מאמר שיטה

ניתוח ביומכני של מקטעים סמוכים לאחר ניתוח איחוי עמוד השדרה באמצעות מודל אלמנטים סופיים ספציפיים למטופל מבחינה גיאומטרית

1.1K צפיות

⸱

DOI:

10.3791/66247

⸱

19 בינואר 2024

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

במאמר זה

סיכום

כאן, השתמשנו במודל אלמנטים סופיים ספציפיים למטופל כדי לנתח את השינויים המכניים במקטעים סמוכים לאחר ניתוח איחוי עמוד השדרה. התוצאות הראו כי ניתוח איחוי הפחית את התנועה הכוללת של עמוד השדרה המותני אך הגביר את העומס והלחץ במקטעים סמוכים, במיוחד במקטע הפרוקסימלי.

תקציר

מחקר זה נועד לבצע ניתוח מכני של מקטעים סמוכים לאחר ניתוח איחוי עמוד השדרה באמצעות מודל אלמנטים סופיים ספציפיים למטופל מבחינה גיאומטרית כדי להבהיר את המנגנון של ניוון מקטעים סמוכים (ASD), ובכך לספק ראיות תיאורטיות למניעת מחלות מוקדמות. ארבעה עשר פרמטרים המבוססים על גיאומטריית עמוד השדרה הספציפית למטופל חולצו מסריקת טומוגרפיה ממוחשבת (CT) לפני הניתוח של המטופל, והמיקומים היחסיים של כל קטע בעמוד השדרה נקבעו בשיטת התאמת התמונה. מודל ספציפי למטופל לפני הניתוח של עמוד השדרה הוקם באמצעות השיטה לעיל. המודל שלאחר הניתוח לאחר ניתוח איחוי בין-גופני מותני אחורי (PLIF) L4-L5 נבנה באותה שיטה, פרט לכך שהלמינה והדיסק הבין חולייתי הוסרו, והוכנסו כלוב, 4 ברגי פדיקל ו-2 מוטות חיבור. טווח התנועה (ROM) ושינויי המתח נקבעו על ידי השוואת הערכים של כל מבנה אנטומי בין המודלים לפני הניתוח ואחרי הניתוח. ה- ROM הכללי של עמוד השדרה המותני ירד לאחר האיחוי, בעוד שה- ROM, הלחץ במפרקי הפן והלחץ בדיסק הבין חולייתי של מקטעים סמוכים עלו כולם. ניתוח של התפלגות הלחץ בטבעת הפיברוסוס, בגרעין העיסה ובמפרקי הפן הראה גם כי לא רק שהלחץ המרבי ברקמות אלה היה מוגבר, אלא גם אזורי הלחץ הבינוני עד הגבוה הורחבו. במהלך הפיתול, הלחץ במפרקי הפן והטבעת הפיברוסוס של המקטע הסמוך הפרוקסימלי (L3-L4) גדל במידה רבה יותר מזה שבמקטע הסמוך הדיסטלי (L5-S1). בעוד שניתוח איחוי גורם להגבלה כללית של התנועה בעמוד השדרה המותני, הוא גם גורם לחלוקת עומס רבה יותר על ידי המקטעים הסמוכים כדי לפצות על המקטע המאוחד, ובכך מגדיל את הסיכון לאוטיזם. המקטע הסמוך הפרוקסימלי נוטה יותר לניוון מאשר המקטע הסמוך הדיסטלי לאחר איחוי עמוד השדרה עקב העלייה המשמעותית במתח.

מבוא

ניתוח איחוי עמוד השדרה הבין חולייתי הוא ההליך הכירורגי הנפוץ ביותר לטיפול במחלות ניווניות של עמוד השדרה המותני1. ניתן להשיג תוצאה מצוינת בטווח הקצר לאחר הניתוח עבור יותר מ-90% מהמטופלים2. עם זאת, תוצאות מחקר מעקב ארוך טווח חשפו כי חלק מהחולים פיתחו ניוון של מקטעים הסמוכים למקטעהמאוחה 3. איחוי בין-גופי מותני מאיץ שינויים ניווניים במקטעים סמוכים, המכונה ניוון מקטעים סמוכים (ASD). על פי הספרות, שכיחות ASD המאובחנת על סמך בדיקות הדמיה רפואיות נעה בין 36% ל-84% חמש שנים לאחר ניתוח איחוי4, מה שעלול להוביל לתסמינים כמו כאב מקרין או צליעה לסירוגין ואולי אף צורך בניתוח תיקון. המנגנון של ASD נותר לא ידוע, אך רוב החוקרים מאמינים כי גורמים ביומכניים ממלאים תפקיד חשוב. יש שייחסו ASD לטווח תנועה מוגבר (ROM) של המקטעים הסמוכים לאחר ניתוח 5,6, חלקם ייחסו אותו ללחץ תוך דיסקי מוגבר במקטעים הסמוכים 7,8,9, ואחרים ייחסו אותו ללחץ מוגבר במפרקי הפן של המקטעים הסמוכים10.

בין השיטות השונות המשמשות לחקר הביומכניקה של עמוד השדרה, נעשה שימוש נרחב במודלים של אלמנטים סופיים (FE) מכיוון שהוא לא פולשני, זול וניתן לשחזור. כמה חוקרים 11,12,13 הקימו מודל FE תלת מימדי של כל עמוד השדרה המותני (L1-L5) עם נתונים שחולצו מסריקות טומוגרפיה ממוחשבת (CT) לפני הניתוח, שאפשרו לחקור היבטים שונים של ביומכניקה של עמוד השדרה, החל מתגובת עמוד השדרה לתנאי העמסה שונים14,15 ועד להשפעות של פתולוגיות שונות16 וההשפעות של שיטות וטכניקות טיפול רלוונטיות17. למרות ששיטת המידול הנ"ל יכולה לספק פלט לגבי הגיאומטריה הספציפית למטופל של עמוד השדרה עם ממשק מורכב ושפע של מידע שלא ניתן היה להשיג אחרת מניסויים in vivo, השימוש הקליני בה נותר מוגבל בשל האופי הגוזל זמן של התהליך, מה שהופך את השיטה לזמינה רק עבור מודלים המבוססים על נבדק אחד או כמה נבדקים14. כדי לטפל בבעיה זו, Nikkhoo et al.18 הקימו מודל לומבוסקרלי L1-S1 פשוט שבו הגיאומטריה של עמוד השדרה נשלטת על ידי פרמטרים שחולצו מנתוני התמונה של המטופלים לפני הניתוח, מה שמאפשר ליצור או לעדכן מודלים ספציפיים למטופל באופן אוטומטי בהתאם לפרמטרי הקלט. מודל FE המבוסס על שיטת מידול זו הוכח כבעל תוקף טוב. עם זאת, היו הבדלים משמעותיים בלחץ התוך-דיסקי, הלחצים הממוצעים במפרקי הפאצט והלחצים הממוצעים בטבעת הפיברוסוס בהשוואה למודל המשוחזר הקודם מבוסס CT. מודל עמוד שדרה פשוט נוסף יושם במחקר של Ghezelbash et al.19, אך מודל זה היה שונה מאוד מהגיאומטריה האמיתית של עמוד השדרה המותני בשל הצורה הגלילית של החוליות וחוסר המבנה לגבי האלמנטים האחוריים.

