Articolo metodologico

Analisi biomeccanica di segmenti adiacenti dopo chirurgia di fusione spinale utilizzando un modello agli elementi finiti specifico per il paziente geometricamente parametrico

1.1K visualizzazioni

⸱

DOI:

10.3791/66247

⸱

19 gennaio 2024

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

In questo articolo

Sommario

Qui, abbiamo utilizzato un modello agli elementi finiti specifico per il paziente per analizzare i cambiamenti meccanici nei segmenti adiacenti dopo l'intervento di fusione spinale. I risultati hanno mostrato che la chirurgia di fusione ha ridotto il movimento complessivo della colonna lombare, ma ha aumentato il carico e lo stress nei segmenti adiacenti, in particolare il segmento prossimale.

Abstract

Questo studio mirava a eseguire un'analisi meccanica dei segmenti adiacenti dopo un intervento chirurgico di fusione spinale utilizzando un modello di elementi finiti geometricamente parametrico specifico per il paziente per chiarire il meccanismo della degenerazione del segmento adiacente (ASD), fornendo così prove teoriche per la prevenzione precoce della malattia. Quattordici parametri basati sulla geometria spinale specifica del paziente sono stati estratti dalla tomografia computerizzata (TC) preoperatoria di un paziente e le posizioni relative di ciascun segmento spinale sono state determinate utilizzando il metodo della corrispondenza delle immagini. Attraverso il metodo di cui sopra è stato stabilito un modello preoperatorio specifico per il paziente della colonna vertebrale. Il modello postoperatorio dopo la chirurgia di fusione intersomatica lombare posteriore L4-L5 (PLIF) è stato costruito utilizzando lo stesso metodo, tranne per il fatto che la lamina e il disco intervertebrale sono stati rimossi e sono stati inseriti una gabbia, 4 viti peduncolari e 2 bielle. La gamma di movimento (ROM) e le variazioni di stress sono state determinate confrontando i valori di ciascuna struttura anatomica tra i modelli preoperatorio e postoperatorio. Il ROM complessivo della colonna lombare è diminuito dopo la fusione, mentre il ROM, lo stress nelle faccette articolari e lo stress nel disco intervertebrale dei segmenti adiacenti sono aumentati. Un'analisi della distribuzione dello stress nell'anulus fibroso, nel nucleo polposo e nelle faccette articolari ha anche mostrato che non solo lo stress massimo in questi tessuti era elevato, ma anche le aree di stress da moderato ad alto erano espanse. Durante la torsione, lo stress nelle faccette articolari e nell'anulus fibroso del segmento adiacente prossimale (L3-L4) è aumentato in misura maggiore rispetto a quello del segmento adiacente distale (L5-S1). Mentre la chirurgia di fusione provoca una restrizione generale del movimento nella colonna lombare, provoca anche una maggiore condivisione del carico da parte dei segmenti adiacenti per compensare il segmento fuso, aumentando così il rischio di ASD. Il segmento adiacente prossimale è più incline alla degenerazione rispetto al segmento adiacente distale dopo la fusione spinale a causa del significativo aumento dello stress.

Introduzione

La chirurgia di fusione spinale intervertebrale è la procedura chirurgica più comunemente utilizzata per il trattamento delle malattie degenerative della colonna lombare1. Un risultato eccellente nel breve periodo successivo all'intervento chirurgico può essere raggiunto per oltre il 90% dei pazienti2. Tuttavia, i risultati di uno studio di follow-up a lungo termine hanno rivelato che alcuni pazienti hanno sviluppato la degenerazione dei segmenti adiacenti al segmento3 fuso. La fusione intersomatica lombare accelera i cambiamenti degenerativi nei segmenti adiacenti, nota come degenerazione del segmento adiacente (ASD). Secondo la letteratura, l'incidenza dell'ASD diagnosticato sulla base di esami di imaging medico varia dal 36% all'84% cinque anni dopo l'intervento chirurgico di fusione4, il che potrebbe portare a sintomi come dolore irradiato o claudicatio intermittente e forse anche alla necessità di un intervento chirurgico di revisione. Il meccanismo dell'ASD rimane sconosciuto, ma la maggior parte dei ricercatori ritiene che i fattori biomeccanici svolgano un ruolo importante. Alcuni hanno attribuito l'ASD all'aumento del range di movimento (ROM) dei segmenti adiacenti dopo l'intervento chirurgico 5,6, alcuni lo hanno attribuito all'aumento della pressione intradiscale nei segmenti adiacenti 7,8,9 e altri ancora lo hanno attribuito a un aumento dello stress nelle faccette articolari dei segmenti adiacenti10.

Tra i vari metodi utilizzati per studiare la biomeccanica spinale, la modellazione agli elementi finiti (FE) è ampiamente utilizzata perché non invasiva, economica e riproducibile. Alcuni ricercatori 11,12,13 hanno stabilito un modello FE 3D dell'intera colonna lombare (L1-L5) con dati estratti da scansioni preoperatorie di tomografia computerizzata (TC), che ha permesso di esplorare vari aspetti della biomeccanica spinale, che vanno dalla risposta della colonna vertebrale a diverse condizioni di carico 14,15 agli effetti di diverse patologie16 e agli effetti delle relative modalità e tecniche di trattamento17. Sebbene il metodo di modellazione di cui sopra possa fornire risultati relativi alla geometria specifica del paziente della colonna vertebrale con un'interfaccia complessa e una ricchezza di informazioni altrimenti irraggiungibili dagli esperimenti in vivo, il suo uso clinico è rimasto limitato a causa della natura dispendiosa in termini di tempo del processo, rendendo il metodo disponibile solo per modelli basati su uno o pochi soggetti14. Per affrontare questo problema, Nikkhoo et al.18 hanno stabilito un modello lombosacrale L1-S1 semplificato in cui la geometria della colonna vertebrale è controllata da parametri estratti dai dati delle immagini preoperatorie dei pazienti, consentendo di generare o aggiornare automaticamente modelli specifici per il paziente in base ai parametri di input. Il modello FE basato su questo metodo di modellazione ha dimostrato di avere una buona validità. Tuttavia, c'erano differenze significative nella pressione intradiscale, nelle sollecitazioni medie nelle faccette articolari e nelle sollecitazioni medie nell'anulus fibroso rispetto al precedente modello ricostruito basato su TC. Un altro modello spinale semplificato è stato applicato in uno studio di Ghezelbash et al.19, ma questo modello differiva notevolmente dalla geometria reale della colonna lombare a causa della forma cilindrica delle vertebre e della mancanza di struttura per quanto riguarda gli elementi posteriori.

