Artykuł metodologiczny

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

1.1K wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/66247

⸱

19 stycznia 2024

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

W tym artykule

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 operacji5,6, 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 badacze11,12,13 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 obciążenia14,15 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 literaturze18,20.
    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 224,25,26, 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 Wike14,29.

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
    4. .

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. Wyniki porównania są pokazane w Rysunek 2A-C. W porównaniu z danymi eksperymentalnymi Guana, model FE ustalony w tym badaniu miał mniejszy ROM dla każdego segmentu w zgięciu i większy ROM L3-L4 w rozciągnięciu, z których oba mieściły się w rozsądnym zakresie eksperymentalnego odchylenia standardowego. Podczas zginania bocznego wszystkie wyniki tego badania mieściły się w zakresie odchylenia standardowego.

Dla walidacji pod obciążeniem złożonym (obciążenie osiowe i obciążenie momentem zginającym), odnosząc się do warunków Panjiabi et al.28eksperymentu in vitro, w punkcie obciążenia zastosowano obciążenie pionowe 150 N, a momenty 2,5 N∙m, 5 N∙m i 7,5 N∙m w różnych kierunkach zostały zastosowane, aby symulować ruch odcinka lędźwiowego kręgosłupa w każdym kierunku. Wyniki są pokazane w Rysunek 2D-I, gdzie kierunek osi y wskazuje kierunek ruchu. Większość wyników tego badania jest zgodna z wcześniejszymi danymi eksperymentalnymi in vitro, a ogólna tendencja jest podobna. ROM segmentu L4-L5 pod dużym obciążeniem był nieco poza zakresem błędu standardowego.

Naprężenie w jądrze miażdżystym
Wyniki są pokazane w Rysunek 2J-L. Możemy wywnioskować, że wyniki symulacji zastosowanego tutaj modelu specyficznego dla pacjenta są zgodne z wynikami innych wcześniej zademonstrowanych zwalidowanych modeli FE, a także z wynikami odpowiednich danych eksperymentalnych in vitro14,29.

Zmiana w pamięci ROM sąsiednich segmentów przed i po operacji PLIF
Zmiany w pamięci ROM sąsiednich segmentów są pokazane w Rysunek 3. Po operacji fuzji stwierdzono znaczny wzrost we wszystkich kierunkach ruchu. Ruchomość międzykręgowa segmentów L3-L4 i L5-S1 w zgięciu do przodu wzrosła odpowiednio o 15,9% i 25,9%. W przypadku wyprostu tylnego ruchomość międzykręgowa segmentów L3-L4 i L5-S1 wzrosła odpowiednio o 5,9% i 15,6%. Przy zginaniu bocznym ruchomość segmentów L3-L4 i L5-S1 wzrosła odpowiednio o 10% i 17,5%, podczas gdy ruchomość segmentów L3-L4 i L5-S1 wzrosła odpowiednio o 19% i 21,4% podczas skręcania, co jest zgodne z wynikami istniejących badań FE30,31 i odpowiednich eksperymentów in vitro32,33.

Zmiany w ogólnym ROM modelu lędźwiowo-krzyżowego przed i po operacji PLIF
Ogólna ruchomość odcinka lędźwiowego po zespoleniu L4-L5 zmniejszyła się o 33,5% podczas zgięcia przedniego, 44,3% podczas wyprostu tylnego, 35,6% podczas zgięcia bocznego i 28,6% podczas skręcania. Można stwierdzić, że ogólny ROM modelu lędźwiowo-krzyżowego zmniejszył się znacząco we wszystkich kierunkach ruchu po operacji fuzji, jak pokazano w tabeli 3, wskazując, że chociaż ruchomość sąsiednich segmentów wzrosła po fuzji, znaczny spadek ruchomości zrośniętego segmentu spowodował spadek całkowitego ROM i wzrost ogólnej sztywności okolicy lędźwiowo-krzyżowej.

