Analiza biomechaniczna sąsiednich segmentów po operacji zespolenia kręgosłupa przy użyciu geometrycznie parametrycznego modelu elementów skończonych specyficznego dla pacjenta

Podsumowanie

Tutaj użyliśmy specyficznego dla pacjenta modelu elementów skończonych do analizy zmian mechanicznych w sąsiednich segmentach po operacji zespolenia kręgosłupa. Wyniki pokazały, że operacja fuzji zmniejszyła ogólny ruch odcinka lędźwiowego kręgosłupa, ale zwiększyła obciążenie i naprężenie w sąsiednich segmentach, zwłaszcza w segmencie bliższym.

Streszczenie

To badanie miało na celu przeprowadzenie mechanicznej analizy sąsiednich segmentów po operacji zespolenia kręgosłupa przy użyciu geometrycznie parametrycznego modelu elementów skończonych specyficznego dla pacjenta, aby wyjaśnić mechanizm zwyrodnienia sąsiednich segmentów (ASD), dostarczając tym samym teoretycznych dowodów na wczesne zapobieganie chorobom. Czternaście parametrów opartych na specyficznej dla pacjenta geometrii kręgosłupa wyodrębniono z przedoperacyjnej tomografii komputerowej (CT) pacjenta, a względne pozycje każdego segmentu kręgosłupa określono za pomocą metody dopasowania obrazu. Za pomocą powyższej metody stworzono przedoperacyjny model kręgosłupa specyficzny dla pacjenta. Model pooperacyjny po operacji tylnego lędźwiowego zespolenia międzytrzonowego L4-L5 (PLIF) został skonstruowany tą samą metodą, z tą różnicą, że usunięto blaszkę i krążek międzykręgowy oraz wprowadzono klatkę, 4 pedikularne i 2 korbowody. Zakres ruchu (ROM) i zmiany naprężeń określono poprzez porównanie wartości każdej struktury anatomicznej między modelami przedoperacyjnymi i pooperacyjnymi. Ogólny ROM kręgosłupa lędźwiowego zmniejszył się po zespoleniu, podczas gdy ROM, naprężenie w stawach międzywyrostkowych i naprężenie w krążku międzykręgowym sąsiednich segmentów wzrosły. Analiza rozkładu naprężeń w pierścieniu włóknistym, jądrze miażdżystym i stawach międzywyrostkowych wykazała również, że nie tylko maksymalne naprężenie w tych tkankach zostało podwyższone, ale także obszary umiarkowanego do wysokiego naprężenia uległy rozszerzeniu. Podczas skręcania naprężenie w stawach międzywyrostkowych i pierścieniu włóknistym bliższego sąsiedniego segmentu (L3-L4) wzrosło w większym stopniu niż w dystalnym segmencie sąsiednim (L5-S1). Podczas gdy operacja fuzji powoduje ogólne ograniczenie ruchu w odcinku lędźwiowym kręgosłupa, powoduje również większy rozkład obciążenia przez sąsiednie segmenty, aby skompensować zrośnięty segment, zwiększając w ten sposób ryzyko ASD. Bliższy sąsiedni segment jest bardziej podatny na zwyrodnienie niż dystalny sąsiedni segment po zespoleniu kręgosłupa ze względu na znaczny wzrost stresu.