Pertanto, in questo studio, abbiamo sviluppato un modello FE paziente-specifico geometricamente parametrico per ottenere un processo di modellazione e analisi più efficiente con una buona validità. Quindi, abbiamo eseguito un'analisi meccanica dei segmenti adiacenti dopo un intervento chirurgico di fusione per chiarire il meccanismo e fornire prove teoriche per la prevenzione precoce dell'ASD.

Protocollo

Il protocollo è stato condotto in conformità con la Dichiarazione di Helsinki e il protocollo è stato approvato dal Comitato di Revisione Istituzionale dell'Ospedale dell'Amicizia Cina-Giappone.

1. Modellazione parametrica della geometria della colonna lombare

  1. Estrarre i dati iniziali (formato DICOM 3.0 con una dimensione dei pixel di 0,33 mm e una spaziatura degli strati di 1 mm) per la modellazione da un set di dati di scansione TC di un maschio adulto sano senza storia di traumi, deformità o tumori della colonna vertebrale (altezza 180 cm, peso 68 kg).
  2. Selezionare 14 parametri caratteristici per ottenere la generazione del contorno spinale, considerando le caratteristiche morfologiche della colonna lombare che sono più preoccupanti nella pratica clinica e nella letteratura più recente18,20.
    1. Misurare tutti i 14 di questi parametri direttamente sulle immagini CT utilizzando il software di elaborazione delle immagini 3D, come mostrato nella Figura 1A.
    2. Nella finestra Vista assiale , utilizzare lo strumento Ellisse per misurare con precisione i parametri della placca terminale vertebrale.
    3. Per ogni segmento spinale e vertebra, inizialmente, esaminare le immagini TC in direzione assiale dall'alto verso il basso. Identificare l'immagine che mostra l'area più completa e più ampia del confine vertebrale per la successiva misurazione dei dati.
    4. Utilizzare lo strumento Ellipse all'interno del modulo di misurazione per conformarsi alla piastra terminale inferiore della vertebra, come illustrato nella Figura 1A.
    5. Dopo aver condotto più misurazioni, calcolare il valore medio per assicurarsi che la varianza tra l'area dell'ellisse e l'area vertebrale rimanga entro il 10%.
    6. Misurare la lunghezza degli assi lungo e corto dell'ellisse adattata, indicandoli come parametri A1 e A2.
    7. Inoltre, misurare la sezione trasversale nella parte più stretta della sezione centrale e della piastra terminale superiore, designandoli come parametri B1, B2, C1 e C2.
    8. Nella finestra Vista coronale , utilizzare lo strumento di misurazione della distanza per determinare l'altezza vertebrale, rappresentata dal parametro H.
  3. Utilizza lo strumento di misurazione dell'angolo per quantificare gli angoli di inclinazione posteriore delle faccette superiore e inferiore nella vista sagittale, identificati come parametri α e β.
    1. Nella finestra CT Axial View , utilizzare lo strumento di misurazione della distanza per misurare la distanza verticale dalla sezione centrale della vertebra alla lamina come parametro di controllo della lunghezza del peduncolo L1.
    2. In modo analogo, utilizzare lo strumento di misurazione dell'angolo e lo strumento di misurazione della distanza per misurare rispettivamente i parametri L2, γ, L3 e θ nella finestra di visualizzazione assiale CT, come parametri di controllo per il processo trasversale e il processo spinoso.
    3. Per controllare la variabilità interosservatore e intraosservatore, lasciare che due medici con più di 5 anni di formazione in chirurgia spinale misurino ciascuno dei parametri 3 volte per confermare l'affidabilità dei dati.
  4. Applicare il software di modellazione per costruire il modello utilizzando la funzione Solid Release secondo lo schema di progettazione semplificato del modello nella Figura 1A per tutti i segmenti spinali tranne l'osso sacro.
    1. Stabilisci tre piani di riferimento e regola la distanza tra i piani superiore e inferiore in modo che corrisponda all'altezza vertebrale. Su ogni piano, disegnare tre ellissi concentriche, allineando le loro dimensioni con le misurazioni dei dati CT.
    2. Utilizzare queste ellissi di schizzo come contorni di vincolo per la funzione di rilascio solido , ottenendo la creazione di un modello vertebrale semplificato.
  5. Per ricreare il contatto della superficie dell'arco in corrispondenza del giunto di sfaccettatura, utilizzate le superfici cilindriche per simulare le superfici di sfaccettatura.
    1. Assicuratevi che la sfaccettatura superiore assuma la forma di una superficie concava di 1/4 di arco cilindrico, mentre la sfaccettatura inferiore assuma la forma di una superficie convessa di 1/4 di arco cilindrico. Per mitigare la concentrazione delle sollecitazioni durante l'allineamento delle sfaccettature, arrotondare adeguatamente i bordi delle sfaccettature superiore e inferiore.
  6. Generare un'entità estrusa tra la faccetta e la vertebra per emulare il peduncolo. Poiché la forma del processo trasversale o del processo spinoso influisce minimamente sulle successive aggiunte di elementi legamentosi, utilizzare un parallelepipedo regolare per replicare il contorno geometrico di questi processi.
    1. Arrotonda alcuni angoli per una rappresentazione raffinata. Modifica i valori dei 14 parametri delle funzioni nel software di modellazione per generare una geometria spinale specifica per il paziente.
  7. Misurare solo i parametri C1 e C2 dell'endplate superiore dell'osso sacro nella finestra della sezione trasversale CT e il parametro dell'angolo di inclinazione della faccetta superiore α nella finestra sagittale con un metodo di misurazione simile a quello descritto al passaggio 1.1, considerando che il calcolo del modello FE si concentra principalmente sulla sollecitazione della faccetta e dell'endplate superiore.
    1. Genera una struttura a cono con una parte superiore larga e una parte inferiore stretta come modello semplificato dell'osso sacro, con una struttura colonnare che si estende da entrambi i lati per imitare le ali sacrali e fornire punti di attacco ai legamenti nel software di modellazione. Utilizzare i tre parametri precedenti per controllare la geometria S1. Vedere la Figura 1B per il modello sacrale semplificato.
  8. Applicare il metodo di corrispondenza delle immagini per determinare le posizioni relative di ciascun segmento spinale.
    1. Importa tutti i modelli vertebrali e sacrali nell'interfaccia di assemblaggio del software di modellazione, dove viene caricata una vista sagittale centrale dell'immagine TC come sfondo di riferimento.
    2. Ruotare, spostare e ridimensionare ogni segmento vertebrale in modo che corrisponda alla parte corrispondente dell'immagine di riferimento (Figura 1B).
  9. Estrarre i contorni della placca terminale vertebrale adiacente per un rilascio solido.
    1. Selezionare le placche vertebrali adiacenti e inserirle nello schizzo per ottenere il disco intervertebrale.
    2. Utilizzare il comando Converti riferimento entità per estrarre i contorni della placca vertebrale come linee ellittiche nello schizzo ed eseguire il rilascio dello schizzo per generare un modello semplificato di matrice del disco.
    3. Create il nucleo polposo in modo simile alla matrice del disco, oltre a ridurre lo schizzo dell'ellisse al 40% dell'area originale e spostarlo leggermente indietro nello schizzo.
    4. Inoltre, ingrandire il modello del nucleo polposo del 10% per facilitare la segmentazione della placca terminale durante l'ingranamento. Vedere la Figura 1B per il modello finale semplificato del disco.

