Methodenartikel

Biomechanische analyse van aangrenzende segmenten na spinale fusiechirurgie met behulp van een geometrisch parametrisch patiëntspecifiek eindige-elementenmodel

1.1K weergaven

⸱

DOI:

10.3791/66247

⸱

19 januari 2024

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

In dit artikel

Samenvatting

Hier gebruikten we een patiëntspecifiek eindige-elementenmodel om de mechanische veranderingen in aangrenzende segmenten na spinale fusiechirurgie te analyseren. De resultaten toonden aan dat fusiechirurgie de algehele beweging van de lumbale wervelkolom verminderde, maar de belasting en stress in aangrenzende segmenten, met name het proximale segment, verhoogde.

Samenvatting

Deze studie had tot doel een mechanische analyse uit te voeren van aangrenzende segmenten na spinale fusiechirurgie met behulp van een geometrisch patiëntspecifiek eindige-elementenmodel om het mechanisme van aangrenzende segmentdegeneratie (ASS) op te helderen, en zo theoretisch bewijs te leveren voor vroege ziektepreventie. Veertien parameters op basis van patiëntspecifieke spinale geometrie werden geëxtraheerd uit de preoperatieve computertomografie (CT)-scan van een patiënt en de relatieve posities van elk spinaal segment werden bepaald met behulp van de beeldmatchmethode. Via de bovenstaande methode werd een preoperatief patiëntspecifiek model van de wervelkolom opgesteld. Het postoperatieve model na L4-L5 posterieure lumbale interbody fusie (PLIF)-chirurgie werd volgens dezelfde methode geconstrueerd, behalve dat de lamina en tussenwervelschijf werden verwijderd en een kooi, 4 pedikelschroeven en 2 drijfstangen werden ingebracht. Bewegingsbereik (ROM) en spanningsveranderingen werden bepaald door de waarden van elke anatomische structuur te vergelijken tussen de preoperatieve en postoperatieve modellen. De algehele ROM van de lumbale wervelkolom nam af na fusie, terwijl de ROM, spanning in de facetgewrichten en stress in de tussenwervelschijf van aangrenzende segmenten allemaal toenamen. Een analyse van de stressverdeling in de annulus fibrosus, nucleus pulposus en facetgewrichten toonde ook aan dat niet alleen de maximale stress in deze weefsels verhoogd was, maar dat ook de gebieden met matige tot hoge stress werden uitgebreid. Tijdens torsie nam de spanning in de facetgewrichten en annulus fibrosus van het proximale aangrenzende segment (L3-L4) in grotere mate toe dan die in het distale aangrenzende segment (L5-S1). Hoewel fusiechirurgie een algehele bewegingsbeperking in de lumbale wervelkolom veroorzaakt, zorgt het ook voor meer lastverdeling door de aangrenzende segmenten om het gefuseerde segment te compenseren, waardoor het risico op ASS toeneemt. Het proximale aangrenzende segment is vatbaarder voor degeneratie dan het distale aangrenzende segment na spinale fusie vanwege de significante toename van stress.

Inleiding

Intervertebrale spinale fusiechirurgie is de meest gebruikte chirurgische ingreep voor de behandeling van degeneratieve aandoeningen van de lumbale wervelkolom1. Voor meer dan 90% van de patiënten kan een uitstekend resultaat worden bereikt in de korte periode na de operatie2. Uit de resultaten van een vervolgonderzoek op lange termijn bleek echter dat sommige patiënten degeneratie ontwikkelden van segmenten grenzend aan het gefuseerde segment3. Lumbale interbodyfusie versnelt degeneratieve veranderingen in aangrenzende segmenten, wat bekend staat als aangrenzende segmentdegeneratie (ASS). Volgens de literatuur varieert de incidentie van ASS gediagnosticeerd op basis van medische beeldvormingsonderzoeken van 36% tot 84% vijf jaar na fusiechirurgie4, wat kan leiden tot symptomen zoals uitstralende pijn of claudicatio intermittens en mogelijk zelfs de noodzaak van een revisieoperatie. Het mechanisme van ASS blijft onbekend, maar de meeste onderzoekers geloven dat biomechanische factoren een belangrijke rol spelen. Sommigen hebben ASS toegeschreven aan een verhoogd bewegingsbereik (ROM) van de aangrenzende segmenten na een operatie 5,6, sommigen hebben het toegeschreven aan verhoogde intradisale druk in de aangrenzende segmenten 7,8,9, en anderen hebben het toegeschreven aan verhoogde spanning in de facetgewrichten van de aangrenzende segmenten10.

Van de verschillende methoden die worden gebruikt om de biomechanica van de wervelkolom te bestuderen, wordt eindige-elementenmodellering (FE) veel gebruikt omdat het niet-invasief, goedkoop en reproduceerbaar is. Sommige onderzoekers 11,12,13 hebben een 3D FE-model opgesteld van de gehele lumbale wervelkolom (L1-L5) met gegevens geëxtraheerd uit preoperatieve computertomografie (CT)-scans, die het mogelijk maakten om verschillende aspecten van de biomechanica van de wervelkolom te onderzoeken, variërend van de reactie van de wervelkolom op verschillende belastingsomstandigheden 14,15 tot de effecten van verschillende pathologieën16 en de effecten van relevante behandelingsmodaliteiten en -technieken17. Hoewel de bovenstaande modelleringsmethode output zou kunnen opleveren met betrekking tot de patiëntspecifieke geometrie van de wervelkolom met een complexe interface en een schat aan informatie die anders onbereikbaar zou zijn met in vivo-experimenten, is het klinische gebruik ervan beperkt gebleven vanwege de tijdrovende aard van het proces, waardoor de methode alleen beschikbaar is voor modellen op basis van één of enkele proefpersonen14. Om dit probleem aan te pakken, hebben Nikkhoo et al.18 een vereenvoudigd L1-S1 lumbosacraal model opgesteld waarin de geometrie van de wervelkolom wordt bepaald door parameters die zijn geëxtraheerd uit de preoperatieve beeldgegevens van patiënten, waardoor patiëntspecifieke modellen automatisch kunnen worden gegenereerd of bijgewerkt op basis van de invoerparameters. Het is bewezen dat het FE-model op basis van deze modelleringsmethode een goede validiteit heeft. Er waren echter significante verschillen in de intradisale druk, gemiddelde spanningen in de facetgewrichten en gemiddelde spanningen in de annulus fibrosus in vergelijking met het vorige op CT gebaseerde gereconstrueerde model. Een ander vereenvoudigd spinaal model werd toegepast in een studie van Ghezelbash et al.19, maar dit model verschilde sterk van de echte geometrie van de lumbale wervelkolom vanwege de cilindrische vorm van de wervels en het gebrek aan structuur met betrekking tot de achterste elementen.