לכן, במחקר זה, פיתחנו מודל FE ספציפי למטופל מבחינה גיאומטרית כדי להשיג תהליך מידול וניתוח יעיל יותר עם תוקף טוב. לאחר מכן, ביצענו ניתוח מכני של מקטעים סמוכים לאחר ניתוח איחוי כדי להבהיר את המנגנון ולספק ראיות תיאורטיות למניעה מוקדמת של ASD.

פרוטוקול

הפרוטוקול נערך בהתאם להצהרת הלסינקי, והפרוטוקול אושר על ידי מועצת הביקורת המוסדית של בית החולים לידידות סין-יפן.

1. מידול פרמטרי של גיאומטריית עמוד השדרה המותני

  1. חלץ את הנתונים הראשוניים (פורמט DICOM 3.0 עם גודל פיקסלים של 0.33 מ"מ ומרווח שכבות של 1 מ"מ) למידול ממערך נתוני סריקת CT של גבר בריא בוגר ללא היסטוריה של טראומה, עיוות או גידול בעמוד השדרה (גובה 180 ס"מ, משקל 68 ק"ג).
  2. בחר 14 פרמטרים אופייניים להשגת יצירת קווי מתאר בעמוד השדרה, בהתחשב במאפיינים המורפולוגיים של עמוד השדרה המותני המדאיגים ביותר בפרקטיקה הקלינית ובספרות העדכנית ביותר18,20.
    1. מדוד את כל 14 הפרמטרים הללו ישירות על תמונות CT באמצעות תוכנת עיבוד תמונה תלת מימדית, כפי שמוצג באיור 1A.
    2. בחלון תצוגה צירית , השתמש בכלי האליפסה כדי למדוד במדויק את הפרמטרים של לוחית הקצה של החוליות.
    3. עבור כל קטע עמוד שדרה וחוליה, בתחילה, בדוק את תמונות ה-CT בכיוון הצירי מלמעלה למטה. זהה את התמונה המציגה את השטח השלם והגדול ביותר של גבול החוליה למדידת נתונים לאחר מכן.
    4. השתמש בכלי האליפסה בתוך מודול המדידה כדי להתאים ללוחית הקצה התחתונה של החוליה, כפי שמתואר באיור 1A.
    5. לאחר ביצוע מדידות מרובות, חשב את הערך הממוצע כדי להבטיח שהשונות בין אזור האליפסה לאזור החוליה תישאר בטווח של 10%.
    6. מדוד את אורך הצירים הארוכים והקצרים של האליפסה המותאמת, וציין אותם כפרמטרים A1 ו-A2.
    7. בנוסף, מדוד את חתך הרוחב בחלק הצר ביותר של החלק האמצעי ואת לוחית הקצה העליונה, וייעד אותם כפרמטרים B1, B2, C1 ו-C2.
    8. בחלון Coronal View , השתמש בכלי מדידת המרחק כדי לקבוע את גובה החוליות, המיוצג על ידי פרמטר H.
  3. השתמש בכלי מדידת הזווית כדי לכמת את זוויות ההטיה האחוריות של ההיבטים העליונים והתחתונים בתצוגה סגיטלית, המזוהים כפרמטרים α ו-β.
    1. בחלון CT Axial View , השתמש בכלי מדידת המרחק כדי למדוד את המרחק האנכי מהחלק האמצעי של החוליה ללמינה כפרמטר בקרת אורך הפדיקל L1.
    2. באופן דומה, השתמש בכלי מדידת הזווית ובכלי מדידת המרחק כדי למדוד את הפרמטרים L2, γ, L3 ו-θ בחלון התצוגה הצירית של CT, בהתאמה, כפרמטרי הבקרה עבור התהליך הרוחבי והתהליך הקוצני.
    3. כדי לשלוט בשונות בין צופים ותוך צופים, תן לשני רופאים עם יותר מ-5 שנות הכשרה בניתוחי עמוד שדרה למדוד כל אחד מהפרמטרים 3 פעמים כדי לאשר את מהימנות הנתונים.
  4. החל תוכנת מידול כדי לבנות את המודל באמצעות פונקציית השחרור המוצק בהתאם לסכימת עיצוב המודל הפשוטה באיור 1A עבור כל מקטעי עמוד השדרה למעט עצם העצה.
    1. קבע שלושה מישורי ייחוס והתאם את המרחק בין המישור העליון והתחתון כך שיתאים לגובה החוליות. בכל מישור, שרטט שלוש אליפסות קונצנטריות, והתאם את מידותיהן למדידות נתוני ה-CT.
    2. השתמש באליפסות המשורטטות הללו כקווי מתאר של אילוצים עבור פונקציית השחרור המוצק , וכתוצאה מכך יצירת מודל חוליות פשוט.
  5. כדי לשחזר את מגע משטח הקשת במפרק הפאן, השתמש במשטחים גליליים כדי לחקות את משטחי הפאן.
    1. ודא שהפן העליון לובש צורה של משטח קשת גלילי קעור 1/4 ואילו הפן התחתון מקבל צורה של משטח קשת גלילי קמור 1/4. כדי להפחית את ריכוז המתח במהלך יישור הפנים, עגל כראוי את הקצוות של ההיבטים העליונים והתחתונים.
  6. צור ישות מוחצנת בין הפן לחוליה כדי לחקות את הגבעול. מכיוון שצורת התהליך הרוחבי או התהליך הקוצני משפיעה באופן מינימלי על תוספות אלמנט הרצועה הבאות, השתמש במקבילית רגילה כדי לשכפל את קווי המתאר הגיאומטריים של תהליכים אלה.
    1. עיגול חלק מהפינות לייצוג מעודן. שנה את הערכים של 14 פרמטרי התכונה בתוכנת המידול כדי ליצור גיאומטריית עמוד שדרה ספציפית למטופל.
  7. מדוד רק את הפרמטרים C1 ו-C2 של לוחית הקצה העליונה של העצה בחלון חתך ה-CT ואת פרמטר זווית נטיית הפן העליון α בחלון הסגיטלי בשיטת מדידה דומה כמתואר בשלב 1.1, בהתחשב בכך שחישוב מודל FE מתמקד בעיקר במתח של הפן ולוחית הקצה העליונה.
    1. צור מבנה חרוט עם חלק עליון רחב ותחתית צרה כמודל פשוט של העצה, עם מבנה דמוי עמודים המשתרע משני הצדדים כדי לחקות את כנפי הקודש ולספק נקודות חיבור רצועות בתוכנת המידול. השתמש בשלושת הפרמטרים לעיל כדי לשלוט בגיאומטריה של S1. ראה איור 1B למודל הקודש הפשוט.
  8. החל את שיטת התאמת התמונה כדי לקבוע את המיקומים היחסיים של כל קטע עמוד השדרה.
    1. ייבא את כל דגמי החוליות והקודש לממשק ההרכבה של תוכנת המידול, שם נטענת תצוגה סגיטלית אמצעית של תמונת ה-CT כרקע הייחוס.
    2. סובבו, הזיזו וקנה את קנה המידה של כל מקטע חוליה כדי להתאים אותו לחלק המתאים של תמונת הייחוס (איור 1B).
  9. חלץ קווי מתאר של לוחית הקצה של החוליה הסמוכה לשחרור מוצק.
    1. בחר את לוחות הקצה של החוליות הסמוכות והכנס אותם לשרטוט כדי להשיג את הדיסק הבין חולייתי.
    2. השתמש בפקודה המרת הפניה לישות כדי לחלץ את קווי המתאר של לוחית הקצה של החוליות כקווים אליפטיים בשרטוט ולבצע שחרור סקיצה כדי ליצור מודל מטריצת דיסק פשוט יותר.
    3. צור את הגרעין העיסה באופן דומה למטריצת הדיסק, בנוסף להקטנת שרטוט האליפסה ל-40% מהשטח המקורי והזזתו מעט אחורה בשרטוט.
    4. בנוסף, הגדל את מודל הגרעין ב-10% כדי להקל על פילוח לוחית הקצה בעת רשת. ראה איור 1B עבור דגם הדיסק הפשוט הסופי.

