertébrale en raison de l’augmentation significative du stress³⁹.

Sur la base des résultats de cette étude, il est extrêmement important pour les chirurgiens de mettre en œuvre des stratégies lors des chirurgies de fusion vertébrale afin de réduire le risque de TSA, en particulier dans le segment proximal. Cela comprend la planification préopératoire, comme l’évaluation des facteurs de risque de TSA, par exemple, une dégénérescence préexistante dans les segments adjacents ou un équilibre sagittal anormal. De plus, il est conseillé d’adopter une approche plus conservatrice pendant le processus chirurgical, comme la limitation du nombre de segments fusionnés. De plus, compte tenu de l’augmentation significative du stress lors de la torsion, des mesures proactives telles que la fusion des articulations facettaires du segment adjacent supérieur ou l’encouragement des patients à compenser le mouvement lombaire par des activités des membres inférieurs pendant la récupération postopératoire afin de minimiser l’amplitude de la torsion lombaire peuvent être bénéfiques.

Cette étude propose une méthode de paramétrisation individualisée dans la modélisation de l’EF lombo-sacrée. Le test de validation effectué dans cette étude a démontré que le modèle EF lombo-sacré L3-S1 établi dans cette étude s’aligne sur les données de la littérature précédente^27,28. Une petite quantité de données de simulation dépassait légèrement la plage d’erreur standard, comme la ROM du segment L4-L5 sous une charge importante, ce qui peut avoir été causé par des différences individuelles ou des différences de paramètres de modèle. Cependant, l’écart n’était pas important et la tendance était conforme aux résultats de la littérature. De plus, nous pensons que cette différence a peu d’impact sur les résultats de simulation dans d’autres directions et sur l’explication clinique finale, étant donné que le corps humain supporte rarement de grandes charges sous torsion horizontale. En ce qui concerne le stress dans le noyau pulpeux sous pression, les résultats de simulation du modèle utilisé dans cette étude ont également été alignés avec les données de la littérature^14,29. En général, les caractéristiques biomécaniques de ce modèle d’étude sont conformes à la théorie existante, qui indique que le modèle peut être utilisé pour simuler le mouvement de la région lombo-sacrée sous des charges conventionnelles ainsi que pour analyser les caractéristiques biochimiques individuelles après une chirurgie de la colonne lombaire.

L’essentiel de cette modélisation réside dans l’utilisation de formes géométriques simples pour imiter étroitement la forme des vertèbres et des tissus environnants, en particulier la forme des os porteurs. Ceci est réalisé dans le logiciel de modélisation en créant un modèle contrôlé par des paramètres composé de géométries simples à l’aide de méthodes opérationnelles simples. Le principal défi de ce processus est de positionner les segments de la colonne vertébrale modélisés dans l’espace tridimensionnel pour former un modèle cohérent de la colonne vertébrale lombo-sacrée en utilisant des images radiographiques latérales comme référence sagittale. Cela nécessite un réglage manuel sur les plans sagittal, coronal et transversal pour éviter les désalignements spatiaux ou les interférences entre les vertèbres. Actuellement, cette étape ne peut être effectuée que manuellement, ce qui prend du temps et ne peut pas être facilement résolue sans l’introduction de la technologie de reconnaissance des points de caractéristique.