Daarom hebben we in deze studie een geometrisch parametrisch patiëntspecifiek FE-model ontwikkeld om een efficiënter modellerings- en analyseproces met een goede validiteit te bereiken. Vervolgens voerden we een mechanische analyse uit van aangrenzende segmenten na fusiechirurgie om het mechanisme op te helderen en theoretisch bewijs te leveren voor de vroege preventie van ASS.

Protocol

Het protocol werd uitgevoerd in overeenstemming met de Verklaring van Helsinki en het protocol werd goedgekeurd door de Institutional Review Board van het China-Japan Friendship Hospital.

1. Parametrisch modelleren van de geometrie van de lumbale wervelkolom

  1. Extraheer de initiële gegevens (DICOM 3.0-formaat met een pixelgrootte van 0,33 mm en een laagafstand van 1 mm) voor modellering uit een CT-scangegevensset van een volwassen gezonde man zonder voorgeschiedenis van trauma, misvorming of tumor van de wervelkolom (lengte 180 cm, gewicht 68 kg).
  2. Selecteer 14 karakteristieke parameters om het genereren van spinale contouren te bereiken, rekening houdend met de morfologische kenmerken van de lumbale wervelkolom die het meest zorgwekkend zijn in de klinische praktijk en de nieuwste literatuur18,20.
    1. Meet alle 14 van deze parameters rechtstreeks op CT-beelden met behulp van 3D-beeldverwerkingssoftware, zoals weergegeven in afbeelding 1A.
    2. Gebruik in het venster Axiale weergave de ellips om de parameters van de werveleindplaat nauwkeurig te meten.
    3. Voor elk ruggengraatsegment en elke wervel moet u eerst de CT-beelden in axiale richting van boven naar beneden onderzoeken. Identificeer het beeld met het meest volledige en grootste gebied van de wervelgrens voor daaropvolgende gegevensmeting.
    4. Gebruik het ellipsgereedschap in de meetmodule om zich aan te passen aan de onderste eindplaat van de wervel, zoals weergegeven in afbeelding 1A.
    5. Bereken na het uitvoeren van meerdere metingen de gemiddelde waarde om ervoor te zorgen dat de variantie tussen het ellipsgebied en het wervelgebied binnen 10% blijft.
    6. Meet de lengte van de lange en korte assen van de aangebrachte ellips en duid ze aan als parameters A1 en A2.
    7. Meet bovendien de doorsnede op het smalste deel van het middengedeelte en de bovenste eindplaat en duid deze aan als parameters B1, B2, C1 en C2.
    8. Gebruik in het venster Coronale weergave de afstandsmeting om de wervelhoogte te bepalen, weergegeven door parameter H.
  3. Gebruik de hoekmeettool om de achterste kantelhoeken van de bovenste en onderste facetten in de sagittale weergave te kwantificeren, geïdentificeerd als parameters α en β.
    1. Gebruik in het CT Axial View-venster de afstandsmeting om de verticale afstand van het middelste gedeelte van de wervel tot de lamina te meten als de parameter L1 voor de controle van de pedikellengte.
    2. Gebruik op een vergelijkbare manier de hoekmeettool en de afstandsmeter om respectievelijk de parameters L2, γ, L3 en θ in het CT-axiale weergavevenster te meten als de controleparameters voor de processus transversa en de processus spinosus.
    3. Om de variabiliteit tussen waarnemers en intrawaarnemers te controleren, laat twee artsen met meer dan 5 jaar opleiding in spinale chirurgie elk van de parameters 3 keer meten om de betrouwbaarheid van de gegevens te bevestigen.
  4. Pas modelleringssoftware toe om het model te bouwen met behulp van de Solid Release-functie volgens het vereenvoudigde modelontwerpschema in figuur 1A voor alle spinale segmenten behalve het heiligbeen.
    1. Stel drie referentievlakken vast en pas de afstand tussen het boven- en ondervlak aan de wervelhoogte aan. Schets op elk vlak drie concentrische ellipsen, waarbij ze hun afmetingen uitlijnen met de CT-gegevensmetingen.
    2. Gebruik deze geschetste ellipsen als beperkende contouren voor de Solid Release-functie , wat resulteert in de creatie van een vereenvoudigd wervelmodel.
  5. Om het contact met het boogoppervlak bij de facetverbinding na te bootsen, gebruikt u cilindrische oppervlakken om de facetoppervlakken na te bootsen.
    1. Zorg ervoor dat het bovenste facet de vorm aanneemt van een concaaf 1/4 cilindrisch boogoppervlak, terwijl het onderste facet de vorm aanneemt van een convex 1/4 cilindrisch boogoppervlak. Om de stressconcentratie tijdens de facetuitlijning te verminderen, rondt u de randen van de bovenste en onderste facetten op de juiste manier af.
  6. Genereer een geëxtrudeerde entiteit tussen het facet en de wervel om de steel na te bootsen. Aangezien de vorm van de processus transversa of de processus spinosus een minimale invloed heeft op latere toevoegingen van ligamentelementen, moet u een regelmatig parallellepipedum gebruiken om de geometrische contour van deze processen na te bootsen.
    1. Rond enkele hoeken af voor een verfijnde weergave. Wijzig de waarden van de 14 functieparameters in de modelleringssoftware om een patiëntspecifieke spinale geometrie te genereren.
  7. Meet alleen de parameters C1 en C2 van de bovenste eindplaat van het heiligbeen in de CT-dwarsdoorsnede en de parameter voor de bovenste facethellingshoek α in het sagittale venster met een vergelijkbare meetmethode als beschreven in stap 1.1, aangezien de berekening van het FE-model zich voornamelijk richt op de spanning van het facet en de bovenste eindplaat.
    1. Genereer een kegelstructuur met een brede bovenkant en een smalle onderkant als een vereenvoudigd model van het heiligbeen, met een zuilvormige structuur die zich aan beide zijden uitstrekt om de sacrale vleugels na te bootsen en ligamentaanhechtingspunten te bieden in de modelleringssoftware. Gebruik de drie bovenstaande parameters om de S1-geometrie te regelen. Zie Figuur 1B voor het vereenvoudigde sacrale model.
  8. Pas de beeldvergelijkingsmethode toe om de relatieve posities van elk ruggengraatsegment te bepalen.
    1. Importeer alle wervel- en sacrale modellen in de assemblage-interface van de modelleringssoftware, waar een middelste sagittale weergave van het CT-beeld wordt geladen als referentieachtergrond.
    2. Roteer, verplaats en schaal elk wervelsegment zodat het overeenkomt met het overeenkomstige deel van het referentiebeeld (Figuur 1B).
  9. Extraheer de contouren van de aangrenzende werveleindplaat voor een vaste release.
    1. Selecteer de aangrenzende werveleindplaten en plaats ze in de schets om de tussenwervelschijf te verkrijgen.
    2. Gebruik de opdracht Entity Reference converteren om de contouren van de werveleindplaat als elliptische lijnen in de schets te extraheren en de schets vrij te geven om een vereenvoudigd schijfmatrixmodel te genereren.
    3. Maak de nucleus pulposus op dezelfde manier als de schijfmatrix, naast het verkleinen van de ellipsschets tot 40% van het oorspronkelijke gebied en het iets terugplaatsen in de schets.
    4. Vergroot bovendien het nucleus pulposus-model met 10% om de segmentatie van de eindplaat bij het meshen te vergemakkelijken. Zie Figuur 1B voor het uiteindelijke vereenvoudigde schijfmodel.