2. Costruzione del modello di fusione intersomatica lombare posteriore (PLIF) con geometria specifica per il paziente

  1. Ricarica il modello semplificato nel software di modellazione. Selezionare il segmento del disco intervertebrale L4-L5 per la fusione.
  2. Rimuovere manualmente la lamina e il processo spinoso della vertebra L4 sulla base del modello parametrico individualizzato della colonna lombare. Rimuovere il disco intervertebrale L4-L5.
  3. Posizionare una gabbia nello spazio intervertebrale per la fusione ossea e riempire lo spazio intervertebrale rimanente attorno alla gabbia di fusione con la struttura ossea.
  4. Applicare il metodo di fusione intervertebrale lombare posteriore (PLIF) inserendo le viti peduncolari nel peduncolo bilateralmente.
    1. Secondo la letteratura21, utilizzare viti di 5,5 mm di diametro e 45 mm di lunghezza, aste di fissaggio di 6 mm di diametro e 60 mm di lunghezza e una gabbia di innesto di 22 mm di lunghezza e 8 mm di larghezza.
    2. Regolare la posizione delle viti peduncolari in modo tale che il punto di ingresso si trovi approssimativamente al centro del peduncolo.
    3. Utilizza il metodo operativo booleano nel software di modellazione, utilizzando il comando di combinazione all'interno delle opzioni della funzione.
    4. Impostare il tipo di operazione da sottrarre, utilizzando le vertebre L4 e L5 come entità primarie e le viti peduncolari come entità sottrattive per eseguire la modellazione delle traiettorie delle viti peduncolari L4 e L5.
    5. Utilizzare la stessa procedura, impostando il tipo di operazione da aggiungere, per consolidare i modelli di viti e aste di fissaggio in un insieme unificato. Vedere la Figura 1B per il modello PLIF specifico per il paziente costruito.