2. בניית מודל האיחוי הבין-גופני המותני האחורי (PLIF) עם גיאומטריה ספציפית למטופל

  1. טען מחדש את המודל הפשוט בתוכנת הדוגמנות. בחר את קטע הדיסק הבין חולייתי L4-L5 לאיחוי.
  2. הסר את הלמינה והתהליך הקוצני של חוליית L4 באופן ידני בהתבסס על המודל הפרמטרי האינדיבידואלי של עמוד השדרה המותני. הסר את הדיסק הבין חולייתי L4-L5.
  3. הניחו כלוב בחלל הבין חולייתי לאיחוי עצם, ומלאו את החלל הבין חולייתי שנותר סביב כלוב האיחוי במבנה עצם.
  4. החל את שיטת האיחוי הבין חולייתי המותני האחורי (PLIF) על ידי הכנסת ברגי פדיקל לפדיקל באופן דו צדדי.
    1. על פי הספרות21, השתמש בברגים בקוטר 5.5 מ"מ ואורך 45 מ"מ, מוטות קיבוע בקוטר 6 מ"מ ואורך 60 מ"מ, ובכלוב השתלה באורך 22 מ"מ ורוחב 8 מ"מ.
    2. כוונן את מיקום ברגי הפדיקל כך שנקודת הכניסה תהיה בערך במרכז הגבעול.
    3. השתמש בשיטת הפעולה הבוליאנית בתוכנת מידול, תוך שימוש בפקודת השילוב בתוך אפשרויות התכונה.
    4. הגדר את סוג הפעולה לחיסור, תוך שימוש בחוליות L4 ו-L5 כישויות העיקריות וברגי הפדיקל כישויות החיסור כדי לבצע מידול של מסלולי בורג הפדיקל L4 ו-L5.
    5. השתמש באותו הליך, הגדרת סוג הפעולה להוספה, כדי לאחד את דגמי הבורג ומוט הקיבוע לשלמות מאוחדת. ראה איור 1B עבור מודל ה-PLIF הבנוי הספציפי למטופל.