2. Constructie van het posterieure lumbale interbody fusie (PLIF) model met patiëntspecifieke geometrie

  1. Laad het vereenvoudigde model opnieuw in de modelleringssoftware. Selecteer het segment van de tussenwervelschijf L4-L5 voor fusie.
  2. Verwijder de lamina en de processus spinosus van de L4-wervel handmatig op basis van het geïndividualiseerde parametrische model van de lumbale wervelkolom. Verwijder de tussenwervelschijf L4-L5.
  3. Plaats een kooi in de tussenwervelruimte voor botfusie en vul de resterende tussenwervelruimte rond de fusiekooi met botstructuur.
  4. Pas de posterieure lumbale tussenwervelfusie (PLIF)-methode toe door pedikelschroeven bilateraal in de pedikel in te brengen.
    1. Gebruik volgens de literatuur21 schroeven met een diameter van 5,5 mm en een lengte van 45 mm, bevestigingsstaven met een diameter van 6 mm en een lengte van 60 mm en een entkooi met een lengte van 22 mm en een breedte van 8 mm.
    2. Stel de positie van de pedikelschroeven zo in dat het beginpunt zich ongeveer in het midden van de steel bevindt.
    3. Gebruik de Booleaanse bedieningsmethode in modelleringssoftware, met behulp van de combinatieopdracht binnen de functie-opties.
    4. Stel het bewerkingstype in op aftrekken, waarbij u de L4- en L5-wervels als de primaire entiteiten en de pedikelschroeven als de subtractieve entiteiten gebruikt om de modellering van de L4- en L5-pedikelschroeftrajecten te bereiken.
    5. Gebruik dezelfde procedure, waarbij u het bewerkingstype instelt dat moet worden toegevoegd, om de schroef- en bevestigingsstangmodellen te consolideren tot een uniform geheel. Zie Figuur 1B voor het geconstrueerde patiëntspecifieke PLIF-model.