3. Definizione di modelli FE parametrici, paziente-specifici, preoperatori e postoperatori

  1. Generazione di mesh
    1. Utilizza il software mesh22 per creare la mesh dei modelli preoperatori e postoperatori dopo l'elaborazione geometrica. Importare il modello stp e utilizzare il modulo Mesh automatica 2D per impostare le dimensioni della mesh di superficie e i tipi di elemento. Genera la mesh di superficie dei modelli.
    2. Utilizzare il modulo Mappa solida mesh 3D per impostare i tipi di elemento mesh dell'entità e generare automaticamente la mesh solida. Utilizza elementi quadrilateri di 1 mm per l'ingranamento superficiale di viti peduncolari e aste di fissaggio e genera automaticamente una rete solida con un mix di elementi C3D4 e C3D8R.
    3. Per il dispositivo di fusione intervertebrale, utilizzare elementi triangolari di 1 mm di dimensione per la mesh superficiale e utilizzare elementi tetraedrici C3D4 per la mesh solida.
    4. A causa della forma irregolare del modello di disco intervertebrale residuo per il segmento L4-L5, utilizzare elementi triangolari di 1,5 mm per l'ingranamento superficiale sulle facce terminali. Genera la mesh solida attraverso l'estrusione, utilizzando un mix di elementi C3D8R e C3D4.
    5. Meshare le parti rimanenti del modello post-PLIF con lo stesso metodo del modello preoperatorio, con conseguente creazione di 617.231 cellule e 151.078 nodi nel modello post-PLIF.
  2. Proprietà dei materiali e impostazioni di interazione
    1. Importa i modelli mesh pre e postoperatori nel software FE per la pre-elaborazione.
      1. Nel pannello Gestione materiali , impostare il comportamento del materiale delle viti peduncolari, delle aste di fissaggio e dei dispositivi di fusione intervertebrale come materiali elastici lineari isotropi.
      2. Nella scheda Dati , specificare il modulo di Young e il rapporto di Poisson dei materiali.
      3. Per le viti e le aste, utilizzare la lega di titanio e per il dispositivo di fusione, utilizzare il polietereterchetone. Fare riferimento alla Tabella 2 per i parametri specifici delle proprietà del materiale di questi due materiali.
      4. Poiché la maglia del disco intervertebrale residuo a L4-L5 non è esaedrica e non può essere definita come un materiale iperelastico, fare riferimento alla letteratura pertinente23 e impostarla come materiale elastico lineare isotropo nel Material Manager; specificare il suo modulo di Young come 4 MPa e il rapporto di Poisson come 0,45.
    2. Passare al modulo Interazione , aprire Gestione vincoli, fare clic sul pulsante Crea per aprire la finestra Crea vincolo .
      1. Impostare il tipo come Binding. Nella finestra Visualizzazione modello , selezionare le facce terminali vertebrali superiori e inferiori, nonché i nodi legati del dispositivo di fusione.
      2. Dopo aver confermato, aprire la finestra Modifica vincolo , impostare il Metodo di discretizzazione sul valore predefinito dell'analisi e specificare di non escludere lo spessore dell'elemento shell.
      3. Impostare le impostazioni di interazione in base alle condizioni biomeccaniche dopo la fusione intervertebrale ideale. Ignorare il possibile slittamento tra l'osso e le viti o la gabbia.
      4. Impostare le relazioni di contatto tra le viti e l'osso spongioso e tra la gabbia e le superfici terminali dei corpi vertebrali superiori e inferiori come legante.
      5. Impostate la proprietà di interazione di contatto tra le superfici di contatto del giunto come attrito radente controllato dalla funzione Penalità , con un coefficiente di attrito di 0,01 nella direzione tangenziale e un contatto duro nella direzione normale in cui è consentita la separazione dopo il contatto.
    3. Imposta le condizioni al contorno secondo le regole del movimento lombosacrale umano, dove tutti i segmenti vertebrali possono muoversi, mentre l'osso sacro fornisce principalmente supporto e fissaggio.
      1. Accedere al modulo Carico nel software EF, aprire il Boundary Conditions Manager e fare clic sul pulsante Crea per aprire la finestra Crea condizione al contorno .
      2. Impostate la categoria su Meccanica (Mechanical ) e scegliete il tipo applicabile alla fase di analisi selezionata come Simmetria (Symmetry/Anti-symmetry/Full fixity).
      3. Fate clic su Continua (Continue) e, nell'interfaccia di visualizzazione del modello, selezionate i nodi di superficie dell'osso sacro.
      4. Al termine, nella finestra Modifica condizione al contorno che appare, scegli l'opzione Completamente fisso (U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0).
    4. Vedere la Tabella 1 e la Tabella 2 24,25,26 per tutte le impostazioni delle proprietà dei materiali. Utilizzare le stesse proprietà del materiale, la relazione di interazione e le impostazioni delle condizioni al contorno per altri tessuti e strutture nei modelli pre e postoperatori.
  3. Validazione del modello FE individualizzato
    1. Stabilire un punto di carico appena dietro il centro della placca terminale superiore della vertebra L3 prima di applicare qualsiasi carico. Accoppiare tutti i nodi sulla piastra d'estremità superiore L3 con questo punto di carico attraverso le relazioni di vincolo.
    2. Applicare diverse direzioni di momenti flettenti puri di 3,5 N∙m al punto di carico del modello per simulare i movimenti della colonna lombare durante la flessione, l'estensione e la flessione laterale. Misura il ROM per ogni segmento e confrontalo con i dati sperimentali riportati da Guan et al.27.
    3. Applicare un carico verticale di 150 N nel punto di carico e imporre diversi carichi direzionali di 2,5 N∙m, 5 N∙m e 7,5 N∙m per simulare il movimento della colonna lombare in varie direzioni. Misura il ROM per ogni segmento e confrontalo con i dati sperimentali riportati da Panjabi et al.28.
    4. Utilizzare il metodo dell'asse di rotazione istantaneo per misurare e calcolare il ROM per ciascun segmento lombare.
      1. Nel modulo di post-elaborazione del software FE, fissare la vista, acquisire le immagini di spostamento prima e dopo il modello nella stessa vista e importarle nel software di elaborazione delle immagini.
      2. Determinare il centro istantaneo e il movimento spinale di ciascun segmento secondo i metodi descritti in letteratura.
      3. Per ogni segmento, effettuare le misurazioni tre volte e utilizzare la media per ridurre al minimo gli errori dai diversi piani di misurazione.
    5. Applicare un carico verticale di 500 N e un momento di 7,5 N∙m nel punto di carico per simulare i movimenti di flessione, estensione e flessione laterale.
    6. In post-elaborazione, estrarre il massimo stress interno al nucleo polposo nei dischi intervertebrali di ciascun segmento e confrontare i dati con i risultati riportati da Dreischarf e Wike14,29.