Naprężenia w połączeniach fasetowych sąsiednich segmentów przed i po PLIF
Obliczono średnie wartości naprężeń von Misesa dla dziewięciu równomiernie rozłożonych punktów połączeń fasetowych po obu stronach; spośród nich wybrano punkt o najwyższej wartości jako wskaźnik do porównania biomechaniki stawów międzywyrostkowych przed i po operacji PLIF.

Jak pokazano na Rysunek 4 i Rysunek 5, stwierdzono znaczne wzrosty średnich naprężeń w stawach fasetowych sąsiednich segmentów po PLIF we wszystkich kierunkach ruchu. Średnie naprężenia w stawach międzywyrostkowych segmentów L3-L4 i L5-S1 wzrosły odpowiednio o 42,2% i 45,3% podczas zgięcia do przodu, o 3,1% i 26,8% podczas wyprostu, o 24,8% i 43% podczas zginania bocznego oraz o 136,4% i 113% podczas skręcania. Wyniki te są zgodne z wynikami w literaturze34,35. W tym badaniu stwierdziliśmy również, że wzrost naprężeń w stawach międzywyrostkowych segmentów przylegających do segmentu L3-L4 był niewielki podczas wyprostu tylnego (mniej niż 5%), podczas gdy wzrost podczas skręcania był niezwykle istotny (wzrost o ponad 100% we wszystkich przypadkach).

Rysunek 5 pokazuje rozkład naprężeń w połączeniach fasetowych sąsiednich segmentów podczas ruchu we wszystkich kierunkach przed i po procedurze PLIF. Naprężenia w stawach międzywyrostkowych segmentu L4-L5 zmniejszyły się znacznie po operacji PLIF, podczas gdy obszary silnie (obszar czerwony) i umiarkowanie (obszary żółte i zielone) skoncentrowanego naprężenia wzrosły, co wskazuje, że nie tylko maksymalne naprężenie w stawach międzywyrostkowych sąsiednich segmentów wzrosło po zrośnięciu, ale także, że zwiększyły się obszary skoncentrowanego naprężenia, co może być jednym z ważnych czynników wpływających na ASD.

Naprężenie w krążkach międzykręgowych sąsiednich segmentów przed i po PLIF
Po operacji PLIF maksymalne naprężenie w pierścieniu włóknistym segmentów L3-L4 i L5-S1 wzrosło odpowiednio o 11,9% i 11,1% podczas zgięcia do przodu, o 3,7% i 18,3% podczas wyprostu, o 47,6% i 59,5% podczas zgięcia bocznego oraz o 81,0% i 63,8% podczas skręcania. Maksymalne naprężenie w jądrze miażdżystym segmentów L3-L4 i L5-S1 wzrosło odpowiednio o 10,3% i 8,3% podczas zgięcia do przodu, o 5% i 10,7% podczas wyprostu, o 32,3% i 21,6% podczas zginania bocznego oraz o 55,6% i 50% podczas skręcania.

Jak pokazano w Rysunek 6, naprężenia zarówno w pierścieniu włóknistym, jak i jądrze miażdżystym wzrosły podczas ruchu we wszystkich kierunkach po operacji PLIF, a najbardziej znaczący wzrost nastąpił podczas skręcania. Naprężenia zarówno w pierścieniu włóknistym, jak i jądrze miażdżystym były większe w segmencie L3-L4 niż w segmencie L5-S1 podczas ruchu w prawie wszystkich kierunkach przed operacją. Po operacji PLIF najbardziej znaczący wzrost naprężeń wystąpił w segmencie L3-L4 podczas skręcania, z 81% wzrostem w pierścieniu włóknistym dysku i 55,6% w jądrze miażdżystym. Wzrost naprężeń w pierścieniu włóknistym i jądrze miażdżystym podczas zginania bocznego był bardziej znaczący niż podczas zgięcia i wyprostu do przodu.