Wprowadzenie

Operacja zespolenia międzykręgowego kręgosłupa jest najczęściej stosowanym zabiegiem chirurgicznym w leczeniu chorób zwyrodnieniowych odcinka lędźwiowego kręgosłupa¹. Doskonały wynik w krótkim okresie po operacji można osiągnąć u ponad 90% pacjentów². Jednak wyniki długoterminowego badania kontrolnego wykazały, że u niektórych pacjentów rozwinęło się zwyrodnienie segmentów sąsiadujących z połączonym segmentem³. Lędźwiowe zespolenie międzytrzonowe przyspiesza zmiany zwyrodnieniowe w sąsiednich segmentach, co jest znane jako zwyrodnienie sąsiedniego segmentu (ASD). Według literatury częstość występowania ASD zdiagnozowanego na podstawie badań obrazowych waha się od 36% do 84% pięć lat po operacji fuzji⁴, co może prowadzić do objawów takich jak promieniujący ból lub chromanie przestankowe, a być może nawet konieczność przeprowadzenia operacji rewizyjnej. Mechanizm ASD pozostaje nieznany, ale większość badaczy uważa, że czynniki biomechaniczne odgrywają ważną rolę. Niektórzy przypisywali ASD zwiększonemu zakresowi ruchu (ROM) sąsiednich segmentów po operacji^5,6, inni przypisywali to zwiększonemu ciśnieniu wewnątrzdyskowemu w sąsiednich segmentach7^,8,9, a inni przypisywali to zwiększonemu naprężeniu w stawach międzywyrostkowych sąsiednich segmentów¹⁰.

Wśród różnych metod stosowanych do badania biomechaniki kręgosłupa, modelowanie metodą elementów skończonych (FE) jest szeroko stosowane, ponieważ jest nieinwazyjne, tanie i powtarzalne. Niektórzy badacze^11,12,13 stworzyli model 3D FE całego odcinka lędźwiowego kręgosłupa (L1-L5) na podstawie danych uzyskanych z przedoperacyjnej tomografii komputerowej (CT), co umożliwiło zbadanie różnych aspektów biomechaniki kręgosłupa, począwszy od reakcji kręgosłupa na różne warunki obciążenia^14,15 do skutków różnych patologii¹⁶ oraz skutków odpowiednich metod i technik leczenia¹⁷. Chociaż powyższa metoda modelowania może dostarczyć danych wyjściowych dotyczących specyficznej dla pacjenta geometrii kręgosłupa ze złożonym interfejsem i bogactwem informacji nieosiągalnych w inny sposób z eksperymentów in vivo, jej zastosowanie kliniczne pozostało ograniczone ze względu na czasochłonny charakter procesu, co sprawia, że metoda jest dostępna tylko dla modeli opartych na jednym lub kilku obiektach¹⁴. Aby rozwiązać ten problem, Nikkhoo i wsp.¹⁸ stworzyli uproszczony model lędźwiowo-krzyżowy L1-S1, w którym geometria kręgosłupa jest kontrolowana przez parametry wyodrębnione z przedoperacyjnych danych obrazowych pacjentów, co pozwala na automatyczne generowanie lub aktualizowanie modeli specyficznych dla pacjenta zgodnie z parametrami wejściowymi. Udowodniono, że model ES oparty na tej metodzie modelowania ma dobrą trafność. Stwierdzono jednak istotne różnice w ciśnieniu wewnątrzdyskowym, średnich naprężeniach w stawach międzywyrostkowych oraz średnich naprężeniach w pierścieniu włóknistym w porównaniu z poprzednim modelem rekonstruowanym na podstawie tomografii komputerowej. Inny uproszczony model kręgosłupa został zastosowany w badaniu przeprowadzonym przez Ghezelbash et al.¹⁹, ale model ten znacznie różnił się od rzeczywistej geometrii kręgosłupa lędźwiowego ze względu na cylindryczny kształt kręgów i brak struktury dotyczącej elementów tylnych.

Dlatego w tym badaniu opracowaliśmy geometrycznie parametryczny model FE specyficzny dla pacjenta, aby osiągnąć bardziej efektywny proces modelowania i analizy z dobrą trafnością. Następnie przeprowadziliśmy analizę mechaniczną sąsiednich segmentów po operacji fuzji, aby wyjaśnić mechanizm i dostarczyć teoretycznych dowodów na wczesną prewencję ASD.

Protokół

Protokół został przeprowadzony zgodnie z Deklaracją Helsińską, a protokół został zatwierdzony przez Instytucjonalną Komisję Rewizyjną Szpitala Przyjaźni Chińsko-Japońskiej.