3. הקמת מודלים פרמטריים, ספציפיים למטופל, לפני הניתוח ואחרי הניתוח

  1. יצירת רשת
    1. השתמש בתוכנת רשת22 כדי לרשת את המודלים לפני הניתוח ואחרי הניתוח לאחר עיבוד גיאומטרי. ייבא את דגם ה-stp והשתמש במודול 2D Meshing Auto Mesh כדי להגדיר גדלי רשת משטח וסוגי אלמנטים. צור את רשת פני השטח של הדגמים.
    2. השתמש במודול 3D Meshing Solid Map כדי להגדיר את סוגי רכיבי הרשת של הישות וליצור באופן אוטומטי את רשת השינוי המוצקה. השתמש באלמנטים מרובעים בגודל 1 מ"מ לחיבור פני השטח של ברגי פדיקל ומוטות קיבוע וצור באופן אוטומטי רשת מוצקה עם שילוב של אלמנטים C3D4 ו-C3D8R.
    3. עבור מכשיר ההיתוך הבין-חולייתי, השתמש באלמנטים משולשים בגודל 1 מ"מ לרשת פני השטח והשתמש באלמנטים טטרהדרליים C3D4 עבור הרשת המוצקה.
    4. בשל הצורה הלא סדירה של דגם הדיסק הבין חולייתי השיורי עבור מקטע L4-L5, השתמש באלמנטים משולשים בגודל 1.5 מ"מ לרשת פני השטח על פני הקצה. צור את הרשת המוצקה באמצעות שחול, תוך שימוש בשילוב של אלמנטים C3D8R ו-C3D4.
    5. רשת את החלקים הנותרים של המודל שלאחר PLIF באותה שיטה כמו המודל הטרום-ניתוחי, וכתוצאה מכך נוצרו 617,231 תאים ו-151,078 צמתים במודל שלאחר PLIF.
  2. מאפייני חומר והגדרות אינטראקציה
    1. ייבא את המודלים המרושתים לפני ואחרי הניתוח לתוכנת FE לעיבוד מקדים.
      1. בלוח מנהל החומרים , הגדר את התנהגות החומר של ברגי הפדיקל, מוטות הקיבוע והתקני ההיתוך הבין-חולייתי כחומרים אלסטיים ליניאריים איזוטרופיים.
      2. בכרטיסייה נתונים , ציין את מודול יאנג ויחס פואסון של החומרים.
      3. עבור הברגים והמוטות, השתמש בסגסוגת טיטניום, ולמכשיר ההיתוך, השתמש בפוליאתרקטון. עיין בטבלה 2 לפרמטרים הספציפיים של תכונת החומר של שני חומרים אלה.
      4. מכיוון שהרשת של הדיסק הבין חולייתי השיורי ב-L4-L5 אינה משושה ולא ניתן להגדיר אותה כחומר היפר-אלסטי, עיין בספרות הרלוונטית23 והגדר אותה כחומר אלסטי ליניארי איזוטרופי במנהל החומרים; ציין את המודול הצעיר שלו כ-4 מגה פיקסל ויחס פואסון כ-0.45.
    2. נווט אל מודול האינטראקציה , פתח את מנהל האילוצים, לחץ על כפתור צור כדי לפתוח את החלון צור אילוץ .
      1. הגדר את הסוג כאיגוד. בחלון Model Display , בחרו את פני הקצה העליון והתחתון של החוליה, וכן את הצמתים הקשורים של התקן ההיתוך.
      2. לאחר האישור, פתח את החלון עריכת אילוץ , הגדר את שיטת הדיסקרטיזציה לברירת המחדל של הניתוח וציין שלא לכלול את עובי רכיב המעטפת.
      3. הגדר את הגדרות האינטראקציה בהתאם לתנאים הביומכניים לאחר איחוי בין חולייתי אידיאלי. התעלם מהחלקה אפשרית בין העצם לברגים או לכלוב.
      4. הגדר את יחסי המגע בין הברגים לעצם המבטלת ובין הכלוב למשטחי הקצה של גופי החוליות העליונים והתחתונים ככריכה.
      5. הגדר את מאפיין אינטראקציית המגע בין משטחי המגע המשותפים כחיכוך הזזה הנשלט על ידי פונקציית העונש , עם מקדם חיכוך של 0.01 בכיוון המשיק ומגע קשה בכיוון הרגיל שבו מותרת הפרדה לאחר מגע.
    3. קבעו את תנאי הגבול על פי כללי התנועה המותנית האנושית, כאשר כל מקטעי החוליות יכולים לנוע, ואילו העצה מספקת בעיקר תמיכה וקיבוע.
      1. גש למודול הטעינה בתוכנת FE, פתח את מנהל תנאי הגבול ולחץ על כפתור צור כדי לפתוח את חלון צור תנאי גבול .
      2. הגדר את הקטגוריה כמכנית ובחר את הסוג המתאים לשלב הניתוח שנבחר כסימטריה/אנטי-סימטריה/קיבוע מלא.
      3. לחץ על המשך, ובממשק תצוגת הדגם, בחר את צמתי פני השטח של עצם העצה.
      4. בסיום, בחלון עריכת תנאי גבול שמופיע, בחר באפשרות קבוע לחלוטין (U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0).
    4. ראה טבלה 1 וטבלה 2 24,25,26 עבור כל הגדרות המאפיינים של החומר. השתמש באותו מאפיין חומרי, יחסי אינטראקציה והגדרות תנאי גבול עבור רקמות ומבנים אחרים במודלים לפני ואחרי הניתוח.
  3. אימות מודל ה-FE האישי
    1. קבע נקודת טעינה ממש אחורית למרכז לוחית הקצה העליונה של חוליית L3 לפני הפעלת עומסים כלשהם. חבר את כל הצמתים בלוח הקצה העליון של L3 עם נקודת הטעינה הזו באמצעות קשרי אילוצים.
    2. החל כיוונים שונים של רגעי כיפוף טהורים של 3.5 ניוטון מטר בנקודת הטעינה של הדגם כדי לדמות תנועות עמוד שדרה מותני במהלך כיפוף, הארכה וכיפוף לרוחב. מדוד את ה-ROM עבור כל מקטע והשווה אותו לנתוני הניסוי שדווחו על ידי Guan et al.27.
    3. הפעל עומס אנכי של 150 N בנקודת הטעינה והטיל עומסים כיווניים שונים של 2.5 N∙m, 5 N∙m ו-7.5 N∙m כדי לדמות את תנועת עמוד השדרה המותני לכיוונים שונים. מדוד את ה-ROM עבור כל מקטע והשווה אותו לנתוני הניסוי שדווחו על ידי Panjabi et al.28.
    4. השתמש בשיטת ציר הסיבוב המיידי כדי למדוד ולחשב את ה-ROM עבור כל קטע מותני.
      1. במודול העיבוד שלאחר העיבוד של תוכנת FE, תקן את התצוגה, צלם תמונות תזוזה לפני ואחרי של הדגם באותה תצוגה, וייבא אותן לתוכנת עיבוד תמונה.
      2. קבע את המרכז המיידי ואת תנועת עמוד השדרה של כל קטע על פי השיטות המתוארות בספרות.
      3. עבור כל קטע, בצע מדידות שלוש פעמים והשתמש בממוצע כדי למזער שגיאות ממישורי המדידה השונים.
    5. הפעל עומס אנכי של 500 N ומומנט של 7.5 N∙m בנקודת הטעינה כדי לדמות תנועות כיפוף, הארכה וכיפוף לרוחב.
    6. לאחר עיבוד, חלץ את הלחץ הפנימי המרבי בגרעין העיסה בדיסקים הבין חולייתיים של כל מקטע והשווה את הנתונים לתוצאות שדווחו על ידי דריישרף וויק14,29.