3. Opstellen van parametrische, patiëntspecifieke, preoperatieve en postoperatieve FE-modellen

  1. Mesh generatie
    1. Gebruik mesh-software22 om de preoperatieve en postoperatieve modellen na geometrische verwerking met elkaar te verbinden. Importeer het stp-model en gebruik de 2D Meshing Auto Mesh-module om oppervlaktemaasgroottes en elementtypen in te stellen. Genereer het oppervlaktenet van de modellen.
    2. Gebruik de module 3D Meshing Solid Map om de elementtypen van de entiteitsmesh in te stellen en automatisch de solid mesh te genereren. Gebruik vierhoekige elementen van 1 mm groot voor het in elkaar grijpen van pedikelschroeven en bevestigingsstaven en genereer automatisch een stevig gaas met een mix van C3D4- en C3D8R-elementen.
    3. Gebruik voor het tussenwervelfusieapparaat driehoekige elementen van 1 mm groot voor oppervlaktemazen en gebruik C3D4-tetraëdrische elementen voor het vaste net.
    4. Vanwege de onregelmatige vorm van het resterende tussenwervelschijfmodel voor het L4-L5-segment, gebruikt u driehoekige elementen van 1,5 mm groot voor het in elkaar grijpen van de eindvlakken. Genereer het vaste gaas door middel van extrusie, met behulp van een mix van C3D8R- en C3D4-elementen.
    5. Mesh de resterende delen van het post-PLIF-model met dezelfde methode als het preoperatieve model, wat resulteert in de creatie van 617.231 cellen en 151.078 knooppunten in het post-PLIF-model.
  2. Materiaaleigenschappen en interactie-instellingen
    1. Importeer de pre- en postoperatieve modellen in FE-software voor voorbewerking.
      1. Stel in het deelvenster Materiaalbeheer het materiaalgedrag van de pedikelschroeven, bevestigingsstaven en tussenwervelfusieapparaten in als isotrope lineaire elastische materialen.
      2. Geef op het tabblad Data de Young Modulus en Poisson Ratio van de materialen op.
      3. Gebruik voor de schroeven en staven een titaniumlegering en voor het fusieapparaat polyetheretherketon. Raadpleeg tabel 2 voor de specifieke materiaaleigenschapsparameters van deze twee materialen.
      4. Aangezien het net van de resterende tussenwervelschijf bij L4-L5 niet zeshoekig is en niet kan worden gedefinieerd als een hyperelastisch materiaal, raadpleegt u de relevante literatuur23 en stelt u het in de materiaalbeheerder in als een isotroop lineair elastisch materiaal; specificeer de Young Modulus als 4 MPa en de Poisson-ratio als 0,45.
    2. Navigeer naar de module Interactie , open Constraint Manager, klik op de knop Maken om het venster Beperking maken te openen.
      1. Stel het type in als Binding. Selecteer in het venster Modelweergave de bovenste en onderste werveleindvlakken, evenals de gekoppelde knooppunten van het fusieapparaat.
      2. Open na bevestiging het venster Beperking bewerken , stel de Discretisatiemethode in op de standaardwaarde van de analyse en geef op dat de dikte van shell-elementen niet mag worden uitgesloten.
      3. Stel de interactie-instellingen in op basis van de biomechanische omstandigheden na ideale tussenwervelfusie. Negeer mogelijke verschuiving tussen het bot en de schroeven of kooi.
      4. Stel de contactrelaties tussen de schroeven en het massieve bot en tussen de kooi en de eindvlakken van het bovenste en onderste wervellichaam in als binding.
      5. Stel de contactinteractie-eigenschap tussen de gewrichtscontactvlakken in als glijdende wrijving gecontroleerd door de Penalty-functie , met een wrijvingscoëfficiënt van 0,01 in de tangentiële richting en hard contact in de normale richting waar scheiding na contact is toegestaan.
    3. Stel de randvoorwaarden in volgens de regels van de menselijke lumbosacrale beweging, waarbij alle wervelsegmenten kunnen bewegen, terwijl het heiligbeen vooral ondersteuning en fixatie biedt.
      1. Open de module Belasting in FE-software, open de Boundary Conditions Manager en klik op de knop Maken om het venster Randvoorwaarde maken te openen.
      2. Stel de categorie in op Mechanisch en kies het type dat van toepassing is op de geselecteerde analysestap als Symmetrie/Antisymmetrie/Volledige fixiteit.
      3. Klik op Doorgaan en selecteer in de interface van de modelweergave de oppervlakteknopen van het heiligbeen.
      4. Kies na voltooiing in het venster Randvoorwaarde bewerken dat verschijnt de optie Volledig vast (U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0).
    4. Zie Tabel 1 en Tabel 2 24,25,26 voor alle instellingen voor materiaaleigenschappen. Gebruik dezelfde materiaaleigenschap, interactierelatie en randvoorwaarde voor andere weefsels en structuren in pre- en postoperatieve modellen.
  3. Validatie van het geïndividualiseerde FE-model
    1. Stel een laadpunt in net achter het midden van de bovenste eindplaat van de L3-wervel voordat u belastingen uitoefent. Koppel alle knooppunten op de L3 bovenste eindplaat aan dit laadpunt via beperkingsrelaties.
    2. Pas verschillende richtingen van zuivere buigmomenten van 3,5 N∙m toe op het belastingspunt van het model om bewegingen van de lumbale wervelkolom te simuleren tijdens flexie, extensie en zijwaartse buiging. Meet de ROM voor elk segment en vergelijk deze met de experimentele gegevens gerapporteerd door Guan et al.27.
    3. Oefen een verticale belasting van 150 N uit op het laadpunt en leg verschillende richtingsbelastingen op van 2.5 N∙m, 5 N∙m en 7.5 N∙m om de beweging van de lumbale wervelkolom in verschillende richtingen te simuleren. Meet de ROM voor elk segment en vergelijk deze met de experimentele gegevens gerapporteerd door Panjabi et al.28.
    4. Gebruik de momentane rotatie-asmethode om het ROM voor elk lumbale segment te meten en te berekenen.
      1. Fixeer in de nabewerkingsmodule van de FE-software de weergave, leg voor-en-na-verplaatsingsbeelden van het model vast in dezelfde weergave en importeer ze in beeldverwerkingssoftware.
      2. Bepaal het momentane centrum en de beweging van de wervelkolom van elk segment volgens de methoden die in de literatuur worden beschreven.
      3. Voer voor elk segment drie keer metingen uit en gebruik het gemiddelde om fouten van de verschillende meetvlakken te minimaliseren.
    5. Pas een verticale belasting van 500 N en een moment van 7.5 N∙m toe op het laadpunt om buig-, strek- en zijwaartse buigbewegingen te simuleren.
    6. Extraheer in de nabewerking de maximale interne spanning bij de nucleus pulposus in de tussenwervelschijven van elk segment en vergelijk de gegevens met de resultaten gerapporteerd door Dreischarf en Wike 14,29.