1. Parametryczne modelowanie geometrii odcinka lędźwiowego kręgosłupa

1. Wyodrębnij dane początkowe (format DICOM 3.0 o rozmiarze piksela 0,33 mm i odstępach między warstwami 1 mm) do modelowania z zestawu danych tomografii komputerowej dorosłego, zdrowego mężczyzny bez historii urazów, deformacji lub guza kręgosłupa (wzrost 180 cm, waga 68 kg).
2. Wybierz 14 charakterystycznych parametrów, aby uzyskać generowanie konturu kręgosłupa, biorąc pod uwagę cechy morfologiczne kręgosłupa lędźwiowego, które są najbardziej niepokojące w praktyce klinicznej i najnowszej literaturze^18,20.
   1. Zmierz wszystkie 14 parametrów bezpośrednio na obrazach CT za pomocą oprogramowania do przetwarzania obrazów 3D, jak pokazano na Rysunek 1A.
   2. W oknie Widok osiowy użyj narzędzia Elipsa, aby precyzyjnie zmierzyć parametry płyty końcowej kręgu.
   3. Dla każdego segmentu kręgosłupa i kręgu początkowo należy przeanalizować obrazy CT w kierunku osiowym od góry do dołu. Zidentyfikuj obraz przedstawiający najbardziej kompletny i największy obszar granicy kręgów do późniejszego pomiaru danych.
   4. Użyj narzędzia Elipsy w module pomiarowym, aby dostosować się do dolnej płyty końcowej kręgu, jak pokazano na Rysunek 1A.
   5. Po przeprowadzeniu wielu pomiarów oblicz wartość średnią, aby upewnić się, że wariancja między obszarem elipsy a obszarem kręgów pozostaje w granicach 10%.
   6. Zmierz długość długiej i krótkiej osi dopasowanej elipsy, oznaczając je jako parametry A1 i A2.
   7. Dodatkowo zmierz przekrój w najwęższej części przekroju środkowego oraz górnej płyty końcowej, oznaczając je jako parametry B1, B2, C1 i C2.
   8. W oknie Coronal View użyj narzędzia do pomiaru odległości, aby określić wysokość kręgów, reprezentowaną przez parametr H.
3. Użyj narzędzia do pomiaru kąta, aby określić ilościowo tylne kąty nachylenia górnej i dolnej fasety w widoku strzałkowym, określone jako parametry α i β.
   1. W oknie CT Axial View użyj narzędzia do pomiaru odległości, aby zmierzyć odległość pionową od środkowej części kręgu do blaszki jako parametr kontrolny długości szypułki L1.
   2. W podobny sposób użyj narzędzia do pomiaru kąta i narzędzia do pomiaru odległości, aby zmierzyć parametry L2, γ, L3 i θ w oknie widoku osiowego CT, odpowiednio, jako parametry kontrolne dla procesu poprzecznego i wyrostka kolczystego.
   3. Aby kontrolować zmienność między obserwatorami i wewnątrz obserwatorów, pozwól dwóm lekarzom z ponad 5-letnim doświadczeniem w chirurgii kręgosłupa zmierzyć każdy z parametrów 3 razy, aby potwierdzić wiarygodność danych.
4. Zastosuj oprogramowanie do modelowania, aby zbudować model za pomocą funkcji Solid Release zgodnie z uproszczonym schematem projektowania modelu w Rysunek 1A dla wszystkich segmentów kręgosłupa z wyjątkiem kości krzyżowej.
   1. Ustal trzy płaszczyzny odniesienia i dostosuj odległość między górną i dolną płaszczyzną, aby dopasować ją do wysokości kręgów. Na każdej płaszczyźnie naszkicuj trzy koncentryczne elipsy, wyrównując ich wymiary z pomiarami danych CT.
   2. Wykorzystaj te naszkicowane elipsy jako kontury więzów dla funkcji Solid Release, co spowoduje utworzenie uproszczonego modelu kręgów.
5. Aby odtworzyć kontakt powierzchni łuku w połączeniu fasetowym, należy użyć powierzchni cylindrycznych w celu naśladowania powierzchni fasetki.
   1. Upewnij się, że górna ściana ma formę wklęsłej powierzchni łuku cylindrycznego 1/4, podczas gdy dolna faseta ma postać wypukłej powierzchni łuku cylindrycznego 1/4. Aby złagodzić koncentrację naprężeń podczas wyrównywania fasety, należy odpowiednio zaokrąglić krawędzie górnej i dolnej fasety.
6. Wygeneruj wyciągniętą jednostkę między fasetką a kręgiem, aby naśladować szypułkę. Ponieważ kształt wyrostka poprzecznego lub wyrostka kolczystego w minimalnym stopniu wpływa na kolejne dodatki elementów więzadłowych, należy użyć regularnego równoległościanu, aby odtworzyć kontur geometryczny tych procesów.
   1. Zaokrąglij niektóre rogi, aby uzyskać wyrafinowaną reprezentację. Zmodyfikuj wartości 14 parametrów funkcji w oprogramowaniu do modelowania, aby wygenerować geometrię kręgosłupa dostosowaną do potrzeb pacjenta.
7. Zmierz tylko parametry C1 i C2 górnej płyty końcowej kości krzyżowej w oknie przekroju poprzecznego CT oraz parametr kąta nachylenia górnej fasety α w oknie strzałkowym przy użyciu podobnej metody pomiaru, jak opisana w kroku 1.1, biorąc pod uwagę, że obliczenia modelu ES koncentrują się głównie na naprężeniu fasetki i górnej płyty końcowej.
   1. Wygeneruj strukturę stożkową z szeroką górą i wąskim dnem jako uproszczony model kości krzyżowej, ze strukturą przypominającą kolumnę rozciągającą się z obu stron, aby naśladować skrzydła krzyżowe i zapewniać punkty mocowania więzadeł w oprogramowaniu do modelowania. Użyj trzech powyższych parametrów, aby sterować geometrią S1. Zobacz Rysunek 1B dla uproszczonego modelu sakralnego.
8. Zastosuj metodę dopasowywania obrazu, aby określić względne położenie każdego segmentu kręgosłupa.
   1. Zaimportuj wszystkie modele kręgów i kości krzyżowej do interfejsu montażowego oprogramowania do modelowania, w którym jako tło referencyjne ładowany jest środkowy strzałkowy widok obrazu TK.
   2. Obracaj, przesuwaj i skaluj każdy segment kręgu, aby dopasować go do odpowiedniej części obrazu referencyjnego (Rysunek 1B).
9. Wyodrębnij kontury sąsiedniej płytki końcowej kręgu w celu uwolnienia stałego.
   1. Wybierz sąsiednie płytki końcowe kręgów i wstaw je do szkicu, aby uzyskać krążek międzykręgowy.
   2. Użyj polecenia Przekształć odniesienie do elementu, aby wyodrębnić kontury płyty końcowej kręgów jako linie eliptyczne w szkicu i wykonać zwolnienie szkicu, aby wygenerować uproszczony model macierzy dysku.
   3. Utwórz jądro miażdżyste w podobny sposób, jak matrycę dysku, oprócz zmniejszenia szkicu elipsy do 40% oryginalnego obszaru i nieznacznego przesunięcia go do tyłu w szkicu.
   4. Dodatkowo należy powiększyć model jądra miażdżystego o 10%, aby ułatwić segmentację płyty końcowej podczas tworzenia siatki. Zobacz Rysunek 1B dla końcowego uproszczonego modelu dysku.