4. Caricamento del modello FE

  1. Applicare gli stessi processi e valori di carico ai modelli preoperatori e post-PLIF per facilitare l'analisi dei cambiamenti meccanici dopo l'intervento chirurgico PLIF.
  2. Applicare un carico verticale verso il basso di 400 N nel punto di carico sopra la vertebra L3 e un carico di momento di 7,5 N∙m in ciascuna direzione nel punto di carico per simulare la flessione in avanti, l'estensione all'indietro, la flessione laterale e il movimento di torsione umano.
    NOTA: È necessario simulare solo il movimento in direzione unilaterale durante la flessione laterale e la torsione, poiché il modello lombosacrale parametrico è simmetrico rispetto al piano sagittale.
  3. Vedere la Figura 1B per il modello finale di FE post-PLIF specifico per il paziente.

Risultati

Risultati della simulazione del modello paziente-specifico rispetto ai risultati della letteratura precedente
ROM del disco intervertebrale
Secondo le condizioni di carico sperimentali di Guan et al.27, un carico del momento flettente puro di 3,5 N∙m in diverse direzioni è stato applicato al punto di carico del modello per simulare il movimento della colonna lombare in flessione, estensione e flessione laterale, e il ROM di ciascun segmento è stato misurato e confrontato con i risultati dello studio di Guan. I risultati del confronto sono mostrati nella Figura 2A-C. Rispetto ai dati sperimentali di Guan, il modello FE stabilito in questo studio aveva un ROM più piccolo per ogni segmento in flessione e un ROM più grande di L3-L4 in estensione, entrambi sostanzialmente all'interno di un intervallo ragionevole di deviazione standard sperimentale. Durante la flessione laterale, i risultati di questo studio erano tutti all'interno dell'intervallo di deviazione standard.

Per la convalida in presenza di un carico combinato (carico assiale e carico del momento flettente), facendo riferimento alle condizioni dell'esperimento in vitro di Panjiabi et al.28, è stato applicato un carico verticale di 150 N nel punto di carico e sono stati applicati momenti di 2,5 N∙m, 5 N∙m e 7,5 N∙m in direzioni diverse per simulare il movimento della colonna lombare in ciascuna direzione. I risultati sono mostrati nella Figura 2D-I, dove la direzione dell'asse y indica la direzione del movimento. La maggior parte dei risultati di questo studio sono in buon accordo con i precedenti dati sperimentali in vitro e l'andamento generale è simile. La ROM del segmento L4-L5 sotto un carico elevato era leggermente oltre l'intervallo di errore standard.

Stress nel nucleo polposo
I risultati sono mostrati nella Figura 2J-L. Possiamo concludere che i risultati della simulazione del modello paziente-specifico qui utilizzato sono allineati con quelli di altri modelli FE convalidati precedentemente dimostrati, nonché con quelli dei dati sperimentali in vitro pertinenti14,29.

Variazione del ROM dei segmenti adiacenti prima e dopo l'intervento di PLIF
Le modifiche nella ROM dei segmenti adiacenti sono mostrate nella Figura 3. Dopo l'intervento chirurgico di fusione sono stati riscontrati aumenti significativi in tutte le direzioni di movimento. La mobilità intervertebrale dei segmenti L3-L4 e L5-S1 sotto flessione in avanti è aumentata rispettivamente del 15,9% e del 25,9%. Sotto estensione posteriore, la mobilità intervertebrale dei segmenti L3-L4 e L5-S1 è aumentata rispettivamente del 5,9% e del 15,6%. In flessione laterale, la mobilità dei segmenti L3-L4 e L5-S1 è aumentata rispettivamente del 10% e del 17,5%, mentre la mobilità dei segmenti L3-L4 e L5-S1 è aumentata rispettivamente del 19% e del 21,4% durante la torsione, il che è in linea con i risultati degli studi FE esistenti30,31 e dei relativi esperimenti in vitro 32,33.

Cambiamenti nel ROM complessivo del modello lombosacrale prima e dopo l'intervento di PLIF
La mobilità lombare complessiva dopo la fusione L4-L5 è diminuita del 33,5% durante la flessione anteriore, del 44,3% durante l'estensione posteriore, del 35,6% durante la flessione laterale e del 28,6% durante la torsione. Si può concludere che il ROM complessivo del modello lombosacrale è diminuito significativamente in tutte le direzioni di movimento dopo la chirurgia di fusione, come mostrato nella Tabella 3, indicando che, sebbene la mobilità dei segmenti adiacenti sia aumentata dopo la fusione, la significativa diminuzione della mobilità del segmento fuso ha comportato una diminuzione del ROM complessivo e un aumento della rigidità complessiva della regione lombosacrale.

Tensioni nelle faccette dei segmenti adiacenti prima e dopo PLIF
I valori medi di sollecitazione di von Mises di nove punti uniformemente distribuiti delle faccette articolari sono stati calcolati su entrambi i lati; tra questi, il punto con il valore più alto è stato selezionato come indice per confrontare la biomeccanica delle faccette articolari prima e dopo l'intervento di PLIF.

Come mostrato nella Figura 4 e nella Figura 5, sono stati riscontrati aumenti significativi delle sollecitazioni medie nelle faccette articolari dei segmenti adiacenti dopo PLIF in tutte le direzioni di movimento. Le sollecitazioni medie nelle faccette articolari dei segmenti L3-L4 e L5-S1 sono aumentate rispettivamente del 42,2% e del 45,3% durante la flessione in avanti, del 3,1% e del 26,8% durante l'estensione, del 24,8% e del 43% durante la flessione laterale e del 136,4% e 113% durante la torsione. Questi risultati sono coerenti con quelli presenti in letteratura 34,35. In questo studio, abbiamo anche scoperto che l'aumento dello stress nelle faccette articolari dei segmenti adiacenti al segmento L3-L4 era lieve durante l'estensione posteriore (meno del 5%), mentre l'aumento durante la torsione era estremamente significativo (un aumento di oltre il 100% in tutti i casi).