4. Belasting van het FE-model

  1. Pas dezelfde processen en belastingswaarden toe op de preoperatieve en post-PLIF-modellen om de analyse van de mechanische veranderingen na PLIF-chirurgie te vergemakkelijken.
  2. Oefen een verticale neerwaartse belasting van 400 N uit op het belastingspunt boven de L3-wervel en een momentbelasting van 7.5 N∙m in elke richting op het belastingspunt om menselijke voorwaartse flexie, achterwaartse extensie, zijwaartse buiging en torsiebeweging te simuleren.
    OPMERKING: Alleen beweging in de eenzijdige richting tijdens laterale buiging en torsie hoeft te worden gesimuleerd, aangezien het parametrische lumbosacrale model symmetrisch is ten opzichte van het sagittale vlak.
  3. Zie figuur 1B voor het uiteindelijke patiëntspecifieke post-PLIF FE-model.

Resultaten

Simulatieresultaten van het patiëntspecifieke model vergeleken met eerdere literatuurresultaten
ROM van de tussenwervelschijf
Volgens de experimentele belastingsomstandigheden van Guan et al.27 werd een zuivere buigmomentbelasting van 3,5 N∙m in verschillende richtingen toegepast op het belastingspunt van het model om de beweging van de lumbale wervelkolom te simuleren bij flexie, extensie en zijwaartse buiging, en de ROM van elk segment werd gemeten en vergeleken met de resultaten van Guan's studie. De vergelijkingsresultaten zijn weergegeven in figuur 2A-C. Vergeleken met de experimentele gegevens van Guan, had het FE-model dat in deze studie werd vastgesteld een kleinere ROM voor elk segment in flexie en een grotere ROM van L3-L4 in extensie, die beide in principe binnen een redelijk bereik van experimentele standaarddeviatie lagen. Tijdens laterale buiging lagen de resultaten van dit onderzoek allemaal binnen het bereik van de standaarddeviatie.

Voor validatie onder een gecombineerde belasting (axiale belasting en buigmomentbelasting), verwijzend naar de omstandigheden van het in vitro experiment van Panjiabi et al.28, werd een verticale belasting van 150 N toegepast op het belastingspunt, en momenten van 2,5 N∙m, 5 N∙m en 7,5 N∙m in verschillende richtingen werden toegepast om de beweging van de lumbale wervelkolom in elke richting te simuleren. De resultaten zijn weergegeven in Figuur 2D-I, waar de richting van de y-as de bewegingsrichting aangeeft. De meeste resultaten van deze studie komen goed overeen met eerdere in vitro experimentele gegevens en de algemene trend is vergelijkbaar. De ROM van het L4-L5-segment onder een grote belasting lag iets buiten het standaard foutbereik.

Spanning in de nucleus pulposus
De resultaten zijn weergegeven in figuur 2J-L. We kunnen concluderen dat de simulatieresultaten van het hier gebruikte patiëntspecifieke model in lijn zijn met die van andere eerder gedemonstreerde gevalideerde FE-modellen, evenals die van relevante in vitro experimentele gegevens14,29.

Verandering in ROM van aangrenzende segmenten voor en na PLIF-chirurgie
De veranderingen in de ROM van aangrenzende segmenten worden weergegeven in figuur 3. Significante toenames in alle bewegingsrichtingen werden gevonden na fusiechirurgie. De mobiliteit van de tussenwervels van de segmenten L3-L4 en L5-S1 onder voorwaartse flexie nam toe met respectievelijk 15,9% en 25,9%. Bij posterieure extensie nam de intervertebrale mobiliteit van de segmenten L3-L4 en L5-S1 toe met respectievelijk 5,9% en 15,6%. Bij dwarsbuiging nam de mobiliteit van de segmenten L3-L4 en L5-S1 toe met respectievelijk 10% en 17,5%, terwijl de mobiliteit van de segmenten L3-L4 en L5-S1 tijdens torsie met respectievelijk 19% en 21,4% toenam, wat in lijn is met de resultaten van bestaande FE-studies30,31 en relevante in vitro experimenten32,33.

Veranderingen in de algehele ROM van het lumbosacrale model voor en na PLIF-chirurgie
De totale lumbale mobiliteit na L4-L5-fusie nam af met 33,5% tijdens anterieure flexie, 44,3% tijdens posterieure extensie, 35,6% tijdens laterale flexie en 28,6% tijdens torsie. Geconcludeerd kan worden dat de totale ROM van het lumbosacrale model na fusiechirurgie significant afnam in alle bewegingsrichtingen, zoals weergegeven in tabel 3, wat aangeeft dat hoewel de mobiliteit van de aangrenzende segmenten na fusie toenam, de significante afname van de mobiliteit van het gefuseerde segment resulteerde in een afname van de totale ROM en een toename van de algehele stijfheid van het lumbosacrale gebied.

Spanningen in de facetverbindingen van aangrenzende segmenten voor en na PLIF
De gemiddelde von Mises-stresswaarden van negen gelijkmatig verdeelde punten van de facetgewrichten werden aan beide zijden berekend; onder hen werd het punt met de hoogste waarde geselecteerd als de index om de biomechanica van de facetgewrichten voor en na PLIF-chirurgie te vergelijken.

Zoals te zien is in Figuur 4 en Figuur 5, werden significante verhogingen gevonden in de gemiddelde spanningen in de facetgewrichten van de aangrenzende segmenten na PLIF in alle bewegingsrichtingen. De gemiddelde spanningen in de facetgewrichten van de segmenten L3-L4 en L5-S1 namen toe met respectievelijk 42,2% en 45,3% tijdens voorwaartse flexie, met 3,1% en 26,8% tijdens extensie, met 24,8% en 43% tijdens laterale buiging en met 136,4% en 113% tijdens torsie. Deze resultaten komen overeen met die in de literatuur 34,35. In deze studie ontdekten we ook dat de toename van de spanning in de facetgewrichten van de segmenten grenzend aan het L3-L4-segment gering was tijdens posterieure extensie (minder dan 5%), terwijl de toename tijdens torsie buitengewoon significant was (een toename van meer dan 100% in alle gevallen).