4. טעינת דגם FE

  1. החל את אותם תהליכים וערכי עומס על המודלים שלפני הניתוח ואחרי PLIF כדי להקל על ניתוח השינויים המכניים לאחר ניתוח PLIF.
  2. הפעל עומס אנכי של 400 N כלפי מטה בנקודת הטעינה מעל חוליית L3 ועומס מומנט של 7.5 N∙m לכל כיוון בנקודת הטעינה כדי לדמות כיפוף אנושי קדימה, הארכה לאחור, כיפוף רוחבי ותנועת פיתול.
    הערה: יש לדמות רק תנועה בכיוון החד-צדדי במהלך כיפוף ופיתול לרוחב מכיוון שהמודל המותני הפרמטרי הוא סימטרי לגבי המישור הסגיטלי.
  3. ראה איור 1B למודל הסופי הספציפי למטופל לאחר PLIF FE.

תוצאות

תוצאות סימולציה של המודל הספציפי למטופל בהשוואה לתוצאות ספרות קודמת
ROM של הדיסק הבין חולייתי
על פי תנאי הטעינה הניסיוניים של Guan et al.27, עומס מומנט כיפוף טהור של 3.5 N∙m בכיוונים שונים הוחל בנקודת הטעינה של המודל כדי לדמות את תנועת עמוד השדרה המותני בכיפוף, הארכה וכיפוף לרוחב, וה-ROM של כל קטע נמדד והושווה לתוצאות המחקר של גואן. תוצאות ההשוואה מוצגות באיור 2A-C. בהשוואה לנתוני הניסוי של גואן, למודל ה-FE שהוקם במחקר זה היה ROM קטן יותר עבור כל קטע בכיפוף ו-ROM גדול יותר של L3-L4 בהרחבה, שניהם היו בעצם בטווח סביר של סטיית תקן ניסיונית. במהלך כיפוף לרוחב, תוצאות מחקר זה היו כולן בטווח סטיית התקן.

לצורך אימות תחת עומס משולב (עומס צירי ועומס מומנט כיפוף), בהתייחס לתנאים של Panjiabi et al.28בניסוי במבחנה, הופעל עומס אנכי של 150 N בנקודת הטעינה, ומומנטים של 2.5 N∙m, 5 N∙m ו-7.5 N∙m בכיוונים שונים הופעלו כדי לדמות תנועת עמוד שדרה מותני לכל כיוון. התוצאות מוצגות באיור 2D-I, כאשר כיוון ציר ה-y מציין את כיוון התנועה. רוב התוצאות של מחקר זה תואמות היטב את נתוני הניסויים הקודמים במבחנה והמגמה הכללית דומה. ה-ROM של סגמנט L4-L5 תחת עומס גדול היה מעט מעבר לטווח השגיאות הסטנדרטי.

מתח בגרעין העיסה
התוצאות מוצגות באיור 2J-L. אנו יכולים להסיק שתוצאות הסימולציה של המודל הספציפי למטופל המשמש כאן תואמות לאלו של מודלים אחרים של FE שאומתו בעבר, כמו גם לאלו של נתוני ניסוי רלוונטיים במבחנה 14,29.

שינוי ב- ROM של מקטעים סמוכים לפני ואחרי ניתוח PLIF
השינויים ב-ROM של מקטעים סמוכים מוצגים באיור 3. עליות משמעותיות בכל כיווני התנועה נמצאו לאחר ניתוח איחוי. הניידות הבין חולייתית של מקטעי L3-L4 ו-L5-S1 תחת כיפוף קדימה עלתה ב-15.9% ו-25.9%, בהתאמה. תחת הארכה אחורית, הניידות הבין חולייתית של מקטעי L3-L4 ו-L5-S1 עלתה ב-5.9% ו-15.6%, בהתאמה. תחת כיפוף לרוחב, הניידות של מקטעי L3-L4 ו-L5-S1 עלתה ב-10% ו-17.5%, בהתאמה, בעוד שהניידות של מקטעי L3-L4 ו-L5-S1 עלתה ב-19% ו-21.4%, בהתאמה, במהלך הפיתול, מה שעולה בקנה אחד עם תוצאות מחקרי FE קיימים30,31 ורלוונטי בניסויי מבחנה 32,33.

שינויים ב-ROM הכללי של המודל הלומבוסקרלי לפני ואחרי ניתוח PLIF
הניידות המותנית הכוללת לאחר איחוי L4-L5 ירדה ב-33.5% במהלך כיפוף קדמי, 44.3% במהלך הארכה אחורית, 35.6% במהלך כיפוף לרוחב ו-28.6% במהלך פיתול. ניתן להסיק כי ה-ROM הכולל של המודל הלומבוסקרלי ירד באופן משמעותי בכל כיווני התנועה לאחר ניתוח איחוי, כפי שמוצג בטבלה 3, מה שמצביע על כך שלמרות שהניידות של המקטעים הסמוכים עלתה לאחר האיחוי, הירידה המשמעותית בניידות של המקטע המותך הביאה לירידה ב-ROM הכולל ולעלייה בנוקשות הכללית של אזור הלומבוסקרל.

מתחים במפרקי הפן של מקטעים סמוכים לפני ואחרי PLIF
ערכי המתח הממוצעים של פון מיזס של תשע נקודות מפוזרות באופן שווה של מפרקי הפאצט חושבו משני הצדדים; ביניהם, הנקודה עם הערך הגבוה ביותר נבחרה כמדד להשוואת הביומכניקה של מפרקי הפן לפני ואחרי ניתוח PLIF.

כפי שמוצג באיור 4 ובאיור 5, נמצאו עליות משמעותיות במתחים הממוצעים במפרקי הפן של המקטעים הסמוכים לאחר PLIF בכל כיווני התנועה. הלחצים הממוצעים במפרקי הפן של מקטעי L3-L4 ו-L5-S1 עלו ב-42.2% ו-45.3% במהלך כיפוף קדימה, ב-3.1% ו-26.8% במהלך הארכה, ב-24.8% ו-43% במהלך כיפוף לרוחב, וב-136.4% ו-113% במהלך פיתול, בהתאמה. תוצאות אלה עולות בקנה אחד עם אלה בספרות34,35. במחקר זה, מצאנו גם כי העלייה במפרקי הפן של המקטעים הסמוכים למקטע L3-L4 הייתה קלה במהלך הארכה אחורית (פחות מ-5%), בעוד שהעלייה במהלך הפיתול הייתה משמעותית ביותר (עלייה של מעל 100% בכל המקרים).