Rysunek 7 pokazuje rozkład naprężeń w pierścieniu włóknistym i jądrze miażdżystym sąsiednich segmentów przed i po operacji PLIF. Podobnie jak w przypadku stawów międzywyrostkowych, koncentracja naprężeń i bardziej intensywny rozkład naprężeń wystąpiły w pierścieniu włóknistym i jądrze miażdżystym podczas skręcania. Ponadto stwierdzono maksymalne naprężenie wewnętrzne podczas przedniego zgięcia, prostowania i bocznych ruchów zginania po stronie ściskanej, podczas gdy lokalizacja maksymalnego naprężenia podczas skręcania nie była ograniczona do jednej strony.

figure-results-1
Rysunek 1: Parametry i procedura tworzenia modeli FE specyficznych dla pacjenta. (A) Parametry do generowania geometrii kręgosłupa lędźwiowego dostosowanej do potrzeb pacjenta. (B) Procedura opracowywania specyficznych dla pacjenta przedoperacyjnych i pooperacyjnych modeli ES kręgosłupa lędźwiowo-krzyżowego (L3-S1). Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-2
Rysunek 2: Wyniki symulacji modelu specyficznego dla pacjenta w porównaniu z poprzednimi wynikami literatury. (A-C) ROM modelu specyficznego dla pacjenta w porównaniu z badaniem Guana. (D-F) Porównanie ROM między analizą FE przy użyciu modelu specyficznego dla pacjenta a danymi Panjiabi przy podobnym połączonym obciążeniu w segmencie L3-L4. (G-I) Porównanie ROM między analizą FE przy użyciu modelu specyficznego dla pacjenta a danymi Panjiabi przy podobnym połączonym obciążeniu w segmencie L4-L5. (J-L) Wyniki symulacji naprężeń w jądrze miażdżystym pomiędzy niniejszym badaniem a innymi badaniami. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-3
Rysunek 3: ROM segmentu L3-L4 i segmentu L5-S1 przed i po PLIF podczas ruchu w różnych kierunkach. (A) segment L3-L4 i (B) segment L5-S1. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-4
Rysunek 4: Średnie naprężenie podczas zginania, rozciągania, zginania bocznego i skręcania w stawach międzywyrostkowych przed i po PLIF. (A) Zgięcie. (b) Rozszerzenie. (C) Zginanie boczne. (D) Skręcanie. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-5
Rysunek 5: Rozkład naprężeń w stawach fasetowych podczas ruchu w różnych kierunkach przed i po PLIF. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-6
Rysunek 6: Naprężenie wewnętrzne w pierścieniu włóknistym i jądrze miażdżystym sąsiednich segmentów przed i po PLIF. (A) Pierścień włóknisty. (B) Jądro miażdżyste. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-7
Rysunek 7: Rozkład naprężeń w pierścieniu włóknistym i jądrze miażdżystym sąsiednich segmentów przed i po operacji PLIF. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

szt.
instrumentWłaściwości materiałuTyp siatkiModuł Younga (MPa)Współczynnik Poissona
Śruba pedikularnaTytanC3D41100000.3
Pręty mocujące
Urządzenie do usztywniania międzykręgowegoPolieteroeteroketonZobacz materiał C3D437000,3

Tabela 1: Właściwości materiału wewnętrznego oprzyrządowania do stabilizacji i fuzji

pkt. pkt.
strukturaTyp jednostkiModuł sprężystości (MPa)Współczynnik PoissonaGęstość (kg/mm3)
Kość korowaOdcinek S4120000,31,7 × 10-6
Kość korowaZobacz materiał C3D41000,21,1 × 10-6
Element tylnyZobacz materiał C3D435000,251,4 × 10-6
Blacha końcowaOdcinek S423.80,41,2 × 10-6
Pierścień włóknisty Zobacz materiał C3D8HC10 = 0,18, C01 = 0,045-1,05 × 10-6
Jądro miażdżysteZobacz materiał C3D8HC10 = 0,12, C01 = 0,03-1.02 × 10-6