2. Budowa modelu tylnego lędźwiowego zespolenia międzytrzonowego (PLIF) z geometrią dostosowaną do potrzeb pacjenta

1. Załaduj ponownie uproszczony model w oprogramowaniu do modelowania. Wybierz segment krążka międzykręgowego L4-L5 do fuzji.
2. Usunąć blaszkę i wyrostek kolczysty kręgu L4 ręcznie w oparciu o zindywidualizowany model parametryczny kręgosłupa lędźwiowego. Usunąć krążek międzykręgowy L4-L5.
3. Umieść klatkę w przestrzeni międzykręgowej w celu zespolenia kości i wypełnij pozostałą przestrzeń międzykręgową wokół klatki zespolenia strukturą kostną.
4. Zastosuj metodę tylnego lędźwiowego zespolenia międzykręgowego (PLIF), wprowadzając obustronnie pedikularne w szypułkę.
   1. Zgodnie z literaturą²¹, użyj o średnicy 5,5 mm i długości 45 mm, prętów mocujących o średnicy 6 mm i długości 60 mm oraz klatki do szczepienia o długości 22 mm i szerokości 8 mm.
   2. Wyreguluj położenie pedikularnych tak, aby punkt wejścia znajdował się mniej więcej pośrodku nasady.
   3. Zastosuj metodę operacji logicznej w oprogramowaniu do modelowania, wykorzystując polecenie kombinacji w opcjach funkcji.
   4. Ustaw typ operacji na odejmowanie, wykorzystując kręgi L4 i L5 jako elementy podstawowe, a pedikularne jako elementy subtraktywne, aby uzyskać modelowanie trajektorii pedikularnych L4 i L5.
   5. Zastosuj tę samą procedurę, ustawiając typ operacji do dodania, aby skonsolidować modele i prętów mocujących w jednolitą całość. Zobacz Rysunek 1B dla skonstruowanego modelu PLIF specyficznego dla pacjenta.