Figuur 5 toont de spanningsverdeling in de facetgewrichten van aangrenzende segmenten tijdens beweging in elke richting voor en na de PLIF-procedure. De spanningen in de facetgewrichten van het L4-L5-segment namen significant af na een PLIF-operatie, terwijl de gebieden met sterk (rode zone) en matig (gele en groene gebieden) geconcentreerde stress toenamen, wat aangeeft dat niet alleen de maximale stress in de facetgewrichten van de aangrenzende segmenten toenam na fusie, maar ook dat de gebieden met geconcentreerde stress toenamen, wat een van de belangrijke factoren kan zijn die ASS beïnvloeden.

Spanning in de tussenwervelschijven van aangrenzende segmenten voor en na PLIF
Na een PLIF-operatie nam de maximale spanning in de annulus fibrosus van de segmenten L3-L4 en L5-S1 toe met respectievelijk 11,9% en 11,1% tijdens voorwaartse flexie, 3,7% en 18,3% tijdens extensie, 47,6% en 59,5% tijdens laterale buiging en 81,0% en 63,8% tijdens torsie. De maximale spanning in de nucleus pulposus van de segmenten L3-L4 en L5-S1 nam toe met respectievelijk 10,3% en 8,3% tijdens voorwaartse flexie, 5% en 10,7% tijdens extensie, 32,3% en 21,6% tijdens laterale buiging en 55,6% en 50% tijdens torsie.

Zoals te zien is in figuur 6, namen de spanningen in zowel de annulus fibrosus als de nucleus pulposus toe tijdens beweging in alle richtingen na PLIF-operatie, en de meest significante toename trad op tijdens torsie. De spanningen in zowel de annulus fibrosus als de nucleus pulposus waren groter in het L3-L4-segment dan in het L5-S1-segment tijdens beweging in bijna alle richtingen preoperatief. Na een PLIF-operatie trad de meest significante toename van de spanning op in het L3-L4-segment tijdens torsie, met een toename van 81% in de disc annulus fibrosus en 55,6% in de nucleus pulposus. De toename van de spanning in de annulus fibrosus en nucleus pulposus tijdens laterale buiging was significanter dan die tijdens voorwaartse flexie en extensie.

Figuur 7 toont de stressverdeling in de annulus fibrosus en nucleus pulposus van de aangrenzende segmenten voor en na een PLIF-operatie. Net als bij het patroon in de facetgewrichten trad in de annulus fibrosus en nucleus pulposus tijdens de torsie stressconcentratie en een intensievere stressverdeling op. Bovendien werd de maximale interne spanning tijdens anterieure flexie-, extensie- en zijwaartse buigbewegingen gevonden aan de kant die werd samengedrukt, terwijl de locatie van de maximale spanning tijdens torsie niet beperkt was tot één kant.

figure-results-1
Figuur 1: Parameters en de procedure voor het ontwikkelen van patiëntspecifieke FE-modellen. (A) Parameters voor het genereren van patiëntspecifieke geometrie van de lumbale wervelkolom. (B) Procedure voor het ontwikkelen van patiëntspecifieke preoperatieve en postoperatieve FE-modellen van de lumbosacrale wervelkolom (L3-S1). Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-2
Figuur 2: Simulatieresultaten van het patiëntspecifieke model vergeleken met eerdere literatuurresultaten. (A-C) ROM van het patiëntspecifieke model vergeleken met dat van Guan's studie. (D-F) Vergelijking van ROM tussen FE-analyse met behulp van het patiëntspecifieke model en de gegevens van Panjiabi onder een vergelijkbare gecombineerde belasting in het L3-L4-segment. (G-I) Vergelijking van ROM tussen FE-analyse met behulp van het patiëntspecifieke model en de gegevens van Panjiabi onder een vergelijkbare gecombineerde belasting in het L4-L5-segment. (J-L) Resultaten van stresssimulatie in de nucleus pulposus tussen de huidige studie en andere studies. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-3
Figuur 3: ROM van het L3-L4-segment en het L5-S1-segment voor en na PLIF tijdens beweging in verschillende richtingen. (A) L3-L4-segment en (B) L5-S1-segment. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-4
Figuur 4: Gemiddelde spanning tijdens flexie, extensie, laterale buiging en torsie in facetgewrichten voor en na PLIF. (A) Flexie. (b) Verlenging. (C) Zijdelingse buiging. (D) Torsie. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-5
Figuur 5: Spanningsverdeling in facetgewrichten tijdens beweging in verschillende richtingen voor en na PLIF. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-6
Figuur 6: Inwendige spanning in de annulus fibrosus en de nucleus pulposus van aangrenzende segmenten voor en na PLIF. (A) Annulus fibrosus. (B) Nucleus pulposus. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-7
Figuur 7: Stressverdeling in de annulus fibrosus en nucleus pulposus van aangrenzende segmenten voor en na PLIF-operatie. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

InstrumentMateriaaleigenschappenType gaasYoung's modulus (MPa)De verhouding van Poisson
Pedikel schroefTitaanC3D41100000.3
Bevestigingsstaven
Apparaat voor tussenwervelfusiePolyetheretherketonC3D437000.3

Tabel 1: Materiaaleigenschappen van interne fixatie- en fusie-instrumentatie

StructuurType eenheidModulus van elasticiteit (MPa)De verhouding van PoissonDichtheid (kg/mm3)
Corticaal botS4120000.31.7 × 10-6
Corticaal botC3D41000.21.1 × 10-6
Achterste elementC3D435000.251.4 × 10-6
EindplaatS423.80.41.2 × 10-6
Annulus fibrosusC3D8HC10 = 0,18, C01 = 0,045-1,05 × 10-6
Nucleus pulposusC3D8HC10 = 0,12, C01 = 0,03-1.02 × 10-6