Tabela 2: Parametry właściwości materiału w modelu ES odcinka lędźwiowego

pkt. pkt. pkt.
Wskazówki dotyczące przemieszczaniaMaksymalne przemieszczenie przed PLIF/mmMaksymalne przemieszczenie po PLIF/mmZmiana procentowa
Zgięcie do przodu49,8Pytanie 33,1-33,50%
rozszerzeniePytanie 19,2Rozdział 10.7-44,30%
Gięcie boczne29,8Pytanie 19,2-35,60%
Skrętne18,5Rozdział 13,2-28,60%

Tabela 3: Maksymalne przemieszczenie podczas ruchu w różnych kierunkach przed i po PLIF

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, podczas gdy ROM, naprężenie stawu międzywyrostkowego, obszary skoncentrowanego stresu w stawach międzywyrostkowych i stres w sąsiednich krążkach międzykręgowych wzrosły w różnym stopniu. Sugeruje to, że fuzja nie tylko ograniczyła ruch lędźwiowy, ale także pozwoliła sąsiednim segmentom poruszać się w większym zakresie i dzielić się większym obciążeniem, aby skompensować zrośnięty segment. W związku z tym tworzy się błędne koło, które dodatkowo zwiększa stres w sąsiednich segmentach, co skutkuje zwiększoną koncentracją stresu i zwiększeniem ryzyka choroby zwyrodnieniowej w sąsiednich segmentach. Nasze wyniki są zgodne z wynikami badań FE przeprowadzonych przez innych badaczy (36,37) oraz eksperymentów z próbkami zwłok przeprowadzonych przez Weinhoffera(26) i Cunninghama(38). Chociaż wielkość wzrostu stresu w krążku międzykręgowym różni się znacznie w zależności od badania, uważamy, że ta zmienność jest związana z różnicami w próbkach, obciążeniu lub metodach pomiaru.

Stwierdzono również, że naprężenia w stawach międzywyrostkowych bliższego sąsiedniego segmentu (L3-L4) były wyższe niż w stawach międzywyrostkowych segmentu dystalnego (L5-S1) podczas ruchu w prawie wszystkich kierunkach (zgięcie do przodu, wyprost do tyłu i skręcanie). Wzrost naprężeń zarówno w bliższym, jak i dystalnym sąsiednim segmencie podczas skręcania był bardziej znaczący (>50%) niż podczas ruchu w innych kierunkach. W szczególności naprężenie w stawach międzywyrostkowych i pierścieniu włóknistym bliższego sąsiedniego segmentu (L3-L4) wzrosło w większym stopniu niż w dystalnym segmencie sąsiednim (L5-S1). Sugeruje się, że bliższy sąsiedni segment jest bardziej podatny na zwyrodnienie niż dystalny sąsiedni segment po zespoleniu kręgosłupa ze względu na znaczny wzrost stresu39.

Opierając się na wynikach tego badania, niezwykle ważne jest, aby chirurdzy wdrażali strategie podczas operacji zespolenia kręgosłupa w celu zmniejszenia ryzyka ASD, szczególnie w segmencie proksymalnym. Obejmuje to planowanie przedoperacyjne, takie jak ocena czynników ryzyka ASD, np. istniejące wcześniej zwyrodnienia w sąsiednich segmentach lub nieprawidłowa równowaga strzałkowa. Dodatkowo wskazane jest przyjęcie bardziej konserwatywnego podejścia podczas procesu chirurgicznego, takiego jak ograniczenie liczby zrośniętych segmentów. Ponadto, biorąc pod uwagę znaczny wzrost naprężeń podczas skręcania, korzystne mogą być proaktywne środki, takie jak zespolenie stawów międzywyrostkowych górnego sąsiedniego segmentu lub zachęcanie pacjentów do kompensacji ruchu lędźwiowego za pomocą czynności kończyn dolnych podczas rekonwalescencji pooperacyjnej w celu zminimalizowania amplitudy skrętu lędźwiowego.