3. Opracowanie parametrycznych, specyficznych dla pacjenta, przedoperacyjnych i pooperacyjnych modeli FE

1. Generowanie siatki
   1. Zastosuj oprogramowanie do siatek²² do tworzenia siatki modeli przedoperacyjnych i pooperacyjnych po obróbce geometrycznej. Zaimportuj model stp i użyj modułu 2D Meshing Auto Mesh, aby ustawić rozmiary siatki powierzchni i typy elementów. Wygeneruj siatkę powierzchniową modeli.
   2. Użyj modułu Mapa bryłowa siatki 3D, aby ustawić typy elementów siatki elementów i automatycznie wygenerować siatkę bryłową. Zastosuj elementy czworoboczne o rozmiarze 1 mm do zazębienia powierzchni pedikularnych i prętów mocujących i automatycznie wygeneruj solidną siatkę z mieszanką elementów C3D4 i C3D8R.
   3. W przypadku urządzenia do zespolenia międzykręgowego należy zastosować elementy trójkątne o wielkości 1 mm do zazębienia powierzchni i użyć elementów czworościennych C3D4 do siatki stałej.
   4. Ze względu na nieregularny kształt pozostałego modelu krążka międzykręgowego dla segmentu L4-L5, do zazębienia powierzchni na powierzchniach czołowych należy użyć elementów trójkątnych o rozmiarze 1,5 mm. Wygeneruj siatkę bryłową przez wytłaczanie, wykorzystując mieszankę elementów C3D8R i C3D4.
   5. Pozostałe części modelu post-PLIF należy zasiatkować tą samą metodą, co w modelu przedoperacyjnym, co daje w wyniku utworzenie 617 231 komórek i 151 078 węzłów w modelu post-PLIF.
2. Właściwości materiału i ustawienia interakcji
   1. Zaimportuj modele przed- i pooperacyjne z siatką do oprogramowania MES w celu wstępnego przetwarzania.
      1. W panelu Menedżer materiałów ustaw Zachowanie materiału pedikularnych, prętów mocujących i urządzeń do fuzji międzykręgowej jako izotropowe liniowe materiały sprężyste.
      2. Na karcie Dane określ moduł młodego i współczynnik Poissona materiałów.
      3. Do i prętów użyj stopu tytanu, a do urządzenia do fuzji użyj polieteroeteroketonu. Zapoznaj się z tabelą 2, aby zapoznać się z konkretnymi parametrami właściwości tych dwóch materiałów.
      4. Ponieważ siatka resztkowej krążka międzykręgowego w L4-L5 nie jest sześciościenna i nie może być zdefiniowana jako materiał hiperelastyczny, należy zapoznać się z odpowiednią literaturą²³ i ustawić ją jako izotropowy liniowy materiał sprężysty w Menedżerze materiałów; określić jej moduł Younga na 4 MPa, a współczynnik Poissona na 0,45.
   2. Przejdź do modułu Interakcja, otwórz Menedżera ograniczeń, kliknij przycisk Utwórz, aby otworzyć okno Utwórz ograniczenie.
      1. Ustaw typ jako Wiązanie. W oknie Model Display (Wyświetlanie modelu) wybierz górną i dolną powierzchnię końcową kręgu, a także powiązane węzły urządzenia do fuzji.
      2. Po potwierdzeniu otwórz okno Edytuj wiązanie, ustaw Metodę dyskretyzacji na domyślną wartość analizy i określ, aby nie wykluczać grubości elementu skorupy.
      3. Ustaw ustawienia interakcji zgodnie z warunkami biomechanicznymi po idealnym zespoleniu międzykręgowym. Zignoruj możliwy poślizg między kością a lub klatką.
      4. Ustaw relacje kontaktowe między a kością gąbczastą oraz między klatką a powierzchniami końcowymi górnych i dolnych trzonów kręgów jako wiążące.