La Figura 5 mostra la distribuzione delle sollecitazioni nelle faccette articolari dei segmenti adiacenti durante il movimento in ogni direzione prima e dopo la procedura PLIF. Le sollecitazioni nelle faccette articolari del segmento L4-L5 sono diminuite significativamente dopo l'intervento chirurgico PLIF, mentre le aree di stress altamente (area rossa) e moderatamente (aree gialle e verdi) concentrate sono aumentate, indicando che non solo lo stress massimo nelle faccette articolari dei segmenti adiacenti è aumentato dopo la fusione, ma anche che le aree di stress concentrato sono aumentate, che potrebbe essere uno dei fattori importanti che influenzano l'ASD.

Stress nei dischi intervertebrali dei segmenti adiacenti prima e dopo PLIF
Dopo l'intervento chirurgico PLIF, lo stress massimo nell'anulus fibroso dei segmenti L3-L4 e L5-S1 è aumentato rispettivamente dell'11,9% e dell'11,1% durante la flessione in avanti, del 3,7% e del 18,3% durante l'estensione, del 47,6% e del 59,5% durante la flessione laterale e dell'81,0% e del 63,8% durante la torsione. Lo stress massimo nel nucleo polposo dei segmenti L3-L4 e L5-S1 è aumentato rispettivamente del 10,3% e dell'8,3% durante la flessione in avanti, del 5% e del 10,7% durante l'estensione, del 32,3% e del 21,6% durante la flessione laterale e del 55,6% e 50% durante la torsione.

Come mostrato nella Figura 6, le sollecitazioni sia nell'anulus fibroso che nel nucleo polposo sono aumentate durante il movimento in tutte le direzioni dopo l'intervento chirurgico PLIF e l'aumento più significativo si è verificato durante la torsione. Le sollecitazioni sia nell'anulus fibroso che nel nucleo polposo erano maggiori al segmento L3-L4 rispetto al segmento L5-S1 durante il movimento in quasi tutte le direzioni prima dell'intervento. Dopo l'intervento di PLIF, l'aumento più significativo dello stress si è verificato nel segmento L3-L4 durante la torsione, con un aumento dell'81% dell'anulus fibroso del disco e del 55,6% del nucleo polposo. L'aumento dello stress nell'anulus fibroso e nel nucleo polposo durante la flessione laterale era più significativo di quello durante la flessione e l'estensione in avanti.

La Figura 7 mostra la distribuzione delle sollecitazioni nell'anulus fibroso e nel nucleo polposo dei segmenti adiacenti prima e dopo l'intervento chirurgico di PLIF. Simile al modello nelle faccette articolari, la concentrazione delle sollecitazioni e una distribuzione delle sollecitazioni più intense si sono verificate nell'anulus fibroso e nel nucleo polposo durante la torsione. Inoltre, la massima sollecitazione interna durante la flessione anteriore, l'estensione e i movimenti di flessione laterale è stata riscontrata sul lato compresso, mentre la posizione della massima sollecitazione durante la torsione non è stata confinata a un lato.

figure-results-1
Figura 1: Parametri e procedura per lo sviluppo di modelli FE specifici per il paziente. (A) Parametri per la generazione di una geometria della colonna vertebrale lombare specifica per il paziente. (B) Procedura per lo sviluppo di modelli FE preoperatori e postoperatori paziente-specifici della colonna lombosacrale (L3-S1). Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

figure-results-2
Figura 2: Risultati della simulazione del modello paziente-specifico rispetto ai risultati della letteratura precedente. (A-C) ROM del modello paziente-specifico rispetto a quello dello studio di Guan. (D-F) Confronto del ROM tra l'analisi FE utilizzando il modello specifico del paziente e i dati di Panjiabi in presenza di un carico combinato simile nel segmento L3-L4. (G-I) Confronto del ROM tra l'analisi FE utilizzando il modello specifico del paziente e i dati di Panjiabi in presenza di un carico combinato simile nel segmento L4-L5. (J-L) Risultati della simulazione dello stress nel nucleo polposo tra il presente studio e altri studi. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

figure-results-3
Figura 3: ROM del segmento L3-L4 e del segmento L5-S1 prima e dopo PLIF durante il movimento in direzioni diverse. (A) segmento L3-L4 e (B) segmento L5-S1. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

figure-results-4
Figura 4: Sollecitazione media durante la flessione, l'estensione, la flessione laterale e la torsione nelle faccette articolari prima e dopo la PLIF. (A) Flessione. (b) Estensione. (C) Flessione laterale. (D) Torsione. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

figure-results-5
Figura 5: Distribuzione delle sollecitazioni nelle faccette articolari durante il movimento in diverse direzioni prima e dopo il PLIF. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

figure-results-6
Figura 6: Stress interno nell'anulus fibroso e nel nucleo polposo dei segmenti adiacenti prima e dopo la PLIF. (A) Anulus fibrosus. (B) Nucleo polposo. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

figure-results-7
Figura 7: Distribuzione delle sollecitazioni nell'anulus fibroso e nel nucleo polposo dei segmenti adiacenti prima e dopo l'intervento chirurgico PLIF. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

StrumentoProprietà del materialeTipo di magliaModulo di Young (MPa)Rapporto di Poisson
Vite peduncolareTitanioC3D41100000.3
Aste di fissaggio
Dispositivo di fusione intervertebralePolietereterchetoneC3D437000.3