W pracy zaproponowano metodę zindywidualizowanej parametryzacji w modelowaniu FE odcinka lędźwiowo-krzyżowego. Test walidacyjny przeprowadzony w tym badaniu wykazał, że ustalony model L3-S1 lędźwiowo-krzyżowego FE w tym badaniu jest zgodny z danymi z poprzedniej literatury27,28. Niewielka ilość danych symulacyjnych nieznacznie przekraczała zakres błędów standardowych, takich jak ROM segmentu L4-L5 pod dużym obciążeniem, co mogło być spowodowane różnicami indywidualnymi lub różnicami parametrów modelu. Odchylenie nie było jednak duże, a tendencja była zgodna z wynikami literatury. Co więcej, uważamy, że różnica ta ma niewielki wpływ na wyniki symulacji w innych kierunkach i ostateczne wyjaśnienie kliniczne, biorąc pod uwagę, że ludzkie ciało rzadko przenosi duże obciążenia pod wpływem skręcania poziomego. Jeśli chodzi o naprężenia w jądrze miażdżystym pod ciśnieniem, wyniki symulacji modelu zastosowanego w tym badaniu zostały również dostosowane do danych literaturowych14,29. Ogólnie rzecz biorąc, charakterystyka biomechaniczna tego badanego modelu jest zgodna z istniejącą teorią, która wskazuje, że model może być wykorzystany do symulacji ruchu odcinka lędźwiowo-krzyżowego pod konwencjonalnymi obciążeniami, a także do analizy indywidualnych cech biochemicznych po operacji kręgosłupa lędźwiowego.

Sedno tego modelowania polega na wykorzystaniu prostych kształtów geometrycznych, aby ściśle naśladować kształt kręgów i otaczających tkanek, w szczególności kształt kości nośnych. Osiąga się to w oprogramowaniu do modelowania poprzez tworzenie sterowanego parametrami modelu składającego się z prostych geometrii za pomocą prostych metod operacyjnych. Głównym wyzwaniem w tym procesie jest umiejscowienie modelowanych segmentów kręgosłupa w przestrzeni trójwymiarowej w celu stworzenia spójnego modelu kręgosłupa lędźwiowo-krzyżowego z wykorzystaniem bocznych obrazów rentgenowskich jako strzałkowego punktu odniesienia. Wymaga to ręcznej regulacji w płaszczyźnie strzałkowej, czołowej i poprzecznej, aby uniknąć niewspółosiowości przestrzennej lub interferencji między kręgami. Obecnie krok ten można wykonać tylko ręcznie, co jest czasochłonne i nie może być łatwo rozwiązane bez wprowadzenia technologii rozpoznawania punktów charakterystycznych.