Tabel 2: Parameters voor materiaaleigenschappen van het lumbale FE-model

Bewegende richtingenMaximale verplaatsing vóór PLIF/mmMaximale verplaatsing na PLIF/mmProcentuele verandering
Voorwaartse flexie49.833.1-33.50%
Extensie19.210.7-44.30%
Zijdelingse buiging29.819.2-35.60%
Torsie18.513.2-28.60%

Tabel 3: Maximale verplaatsing tijdens beweging in verschillende richtingen voor en na PLIF

Discussie

In deze studie werd een geometrisch parametrisch patiëntspecifiek FE-model opgesteld om de biomechanische kenmerken van de lumbale wervelkolom na een PLIF-operatie te analyseren. De resultaten toonden aan dat de spanning in de facetgewrichten en de schijf van het gefuseerde segment aanzienlijk afnam na een PLIF-operatie, wat aangeeft dat PLIF de stabiliteit van het gedecomprimeerde segment effectief kon versterken en verdere verergering van de laesie kon vertragen. De algehele mobiliteit van de lumbale wervelkolom nam af na een PLIF-operatie, terwijl de ROM, facetgewrichtsspanning, gebieden met geconcentreerde spanning in de facetgewrichten en spanning in aangrenzende tussenwervelschijven allemaal in verschillende mate toenamen. Dit suggereert dat fusie niet alleen de lumbale beweging beperkte, maar ook de aangrenzende segmenten in staat stelde om over een groter bereik te bewegen en meer van de belasting te delen om het gefuseerde segment te compenseren. Er vormt zich dus een vicieuze cirkel die de stress in de aangrenzende segmenten verder verhoogt, wat resulteert in een toenemende stressconcentratie en een toenemend risico op degeneratieve ziekten in de aangrenzende segmenten. Onze resultaten komen overeen met die van FE-studies door andere onderzoekers 36,37, en experimenten met kadaverspecimens door Weinhoffer26 en Cunningham38. Hoewel de omvang van de toename van stress in de tussenwervelschijf sterk varieert van studie tot studie, geloven we dat deze variatie verband houdt met verschillen in de monsters, belasting of meetmethoden.

We ontdekten ook dat de spanningen in de facetgewrichten van het proximale aangrenzende segment (L3-L4) hoger waren dan die in de facetgewrichten van het distale segment (L5-S1) tijdens beweging in bijna alle richtingen (voorwaartse flexie, achterwaartse extensie en torsie). De toename van de spanning in zowel de proximale als de distale aangrenzende segmenten tijdens torsie was significanter (>50%) dan tijdens beweging in andere richtingen. Met name de spanning in de facetgewrichten en annulus fibrosus van het proximale aangrenzende segment (L3-L4) nam in grotere mate toe dan die in het distale aangrenzende segment (L5-S1). Er is gesuggereerd dat het proximale aangrenzende segment na spinale fusie vatbaarder is voor degeneratie dan het distale aangrenzende segment vanwege de significante toename van stress39.

Op basis van de bevindingen van deze studie is het van cruciaal belang voor chirurgen om strategieën te implementeren tijdens spinale fusieoperaties om het risico op ASS te verminderen, met name in het proximale segment. Dit omvat preoperatieve planning, zoals het beoordelen van risicofactoren voor ASS, bijv. reeds bestaande degeneratie in aangrenzende segmenten of abnormale sagittale balans. Bovendien is het raadzaam om tijdens het chirurgische proces een conservatievere benadering te hanteren, zoals het beperken van het aantal gefuseerde segmenten. Bovendien, gezien de aanzienlijke toename van stress tijdens torsie, kunnen proactieve maatregelen zoals het samensmelten van de facetgewrichten van het superieure aangrenzende segment of het aanmoedigen van patiënten om lumbale bewegingen te compenseren met activiteiten van de onderste ledematen tijdens postoperatief herstel om de amplitude van lumbale torsie te minimaliseren, nuttig zijn.

Deze studie stelt een methode voor geïndividualiseerde parametrisering voor in lumbosacrale FE-modellering. De validatietest die in deze studie werd uitgevoerd, toonde aan dat het gevestigde L3-S1 lumbosacrale FE-model in deze studie overeenkomt met de gegevens in eerdere literatuur 27,28. Een kleine hoeveelheid simulatiegegevens overschreed iets het standaardfoutbereik, zoals het ROM van het L4-L5-segment onder een grote belasting, wat mogelijk is veroorzaakt door individuele verschillen of verschillen in modelparameters. De afwijking was echter niet groot en de trend was in lijn met de resultaten van de literatuur. Bovendien zijn we van mening dat dit verschil weinig invloed heeft op de simulatieresultaten in andere richtingen en de uiteindelijke klinische verklaring, aangezien het menselijk lichaam zelden grote belastingen draagt onder horizontale torsie. Wat betreft stress in de nucleus pulposus onder druk, werden de simulatieresultaten van het model dat in deze studie werd gebruikt, ook afgestemd op de literatuurgegevens14,29. Over het algemeen zijn de biomechanische kenmerken van dit studiemodel consistent met de bestaande theorie, die aangeeft dat het model kan worden gebruikt om de beweging van het lumbosacrale gebied onder conventionele belastingen te simuleren en om de individuele biochemische kenmerken na lumbale spinale chirurgie te analyseren.