      5. Ustawić właściwość interakcji kontaktowej między powierzchniami styku połączenia jako tarcie ślizgowe kontrolowane przez funkcję Kary, ze współczynnikiem tarcia 0,01 w kierunku stycznym i twardym kontaktem w kierunku normalnym, gdzie dozwolona jest separacja po kontakcie.
   3. Ustaw warunki brzegowe zgodnie z zasadami ruchu lędźwiowo-krzyżowego człowieka, w których wszystkie segmenty kręgów mogą się poruszać, podczas gdy kość krzyżowa zapewnia głównie podparcie i stabilizację.
      1. Uzyskaj dostęp do modułu Obciążenie w oprogramowaniu ES, otwórz Menedżera warunków brzegowych i kliknij przycisk Utwórz, aby otworzyć okno Utwórz warunek brzegowy.
      2. Ustaw Kategorię jako Mechaniczny i wybierz typ odpowiedni dla wybranego kroku analizy jako Symetria/Antysymetria/Pełna stałość.
      3. Kliknij przycisk Kontynuuj, a następnie w interfejsie wyświetlania modelu wybierz węzły powierzchni kości krzyżowej.
      4. Po zakończeniu, w wyświetlonym oknie Edytuj warunek brzegowy, wybierz opcję Całkowicie naprawione (U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0).
   4. Zobacz Tabelę 1 i Tabelę 2^24,25,26, aby zapoznać się ze wszystkimi ustawieniami właściwości materiału. Użyj tych samych właściwości materiału, relacji interakcji i ustawień warunków brzegowych dla innych tkanek i struktur w modelach przed- i pooperacyjnych.
3. Walidacja zindywidualizowanego modelu ES
   1. Ustal punkt obciążenia tuż za środkiem górnej płyty końcowej kręgu L3 przed przyłożeniem jakichkolwiek obciążeń. Połącz wszystkie węzły na górnej blasze końcowej L3 z tym punktem obciążenia za pomocą relacji wiązań.
   2. Zastosuj różne kierunki czystych momentów zginających 3,5 N∙m w punkcie obciążenia modelu, aby symulować ruchy kręgosłupa lędźwiowego podczas zginania, prostowania i zginania bocznego. Zmierz ROM dla każdego segmentu i porównaj go z danymi eksperymentalnymi zgłoszonymi przez Guan et al.²⁷.
   3. Zastosuj obciążenie pionowe 150 N w punkcie obciążenia i przyłóż różne obciążenia kierunkowe 2,5 N∙m, 5 N∙m i 7,5 N∙m, aby zasymulować ruch odcinka lędźwiowego kręgosłupa w różnych kierunkach. Zmierz ROM dla każdego segmentu i porównaj go z danymi eksperymentalnymi zgłoszonymi przez Panjabi et al.²⁸.
   4. Użyj metody chwilowej osi obrotu, aby zmierzyć i obliczyć ROM dla każdego segmentu lędźwiowego.
      1. W module postprocessingu oprogramowania ES utrwal widok, przechwyć obrazy przemieszczeń modelu przed i po tym samym widoku i zaimportuj je do oprogramowania do przetwarzania obrazu.
      2. Określ chwilowy środek i ruchomość kręgosłupa każdego segmentu zgodnie z metodami opisanymi w literaturze.
      3. Dla każdego segmentu wykonaj pomiary trzy razy i użyj średniej, aby zminimalizować błędy z różnych płaszczyzn pomiarowych.
   5. Zastosuj obciążenie pionowe 500 N i moment 7,5 N∙m w punkcie obciążenia, aby zasymulować ruchy zginania, prostowania i zginania bocznego.
   6. W postprocessingu wyodrębnij maksymalne naprężenie wewnętrzne w jądrze miażdżystym w krążkach międzykręgowych każdego segmentu i porównaj dane z wynikami podanymi przez Dreischarfa i Wike^14,29.