Metoda modelowania zaproponowana w tym opracowaniu ma również pewne ograniczenia. Po pierwsze, ten sparametryzowany model uwzględnia przede wszystkim wewnętrzną stabilizację lub zespolenie w odcinku lędźwiowym kręgosłupa, ze znacznymi uproszczeniami morfologii kości krzyżowej. Dzieje się tak, ponieważ w badaniach koncentrujących się na charakterystyce nośnej kręgosłupa lędźwiowego zwykle przyjmuje się, że kość krzyżowa jest nieruchoma. W związku z tym model nie ma zastosowania w sytuacjach, w których sakralne jest zaangażowane w fiksację wewnętrzną. Po drugie, każdy trzon kręgowy w modelu jest oddzielnie zdefiniowany za pomocą kości korowej i gąbczastej, przy założeniu jednolitej grubości i jednorodności dla kości korowej oraz jednorodności dla kości gąbczastej. Nie uwzględnia to potencjalnych zmian gęstości kości spowodowanych osteoporozą. Po trzecie, podczas gdy w tym badaniu zastosowano uproszczone podejście do modelowania statycznego, głównie przy użyciu podstawowych kształtów geometrycznych do reprezentacji odcinka lędźwiowo-krzyżowego, istnieją bardziej złożone modele20,40, takie jak modele lepkosprężyste, poroelastyczne i poro-hiperelastyczne powszechnie spotykane w istniejących badaniach kręgosłupa lędźwiowego. Wybór uproszczonego modelu statycznego był podyktowany skupieniem się na zindywidualizowanych kształtach geometrycznych w modelowaniu FE odcinka lędźwiowo-krzyżowego. Podejście to, choć mniej złożone niż w przypadku modeli lepkosprężystych lub poroelastycznych, oferuje znaczące korzyści pod względem wydajności obliczeniowej i łatwości indywidualnego dostosowywania. Pozwala na szybką adaptację do indywidualnych zmian anatomicznych, co ma kluczowe znaczenie dla spersonalizowanych zastosowań klinicznych. W porównaniu z bardziej złożonymi modelami lepkosprężystymi lub poroelastycznymi, zastosowany tutaj uproszczony model statyczny może nie uchwycić pewnych dynamicznych lub płynnych aspektów biomechaniki kręgosłupa z taką samą wiernością. Jednak na potrzeby tego badania - koncentrującego się na zindywidualizowanych kształtach geometrycznych i konwencjonalnych symulacjach obciążeń - model zapewnia zrównoważony kompromis między szczegółowością a praktycznym zastosowaniem.

W tym badaniu geometrycznie parametryczna metoda modelowania ES wykazała wiele zalet, takich jak krótszy czas obliczeń, lepsza konwergencja modelu i większa wygoda w osiąganiu modelowania specyficznego dla pacjenta niż stosowana obecnie metoda modelowania CT. Przyszłe badania mogą koncentrować się na połączeniu zastosowanej tu metody modelowania z rozpoznawaniem obrazu opartym na algorytmach sztucznej inteligencji w celu wzmocnienia w pełni zautomatyzowanego modelowania i wydajnej analizy biomechanicznej. Nasza metoda modelowania może być również zastosowana w badaniach analizy biomechanicznej na dużej próbie, poprawiając w ten sposób wiarygodność wniosków, jednocześnie wyjaśniając mechanizmy chorób kręgosłupa w celu opracowania innowacyjnych metod leczenia i strategii zapobiegawczych.

Oświadczenia

Autorzy oświadczają, że nie mają konkurencyjnych interesów ani innych interesów, które mogłyby być postrzegane jako mające wpływ na wyniki i/lub dyskusję przedstawioną w niniejszym artykule.

Podziękowania

To badanie nie otrzymało żadnych konkretnych grantów od agencji finansujących w sektorze publicznym, komercyjnym lub non-profit.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
AbaqusDassaulthttps://www.3ds.com/products/simulia/abaqusAnaliza metodą elementów skończonych
AutoCADAutodesk https://www.autodesk.com/products/autocad/oprogramowanie inżynierskie do projektowania wspomaganego komputerowo służące do pomiaru ROM różnych segmentów kręgów 
Zestaw danych tomografii komputerowej Chiński Szpitali 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 2019Altairhttps://altair.com/hypermesh/  Generowanie siatki
Naśladownictwo Badania 21.0Materialisehttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimicsBudowa modelu
Przyjaźni

Bibliografia

  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).

Przedruki i uprawnienia

Poproś o pozwolenie na ponowne wykorzystanie tekstu lub ilustracji tego artykułu JoVE

Poproś o pozwolenie

Tagi

Degeneracja Segmentu S siedniegoModel Specyficzny dla PacjentaOdcinek L d wiowy Kr gos upaZakres RuchuRozk ad Napr eNapr enia Staw w Mi dzywyrostkowychNapr enia Kr ka Mi dzykr gowego
Film wkrótce dostępny

Powiązane artykuły