איור 5 מציג את התפלגות המתח במפרקי הפן של מקטעים סמוכים במהלך תנועה לכל כיוון לפני ואחרי הליך PLIF. הלחצים במפרקי הפן של מקטע L4-L5 פחתו משמעותית לאחר ניתוח PLIF, בעוד שאזורי המתח המרוכז גבוה (אזור אדום) ובינוני (אזורים צהובים וירוקים) גדלו, מה שמצביע על כך שלא רק שהלחץ המרבי במפרקי הפן של הקטעים הסמוכים גדל לאחר האיחוי, אלא גם שאזורי הלחץ המרוכז גדלו, מה שעשוי להיות אחד הגורמים החשובים המשפיעים על ASD.

מתח בדיסקים הבין חולייתיים של מקטעים סמוכים לפני ואחרי PLIF
לאחר ניתוח PLIF, הלחץ המרבי בטבעת הפיברוסוס של מקטעי L3-L4 ו-L5-S1 גדל ב-11.9% ו-11.1% במהלך כיפוף קדימה, 3.7% ו-18.3% במהלך הארכה, 47.6% ו-59.5% במהלך כיפוף לרוחב, ו-81.0% ו-63.8% במהלך פיתול, בהתאמה. הלחץ המרבי בגרעין העיסה של מקטעי L3-L4 ו-L5-S1 גדל ב-10.3% ו-8.3% במהלך כיפוף קדימה, 5% ו-10.7% במהלך הארכה, 32.3% ו-21.6% במהלך כיפוף לרוחב, ו-55.6% ו-50% במהלך פיתול, בהתאמה.

כפי שמוצג באיור 6, הלחצים הן בטבעת הפיברוסוס והן בגרעין העיסתי גדלו במהלך התנועה לכל הכיוונים לאחר ניתוח PLIF, והעלייה המשמעותית ביותר התרחשה במהלך הפיתול. הלחצים הן בטבעת הפיברוסוס והן בגרעין העיסה היו גדולים יותר במקטע L3-L4 מאשר במקטע L5-S1 במהלך תנועה כמעט בכל הכיוונים לפני הניתוח. לאחר ניתוח PLIF, העלייה המשמעותית ביותר במתח התרחשה במקטע L3-L4 במהלך הפיתול, עם עלייה של 81% בטבעת הדיסק פיברוזוס ו-55.6% בגרעין עיסה. עליית המתח בטבעת הפיברוסוס ובגרעין העיסתי במהלך כיפוף לרוחב הייתה משמעותית יותר מזו במהלך כיפוף קדימה והארכה.

איור 7 מציג את התפלגות המתח בטבעת הפיברוסוס ובגרעין העיסה של המקטעים הסמוכים לפני ואחרי ניתוח PLIF. בדומה לדפוס במפרקי הפאצט, ריכוז מתח ופיזור מתח אינטנסיבי יותר התרחשו בטבעת הפיברוסוס ובגרעין העיסה במהלך הפיתול. בנוסף, הלחץ הפנימי המרבי במהלך תנועות כיפוף קדמי, הארכה וכיפוף רוחבי נמצא בצד הדחוס, בעוד שמיקום הלחץ המרבי במהלך הפיתול לא הוגבל לצד אחד.

figure-results-1
איור 1: פרמטרים וההליך לפיתוח מודלים של FE ספציפיים למטופל. (A) פרמטרים ליצירת גיאומטריה של עמוד השדרה המותני הספציפית למטופל. (B) נוהל לפיתוח מודלים ספציפיים למטופל לפני הניתוח ואחרי הניתוח של עמוד השדרה המותני (L3-S1). אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה.

figure-results-2
איור 2: תוצאות סימולציה של המודל הספציפי למטופל בהשוואה לתוצאות ספרות קודמת. (A-C) ROM של המודל הספציפי למטופל בהשוואה לזה של המחקר של גואן. (ד-ו) השוואת ROM בין ניתוח FE באמצעות המודל הספציפי למטופל לבין הנתונים של פנג'יאבי תחת עומס משולב דומה במקטע L3-L4. (ג-י) השוואת ROM בין ניתוח FE באמצעות המודל הספציפי למטופל לבין הנתונים של פנג'יאבי תחת עומס משולב דומה במקטע L4-L5. (י-ל) תוצאות סימולציית מתח בגרעין העיסה בין המחקר הנוכחי למחקרים אחרים. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה.

figure-results-3
איור 3: ROM של מקטע L3-L4 ומקטע L5-S1 לפני ואחרי PLIF במהלך תנועה בכיוונים שונים. (A) מקטע L3-L4 ו-(B) מקטע L5-S1. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה.

figure-results-4
איור 4: מאמץ ממוצע במהלך כיפוף, הארכה, כיפוף רוחבי ופיתול במפרקי פאצט לפני ואחרי PLIF. (A) כיפוף. (ב) הארכה. (ג) כיפוף לרוחב. (ד) פיתול. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה.

figure-results-5
איור 5: התפלגות מאמץ במפרקי פאצט במהלך תנועה בכיוונים שונים לפני ואחרי PLIF. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה.

figure-results-6
איור 6: מתח פנימי בטבעת הפיברוסוס ובגרעין העיסה של מקטעים סמוכים לפני ואחרי PLIF. (A) טבעת פיברוזוס. (B) גרעין עיסתי. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה.

figure-results-7
איור 7: התפלגות מתח בטבעת הפיברוסוס ובגרעין העיסה של מקטעים סמוכים לפני ואחרי ניתוח PLIF. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה.