De crux van deze modellering ligt in het gebruik van eenvoudige geometrische vormen om de vorm van de wervels en de omliggende weefsels nauwkeurig na te bootsen, met name de vorm van de dragende botten. Dit wordt bereikt in de modelleringssoftware door een parametergestuurd model te maken dat is samengesteld uit eenvoudige geometrieën door middel van eenvoudige operationele methoden. De belangrijkste uitdaging in dit proces is het positioneren van de gemodelleerde spinale segmenten in een driedimensionale ruimte om een coherent lumbosacraal spinaal model te vormen met behulp van laterale röntgenbeelden als sagittale referentie. Dit vereist handmatige aanpassing op het sagittale, coronale en transversale vlak om ruimtelijke verkeerde uitlijning of interferentie tussen wervels te voorkomen. Momenteel kan deze stap alleen handmatig worden voltooid, wat tijdrovend is en niet gemakkelijk kan worden opgelost zonder de introductie van technologie voor functiepuntherkenning.

De modelleringsmethode die in deze studie wordt voorgesteld, heeft ook bepaalde beperkingen. Ten eerste houdt dit geparametriseerde model voornamelijk rekening met interne fixatie of fusie in de lumbale wervelkolom, met aanzienlijke vereenvoudigingen in de morfologie van het heiligbeen. Dit komt omdat, in studies die zich richten op de dragende eigenschappen van de lumbale wervelkolom, het heiligbeen doorgaans wordt verondersteld onbeweeglijk te zijn. Daarom is het model niet toepasbaar in situaties met sacrale betrokkenheid bij interne fixatie. Ten tweede wordt elk wervellichaam in het model afzonderlijk gedefinieerd met corticaal en poreus bot, uitgaande van een uniforme dikte en homogeniteit voor het corticale bot en homogeniteit voor het poreus bot. Dit houdt geen rekening met de mogelijke variaties in botdichtheid veroorzaakt door osteoporose. Ten derde, hoewel deze studie gebruik maakt van een vereenvoudigde statische modelleringsbenadering, waarbij voornamelijk geometrische basisvormen worden gebruikt voor de weergave van het lumbosacrale gebied, zijn er complexere modellen20,40, zoals visco-elastische, poro-elastische en poro-hyperelastische modellen die vaak worden aangetroffen in bestaande studies naar de lumbale wervelkolom. De keuze voor een vereenvoudigd statisch model werd gedreven door onze focus op geïndividualiseerde geometrische vormen binnen lumbosacrale FE-modellering. Deze aanpak, hoewel minder complex dan die van visco-elastische of poro-elastische modellen, biedt aanzienlijke voordelen op het gebied van rekenefficiëntie en het gemak van individuele aanpassing. Het zorgt voor een snelle aanpassing aan individuele anatomische variaties, wat van cruciaal belang is voor gepersonaliseerde klinische toepassingen. Vergeleken met complexere visco-elastische of poro-elastische modellen, is het mogelijk dat het vereenvoudigde statische model dat hier wordt gebruikt, bepaalde dynamische of fluïdische aspecten van de spinale biomechanica niet met dezelfde getrouwheid vastlegt. Voor de doeleinden van deze studie - gericht op geïndividualiseerde geometrische vormen en conventionele belastingssimulaties - biedt het model echter een evenwichtige afweging tussen detail en praktische toepasbaarheid.

In deze studie liet de geometrisch parametrische FE-modelleringsmethode veel voordelen zien, zoals minder rekentijd, betere modelconvergentie en meer gemak bij het bereiken van patiëntspecifieke modellering dan de CT-modelleringsmethode die momenteel wordt gebruikt. Toekomstige studies zouden zich kunnen richten op het samenvoegen van de modelleringsmethode die hier wordt gebruikt met beeldherkenning op basis van kunstmatige-intelligentie-algoritmen om volledig geautomatiseerde modellering en efficiënte biomechanische analyse te versterken. Onze modelleringsmethode kan ook worden toegepast in biomechanische analysestudies met een grote steekproefomvang, waardoor de betrouwbaarheid van de conclusies wordt verbeterd en tegelijkertijd de mechanismen van spinale aandoeningen worden opgehelderd om innovatieve behandelmethoden en preventiestrategieën te ontwikkelen.

Openbaarmakingen

De auteurs verklaren dat ze geen concurrerende belangen of andere belangen hebben die zouden kunnen worden gezien als van invloed op de resultaten en/of discussie die in dit artikel wordt gerapporteerd.

Dankbetuigingen

Dit onderzoek heeft geen specifieke subsidies ontvangen van financieringsinstanties in de publieke, commerciële of non-profitsector.

Materialen

Lijst van materialen gebruikt in dit artikel
NaamBedrijfCatalogusnummerOpmerkingen
AbaqusDassaulthttps://www.3ds.com/products/simulia/abaqusFinite elementanalyse
AutoCADAutodeskhttps://www.autodesk.com/products/autocad/Een Engineering Computer Aided Design-software die wordt gebruikt om de ROM van verschillende wervelsegmenten te meten 
CT scan dataset China Japan Friendship HospitalDataset van een gezonde volwassen man zonder geschiedenis van trauma, misvorming of tumor van de wervelkolom (lengte 180 cm, gewicht 68 kg). De ruwe gegevens werden opgeslagen in Dicom 3.0-formaat met een pixelgrootte van 0,33 mm en een laagafstand van 1 mm.
Hypermesh 2019Altairhttps://altair.com/hypermesh/ Meshgeneratie
Mimics Research 21.0Materialisehttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimicsModelconstructie

Referenties

  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).

Herprints en machtigingen

Trefwoorden

Degeneratie van aangrenzende segmentenpati ntspecifiek modellumbale wervelkolombewegingsbereikspanningsverdelingfacetgewrichtspanningintervertebrale schijfspanning
Video binnenkort beschikbaar
Neem contact met ons op
Aanbevelen aan bibliotheek

Privacy

Gebruiksvoorwaarden

Beleid

Copyright © 2026 MyJoVE Corporation. Alle rechten voorbehouden.