La méthode de modélisation proposée dans cette étude présente également certaines limites. Tout d’abord, ce modèle paramétré prend en compte principalement la fixation interne ou la fusion dans la colonne lombaire, avec des simplifications significatives apportées à la morphologie du sacrum. En effet, dans les études portant sur les caractéristiques de charge de la colonne lombaire, le sacrum est généralement supposé être immobile. Par conséquent, le modèle n’est pas applicable dans les situations où l’on implique le sacré dans la fixation interne. Deuxièmement, chaque corps vertébral du modèle est défini séparément avec l’os cortical et l’os spongieux, en supposant une épaisseur et une homogénéité uniformes pour l’os cortical et une homogénéité pour l’os spongieux. Cela ne tient pas compte des variations potentielles de la densité osseuse causées par l’ostéoporose. Troisièmement, bien que cette étude utilise une approche de modélisation statique simplifiée, utilisant principalement des formes géométriques de base pour la représentation de la région lombo-sacrée, il existe des modèles plus complexes^20,40, tels que les modèles viscoélastiques, poroélastiques et poro-hyperélastiques que l’on trouve couramment dans les études existantes sur la colonne lombaire. Le choix d’un modèle statique simplifié a été motivé par l’accent que nous avons mis sur les formes géométriques individualisées dans la modélisation EF lombo-sacrée. Cette approche, bien que moins complexe que celle des modèles viscoélastiques ou poroélastiques, offre des avantages significatifs en termes d’efficacité de calcul et de facilité de personnalisation individuelle. Il permet une adaptation rapide aux variations anatomiques individuelles, ce qui est essentiel pour les applications cliniques personnalisées. Par rapport à des modèles viscoélastiques ou poroélastiques plus complexes, le modèle statique simplifié utilisé ici peut ne pas capturer certains aspects dynamiques ou fluidiques de la biomécanique vertébrale avec la même fidélité. Cependant, pour les besoins de cette étude - en se concentrant sur des formes géométriques individualisées et des simulations de charge conventionnelles - le modèle fournit un compromis équilibré entre le détail et l’applicabilité pratique.

Dans cette étude, la méthode de modélisation EF géométriquement paramétrique a montré de nombreux avantages, tels que moins de temps de calcul, une meilleure convergence des modèles et plus de commodité pour réaliser une modélisation spécifique au patient que la méthode de modélisation CT utilisée actuellement. Les études futures pourraient se concentrer sur la fusion de la méthode de modélisation utilisée ici avec la reconnaissance d’images basée sur des algorithmes d’intelligence artificielle pour amplifier la modélisation entièrement automatisée et l’analyse biomécanique efficace. Notre méthode de modélisation pourrait également être appliquée dans des études d’analyse biomécanique avec un échantillon de grande taille, améliorant ainsi la fiabilité des conclusions tout en élucidant les mécanismes des maladies de la colonne vertébrale pour développer des méthodes de traitement et des stratégies de prévention innovantes.

Déclarations de divulgation

Les auteurs déclarent qu’ils n’ont pas d’intérêts concurrents ou d’autres intérêts qui pourraient être perçus comme influençant les résultats et/ou la discussion rapportés dans cet article.

Remerciements

Cette recherche n’a pas reçu de subventions spécifiques d’organismes de financement des secteurs public, commercial ou sans but lucratif.

Matériaux

Liste des matériaux utilisés dans cet article
Nom	Entreprise	Numéro de catalogue	Commentaires
Abaqus	Dassault	https://www.3ds.com/products/simulia/abaqus	Analyse par éléments finis
AutoCAD	Autodesk	https://www.autodesk.com/products/autocad/	Un logiciel d’ingénierie de conception assistée par ordinateur utilisé pour mesurer l’amplitude de mouvement de différents segments vertébraux ;
Ensemble de données de tomodensitométrie ;		de l’amitié Chine-Japon	d’un homme adulte en bonne santé sans antécédents de traumatisme, de malformation ou de tumeur de la colonne vertébrale (hauteur 180 cm, poids 68 kg). Les données brutes ont été stockées au format Dicom 3.0 avec une taille de pixel de 0,33 mm et un espacement des couches de 1 mm.
Hypermesh 2019	Altair	https://altair.com/hypermesh/	Génération de maillage
Mimics Research 21.0	Materialise	https://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimics	Construction de modèles

Ensemble de données de l’hôpital

Références

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Réimpressions et autorisations

Mots-clés

D g n rescence du segment adjacent Mod le sp cifique au patient Rachis lombaire Amplitude de mouvement Distribution des contraintes Contrainte des articulations facettaires Contrainte du disque intervert bral