כליתכונות חומרסוג רשתמודול יאנג (MPa)יחס פואסון
בורג פדיקהטיטניוםC3D41100000.3
מוטות קיבוע
מכשיר היתוך בין חולייתיפוליאתרקטוןC3D437000.3

טבלה 1: תכונות חומריות של קיבוע פנימי ומכשור היתוך

מבנהסוג יחידהמודול גמישות (MPa)יחס פואסוןצפיפות (ק"ג/מ"מ3)
עצם קליפת המוחעונה 4120000.31.7 × 10-6
עצם קליפת המוחC3D41000.21.1 × 10-6
אלמנט אחוריC3D435000.251.4 × 10-6
לוחית סיוםעונה 423.80.41.2 × 10-6
טבעת פיברוסוסC3D8HC10 = 0.18, C01 = 0.045-1.05 × 10-6
גרעין עיסהC3D8HC10 = 0.12, C01 = 0.03-1.02 × 10-6

טבלה 2: פרמטרים של תכונות החומר של מודל FE המותני

כיוונים נעיםתזוזה מקסימלית לפני PLIF/מ"מתזוזה מקסימלית לאחר PLIF/מ"משינוי באחוזים
כיפוף קדימה49.833.1-33.50%
סיומת19.210.7-44.30%
כיפוף רוחבי29.819.2-35.60%
פיתול18.513.2-28.60%

טבלה 3: תזוזה מקסימלית במהלך תנועה לכיוונים שונים לפני ואחרי PLIF

דיון

במחקר זה, הוקם מודל FE ספציפי למטופל מבחינה גיאומטרית כדי לנתח את המאפיינים הביומכניים של עמוד השדרה המותני לאחר ניתוח PLIF. התוצאות הראו כי הלחץ במפרקי הפן והדיסק של המקטע המאוחה ירד משמעותית לאחר ניתוח PLIF, מה שמצביע על כך ש-PLIF יכול לחזק ביעילות את יציבות המקטע המפורק ולעכב החמרה נוספת של הנגע. הניידות הכללית של עמוד השדרה המותני פחתה לאחר ניתוח PLIF, בעוד שה- ROM, לחץ מפרק הפנים, אזורי לחץ מרוכז במפרקי הפן ולחץ בדיסקים בין חולייתיים סמוכים עלו כולם בדרגות שונות. זה מצביע על כך שההיתוך לא רק הגביל את התנועה המותנית אלא גם איפשר למקטעים הסמוכים לנוע על פני טווח גדול יותר ולחלוק יותר מהעומס כדי לפצות על המקטע המותך. לכן נוצר מעגל קסמים שמגביר עוד יותר את הלחץ בקטעים הסמוכים, וכתוצאה מכך מגביר את ריכוז הלחץ ומגביר את הסיכון למחלות ניווניות בקטעים הסמוכים. התוצאות שלנו עולות בקנה אחד עם אלה של מחקרי FE על ידי חוקרים אחרים36,37, וניסויי דגימות גופות על ידי Weinhoffer26 ו-Cunningham38. למרות שגודל עליית המתח בדיסק הבין חולייתי משתנה מאוד ממחקר למחקר, אנו מאמינים ששונות זו קשורה להבדלים בדגימות, בטעינה או בשיטות המדידה.

מצאנו גם שהלחצים במפרקי הפן של המקטע הסמוך הפרוקסימלי (L3-L4) היו גבוהים יותר מאלה במפרקי הפן של המקטע הדיסטלי (L5-S1) במהלך תנועה כמעט בכל הכיוונים (כיפוף קדימה, הארכה לאחור ופיתול). עליית המתח הן במקטעים הסמוכים הפרוקסימליים והן בקטעים הדיסטליים במהלך הפיתול הייתה משמעותית יותר (>50%) מזו במהלך תנועה בכיוונים אחרים. בפרט, הלחץ במפרקי הפן ובטבעת הפיברוסוס של המקטע הסמוך הפרוקסימלי (L3-L4) גדל במידה רבה יותר מזה שבמקטע הסמוך הדיסטלי (L5-S1). הוצע כי המקטע הסמוך הפרוקסימלי נוטה יותר לניוון מאשר המקטע הסמוך הדיסטלי לאחר איחוי עמוד השדרה עקב העלייה המשמעותית במתח39.

בהתבסס על ממצאי מחקר זה, חשוב מאוד למנתחים ליישם אסטרטגיות במהלך ניתוחי איחוי עמוד השדרה כדי להפחית את הסיכון לאוטיזם, במיוחד במקטע הפרוקסימלי. זה כולל תכנון טרום ניתוחי, כגון הערכת גורמי סיכון לאוטיזם, למשל, ניוון קיים מראש במקטעים סמוכים או איזון סגיטלי חריג. בנוסף, מומלץ לאמץ גישה שמרנית יותר במהלך התהליך הכירורגי, כגון הגבלת מספר המקטעים המאוחדים. יתרה מכך, בהתחשב בעלייה המשמעותית במתח במהלך הפיתול, אמצעים יזומים כגון איחוי מפרקי הפן של המקטע הסמוך העליון או עידוד המטופלים לפצות על תנועה מותנית עם פעילויות גפיים תחתונות במהלך ההתאוששות לאחר הניתוח כדי למזער את משרעת הפיתול המותני יכולים להועיל.

מחקר זה מציע שיטה לפרמטריזציה פרטנית במודלים של FE לומבוסקרלי. מבחן התיקוף שבוצע במחקר זה הראה כי מודל ה-FE המותני המבוסס L3-S1 במחקר זה תואם את הנתונים בספרות הקודמת27,28. כמות קטנה של נתוני סימולציה חרגה מעט מטווח השגיאות הסטנדרטי, כגון ה-ROM של מקטע L4-L5 תחת עומס גדול, שייתכן שנגרם מהבדלים בודדים או הבדלי פרמטרים במודל. עם זאת, הסטייה לא הייתה גדולה, והמגמה תאמה את תוצאות הספרות. יתר על כן, אנו מאמינים כי להבדל זה יש השפעה מועטה על תוצאות הסימולציה בכיוונים אחרים ועל ההסבר הקליני הסופי, בהתחשב בכך שגוף האדם כמעט ולא נושא עומסים גדולים תחת פיתול אופקי. לגבי מתח בגרעין עיסת העיסה תחת לחץ, תוצאות הסימולציה של המודל ששימש במחקר זה הותאמו גם לנתוני הספרות14,29. באופן כללי, המאפיינים הביומכניים של מודל מחקר זה עולים בקנה אחד עם התיאוריה הקיימת, המצביעה על כך שניתן להשתמש במודל כדי לדמות את תנועת האזור הלומבוסקרלי בעומסים קונבנציונליים וכן לנתח את המאפיינים הביוכימיים האישיים לאחר ניתוח עמוד השדרה המותני.