Tabella 1: Proprietà dei materiali della strumentazione per fissazione interna e fusione

StrutturaTipo di unitàModulo di elasticità (MPa)Rapporto di PoissonDensità (kg/mm3)
Osso corticaleS4120000.31.7 × 10-6
Osso corticaleC3D41000.21.1 × 10-6
Elemento posterioreC3D435000.251.4 × 10-6
Piastra terminaleS423.80.41.2 × 10-6
Anulus fibrosoC3D8HC10 = 0,18, C01 = 0,045-1.05 × 10-6
Nucleo polposoC3D8HC10 = 0,12, C01 = 0,03-1.02 × 10-6

Tabella 2: Parametri delle proprietà del materiale del modello FE lombare

Direzioni di spostamentoSpostamento massimo prima di PLIF/mmSpostamento massimo dopo PLIF/mmVariazione percentuale
Flessione in avanti49.833.1-33.50%
Estensione19.210.7-44.30%
Flessione laterale29.819.2-35.60%
Torsione18.513.2-28.60%

Tabella 3: Spostamento massimo durante il movimento in diverse direzioni prima e dopo PLIF

Discussione

In questo studio, è stato stabilito un modello FE paziente-specifico geometricamente parametrico per analizzare le caratteristiche biomeccaniche della colonna lombare dopo l'intervento chirurgico PLIF. I risultati hanno mostrato che lo stress nelle faccette articolari e nel disco del segmento fuso è diminuito significativamente dopo l'intervento chirurgico di PLIF, indicando che PLIF potrebbe rafforzare efficacemente la stabilità del segmento decompresso e ritardare l'ulteriore aggravamento della lesione. La mobilità complessiva della colonna lombare è diminuita dopo l'intervento chirurgico PLIF, mentre il ROM, lo stress delle faccette articolari, le aree di stress concentrato nelle faccette articolari e lo stress nei dischi intervertebrali adiacenti sono aumentati a vari livelli. Ciò suggerisce che la fusione non solo limitava il movimento lombare, ma consentiva anche ai segmenti adiacenti di muoversi su un intervallo più ampio e di condividere una parte maggiore del carico per compensare il segmento fuso. Si forma quindi un circolo vizioso che aumenta ulteriormente lo stress nei segmenti adiacenti, con conseguente aumento della concentrazione di stress e aumento del rischio di malattie degenerative nei segmenti adiacenti. I nostri risultati sono coerenti con quelli degli studi FE di altri ricercatori36,37 e con gli esperimenti su campioni di cadavere di Weinhoffer26 e Cunningham38. Sebbene l'entità dell'aumento dello stress nel disco intervertebrale vari ampiamente da studio a studio, riteniamo che questa variazione sia correlata alle differenze nei campioni, nel carico o nei metodi di misurazione.

Abbiamo anche scoperto che le sollecitazioni nelle faccette articolari del segmento adiacente prossimale (L3-L4) erano superiori a quelle nelle faccette articolari del segmento distale (L5-S1) durante il movimento in quasi tutte le direzioni (flessione in avanti, estensione all'indietro e torsione). L'aumento dello stress sia nei segmenti adiacenti prossimali che distali durante la torsione era più significativo (>50%) rispetto a quello durante il movimento in altre direzioni. In particolare, lo stress nelle faccette articolari e nell'anulus fibroso del segmento adiacente prossimale (L3-L4) è aumentato in misura maggiore rispetto a quello del segmento adiacente distale (L5-S1). È stato suggerito che il segmento adiacente prossimale sia più incline alla degenerazione rispetto al segmento adiacente distale dopo la fusione spinale a causa del significativo aumento dello stress39.

Sulla base dei risultati di questo studio, è di fondamentale importanza per i chirurghi implementare strategie durante gli interventi chirurgici di fusione spinale per ridurre il rischio di ASD, in particolare nel segmento prossimale. Ciò include la pianificazione preoperatoria, come la valutazione dei fattori di rischio per l'ASD, ad esempio la degenerazione preesistente nei segmenti adiacenti o l'equilibrio sagittale anormale. Inoltre, è consigliabile adottare un approccio più conservativo durante il processo chirurgico, come limitare il numero di segmenti fusi. Inoltre, considerando il significativo aumento dello stress durante la torsione, possono essere utili misure proattive come la fusione delle faccette articolari del segmento adiacente superiore o l'incoraggiamento dei pazienti a compensare il movimento lombare con le attività degli arti inferiori durante il recupero postoperatorio per ridurre al minimo l'ampiezza della torsione lombare.

Questo studio propone un metodo per la parametrizzazione individualizzata nella modellazione FE lombosacrale. Il test di convalida eseguito in questo studio ha dimostrato che il modello FE lombosacrale L3-S1 stabilito in questo studio è in linea con i dati della letteratura precedente 27,28. Una piccola quantità di dati di simulazione ha superato leggermente l'intervallo di errore standard, come la ROM del segmento L4-L5 sotto un carico elevato, che potrebbe essere stata causata da differenze individuali o differenze di parametri del modello. Tuttavia, la deviazione non era grande e la tendenza era in linea con i risultati della letteratura. Inoltre, riteniamo che questa differenza abbia scarso impatto sui risultati della simulazione in altre direzioni e sulla spiegazione clinica finale, dato che il corpo umano raramente sopporta grandi carichi sotto torsione orizzontale. Per quanto riguarda lo stress nel nucleo polposo sotto pressione, i risultati della simulazione del modello utilizzato in questo studio sono stati allineati anche con i dati di letteratura14,29. In generale, le caratteristiche biomeccaniche di questo modello di studio sono coerenti con la teoria esistente, che indica che il modello può essere utilizzato per simulare il movimento della regione lombosacrale sotto carichi convenzionali e per analizzare le caratteristiche biochimiche individuali dopo la chirurgia lombare della colonna vertebrale.