4. Obciążenie modelu ES

1. Zastosuj te same procesy i wartości obciążenia do modeli przedoperacyjnych i pooperacyjnych PLIF, aby ułatwić analizę zmian mechanicznych po operacji PLIF.
2. Zastosuj obciążenie pionowe 400 N w dół w punkcie obciążenia powyżej kręgu L3 i obciążenie momentem 7,5 N∙m w każdym kierunku w punkcie obciążenia, aby zasymulować ludzkie zgięcie do przodu, wyprostowanie do tyłu, zginanie boczne i skręcanie.
   UWAGA: Symulacja musi być symulowana tylko w kierunku jednostronnym podczas zginania bocznego i skręcania, ponieważ parametryczny model lędźwiowo-krzyżowy jest symetryczny względem płaszczyzny strzałkowej.
3. Zobacz Rysunek 1B dla końcowego modelu FE specyficznego dla pacjenta
.

Wyniki

Wyniki symulacji modelu specyficznego dla pacjenta w porównaniu z poprzednimi wynikami literatury
ROM krążka międzykręgowego
Zgodnie z eksperymentalnymi warunkami obciążenia Guan et al.²⁷, w punkcie obciążenia modelu zastosowano czyste obciążenie momentem zginającym 3,5 N∙m w różnych kierunkach, aby symulować ruch kręgosłupa lędźwiowego przy zginaniu, prostowaniu i zginaniu bocznym, a ROM każdego segmentu zmierzono i porównano z wynikami badania Guana. Wyn...

Dyskusja

W tym badaniu stworzono geometrycznie parametryczny model FE specyficzny dla pacjenta w celu analizy charakterystyki biomechanicznej kręgosłupa lędźwiowego po operacji PLIF. Wyniki wykazały, że naprężenia w stawach międzywyrostkowych i krążku międzywyrostkowym zrośniętego segmentu znacznie zmniejszyły się po operacji PLIF, co wskazuje, że PLIF może skutecznie wzmocnić stabilność zdekompresowanego segmentu i opóźnić dalsze pogłębienie zmiany. Ogólna ruchomość kręgosłupa lędźwiowego zmniejszyła się po operacji PLIF, podcza...

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule

Nazwa	Firma	Numer katalogowy	Komentarze
Abaqus	Dassault	https://www.3ds.com/products/simulia/abaqus	Analiza metodą elementów skończonych
AutoCAD		Autodesk https://www.autodesk.com/products/autocad/	oprogramowanie inżynierskie do projektowania wspomaganego komputerowo służące do pomiaru ROM różnych segmentów kręgów
Zestaw danych tomografii komputerowej	Chiński Szpital		i Japonii Zbiór danych dorosłego, zdrowego mężczyzny bez historii urazów, deformacji lub guza kręgosłupa (wzrost 180 cm, waga 68 kg). Surowe dane zostały zapisane w formacie Dicom 3.0 o rozmiarze piksela 0,33 mm i odstępie między warstwami 1 mm.
Hypermesh 2019	Altair	https://altair.com/hypermesh/	Generowanie siatki
Naśladownictwo Badania 21.0	Materialise	https://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimics	Budowa modelu

Przyjaźni