עיקרו של מודל זה טמון בשימוש בצורות גיאומטריות פשוטות כדי לחקות מקרוב את צורת החוליות והרקמות הסובבות אותן, במיוחד את צורת העצמות נושאות העומס. זה מושג בתוכנת המידול על ידי יצירת מודל מבוקר פרמטרים המורכב מגיאומטריות פשוטות באמצעות שיטות תפעול פשוטות. האתגר העיקרי בתהליך זה הוא מיקום מקטעי עמוד השדרה המודלים במרחב תלת מימדי ליצירת מודל עמוד שדרה לומבוסקרלי קוהרנטי תוך שימוש בתמונות רנטגן רוחביות כהתייחסות סגיטלית. זה דורש התאמה ידנית במישור הסגיטלי, העטרה והרוחבי כדי למנוע חוסר יישור מרחבי או הפרעה בין חוליות. נכון לעכשיו, ניתן להשלים שלב זה רק באופן ידני, דבר שגוזל זמן ולא ניתן לפתור אותו בקלות ללא הכנסת טכנולוגיית זיהוי נקודות תכונה.

לשיטת המידול המוצעת במחקר זה יש גם מגבלות מסוימות. ראשית, מודל פרמטרי זה שוקל בעיקר קיבוע פנימי או איחוי בעמוד השדרה המותני, עם פישוטים משמעותיים שנעשו למורפולוגיה של העצה. הסיבה לכך היא שבמחקרים המתמקדים במאפייני נושאי העומס של עמוד השדרה המותני, ההנחה היא שעצם העצה בדרך כלל אינה ניידת. לפיכך, המודל אינו ישים במצבים עם מעורבות קודש בקיבוע פנימי. שנית, כל גוף חוליה במודל מוגדר בנפרד עם עצם קליפת המוח ועצם מבטלת, בהנחה של עובי והומוגניות אחידים לעצם קליפת המוח והומוגניות לעצם המבטלת. זה לא מביא בחשבון את השינויים הפוטנציאליים בצפיפות העצם הנגרמת על ידי אוסטאופורוזיס. שלישית, בעוד שמחקר זה משתמש בגישת מידול סטטי פשוטה, המשתמשת בעיקר בצורות גיאומטריות בסיסיות לייצוג האזור הלומבוסקרלי, ישנם מודלים מורכבים יותר20,40, כגון מודלים ויסקו-אלסטיים, פורואלסטיים ופורו-היפר-אלסטיים הנפוצים במחקרים קיימים בעמוד השדרה המותני. הבחירה במודל סטטי פשוט נבעה מההתמקדות שלנו בצורות גיאומטריות אינדיבידואליות בתוך מודלים של FE לומבוסקרלי. גישה זו, למרות שהיא פחות מורכבת מזו של מודלים ויסקו-אלסטיים או פורואלסטיים, מציעה יתרונות משמעותיים מבחינת יעילות חישובית וקלות התאמה אישית אישית. זה מאפשר הסתגלות מהירה לשינויים אנטומיים בודדים, וזה קריטי ליישומים קליניים מותאמים אישית. בהשוואה למודלים ויסקו-אלסטיים או פורואלסטיים מורכבים יותר, המודל הסטטי הפשוט המשמש כאן עשוי שלא ללכוד היבטים דינמיים או נוזליים מסוימים של ביומכניקה של עמוד השדרה באותה נאמנות. עם זאת, למטרות מחקר זה - תוך התמקדות בצורות גיאומטריות אינדיבידואליות וסימולציות עומס קונבנציונליות - המודל מספק פשרה מאוזנת בין פירוט ליישום מעשי.

במחקר זה, שיטת המידול FE הפרמטרית הגיאומטרית הראתה יתרונות רבים, כגון פחות זמן חישוב, התכנסות מודל טובה יותר ונוחות רבה יותר בהשגת מידול ספציפי למטופל מאשר שיטת מידול ה-CT המשמשת כיום. מחקרים עתידיים יכולים להתמקד במיזוג שיטת המידול המשמשת כאן עם זיהוי תמונה המבוסס על אלגוריתמים של בינה מלאכותית כדי להגביר מידול אוטומטי לחלוטין וניתוח ביומכני יעיל. ניתן ליישם את שיטת המידול שלנו גם במחקרי ניתוח ביומכניים עם גודל מדגם גדול, ובכך לשפר את אמינות המסקנות תוך הבהרת המנגנונים של מחלות עמוד השדרה לפיתוח שיטות טיפול חדשניות ואסטרטגיות מניעה.

גילויים

המחברים מצהירים כי אין להם אינטרסים מתחרים או אינטרסים אחרים שעשויים להיתפס כמשפיעים על התוצאות ו/או הדיון המדווחים במאמר זה.

תודות

מחקר זה לא קיבל מענקים ספציפיים מסוכנויות מימון במגזר הציבורי, המסחרי או המלכ"ר.

חומרים

רשימת החומרים שנעשה בהם שימוש במאמר זה
שםחברהמספר קטלוגהערות
AbaqusDassaulthttps://www.3ds.com/products/simulia/abaqusניתוח אלמנטים סופיים
AutoCAD Autodeskhttps://www.autodesk.com/products/autocad/תוכנת תכנון בעזרת מחשב הנדסי המשמשת למדידת ה-ROM של מקטעים שונים של חוליות 
מערך נתונים של סריקת CT בית החוליםשל גבר בריא בוגר ללא היסטוריה של טראומה, עיוות או גידול בעמוד השדרה (גובה 180 ס"מ, משקל 68 ק"ג). הנתונים הגולמיים אוחסנו בפורמט Dicom 3.0 עם גודל פיקסל של 0.33 מ"מ ומרווח שכבות של 1 מ"מ.
Hypermesh 2019Altairhttps://altair.com/hypermesh/  יצירת רשת
מחקה מחקר 21.0מימושבניית מודלhttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimics
מערך הנתונים של לידידות סין יפן

מקורות

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

הדפסות חוזרות והרשאות

בקש הרשאה לשימוש חוזר בטקסט או באיורים של מאמר JoVE זה

בקש הרשאה

תגיות

הסרטון יגיע בקרוב

מאמרים קשורים