Il punto cruciale di questa modellazione risiede nell'uso di semplici forme geometriche per imitare da vicino la forma delle vertebre e dei tessuti circostanti, in particolare la forma delle ossa portanti. Ciò si ottiene nel software di modellazione creando un modello controllato da parametri composto da geometrie semplici attraverso metodi operativi semplici. La sfida principale in questo processo è posizionare i segmenti spinali modellati nello spazio tridimensionale per formare un modello spinale lombosacrale coerente utilizzando immagini a raggi X laterali come riferimento sagittale. Ciò richiede una regolazione manuale sui piani sagittale, coronale e trasversale per evitare disallineamenti spaziali o interferenze tra le vertebre. Attualmente, questo passaggio può essere completato solo manualmente, il che richiede tempo e non può essere risolto facilmente senza l'introduzione della tecnologia di riconoscimento dei punti caratteristica.

Il metodo di modellazione proposto in questo studio presenta anche alcune limitazioni. In primo luogo, questo modello parametrizzato considera principalmente la fissazione interna o la fusione nella colonna lombare, con significative semplificazioni apportate alla morfologia dell'osso sacro. Questo perché, negli studi incentrati sulle caratteristiche portanti della colonna lombare, si presume tipicamente che l'osso sacro sia immobile. Pertanto, il modello non è applicabile in situazioni con coinvolgimento sacrale nella fissazione interna. In secondo luogo, ogni corpo vertebrale nel modello è definito separatamente con osso corticale e spongioso, assumendo uno spessore e un'omogeneità uniformi per l'osso corticale e omogeneità per l'osso spongioso. Questo non tiene conto delle potenziali variazioni della densità ossea causate dall'osteoporosi. In terzo luogo, mentre questo studio impiega un approccio di modellazione statica semplificato, utilizzando prevalentemente forme geometriche di base per la rappresentazione della regione lombosacrale, ci sono modelli più complessi 20,40, come i modelli viscoelastici, poroelastici e poro-iperelastici che si trovano comunemente negli studi esistenti sulla colonna lombare. La scelta di un modello statico semplificato è stata guidata dalla nostra attenzione alle forme geometriche individualizzate all'interno della modellazione FE lombosacrale. Questo approccio, sebbene meno complesso di quello dei modelli viscoelastici o poroelastici, offre vantaggi significativi in termini di efficienza computazionale e facilità di personalizzazione individuale. Consente un rapido adattamento alle variazioni anatomiche individuali, il che è fondamentale per le applicazioni cliniche personalizzate. Rispetto ai modelli viscoelastici o poroelastici più complessi, il modello statico semplificato utilizzato qui potrebbe non catturare alcuni aspetti dinamici o fluidici della biomeccanica spinale con la stessa fedeltà. Tuttavia, ai fini di questo studio, che si concentra su forme geometriche individualizzate e simulazioni di carico convenzionali, il modello fornisce un compromesso equilibrato tra dettaglio e applicabilità pratica.

In questo studio, il metodo di modellazione FE geometricamente parametrico ha mostrato molti vantaggi, come meno tempo di calcolo, migliore convergenza del modello e maggiore convenienza nel raggiungere la modellazione specifica per il paziente rispetto al metodo di modellazione CT attualmente utilizzato. Gli studi futuri potrebbero concentrarsi sulla fusione del metodo di modellazione utilizzato qui con il riconoscimento delle immagini basato su algoritmi di intelligenza artificiale per amplificare la modellazione completamente automatizzata e l'analisi biomeccanica efficiente. Il nostro metodo di modellazione potrebbe essere applicato anche in studi di analisi biomeccanica con un campione di grandi dimensioni, migliorando così l'affidabilità delle conclusioni e chiarendo i meccanismi delle malattie spinali per sviluppare metodi di trattamento innovativi e strategie di prevenzione.

Dichiarazioni

Gli autori dichiarano di non avere interessi concorrenti o altri interessi che potrebbero essere percepiti come influenzanti i risultati e/o la discussione riportati in questo articolo.

Ringraziamenti

Questa ricerca non ha ricevuto sovvenzioni specifiche da agenzie di finanziamento nei settori pubblico, commerciale o no-profit.

Materiali

Elenco dei materiali utilizzati in questo articolo
NomeAziendaNumero di catalogoCommenti
AbaqusDassaulthttps://www.3ds.com/products/simulia/abaqusAnalisi agli elementi finiti
AutoCADAutodeskhttps://www.autodesk.com/products/autocad/Un software di progettazione assistita da computer utilizzato per misurare il ROM di diversi segmenti vertebrali 
Set di dati di scansione TC China Japan Friendship HospitalSet di dati di un maschio adulto sano senza storia di traumi, deformità o tumore della colonna vertebrale (altezza 180 cm, peso 68 kg). I dati grezzi sono stati memorizzati in formato Dicom 3.0 con una dimensione dei pixel di 0,33 mm e una spaziatura degli strati di 1 mm.
Hypermesh 2019Altairhttps://altair.com/hypermesh/  La generazione
di mesh imita la ricerca 21.0Materialisehttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimicsla costruzione del modello

Riferimenti

  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).

Ristampe e permessi

Richiedi il permesso di riutilizzare il testo o le figure di questo articolo JoVE

Richiedi permesso

Tag

Degenerazione del Segmento AdiacenteModello Specifico per il PazienteColonna LombareRange di MovimentoDistribuzione dello StressStress dell Articolazione FaccettaleStress del Disco Intervertebrale
Video in arrivo

Articoli correlati