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Análise Biomecânica de Segmentos Adjacentes após Cirurgia de Fusão Espinhal Usando um Modelo de Elementos Finitos Geometricamente Paramétrico Específico do Paciente

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DOI:

10.3791/66247

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19 de janeiro de 2024

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

Neste artigo

Resumo

Aqui, usamos um modelo de elementos finitos específico do paciente para analisar as alterações mecânicas em segmentos adjacentes após a cirurgia de fusão espinhal. Os resultados mostraram que a cirurgia de fusão reduziu o movimento geral da coluna lombar, mas aumentou a carga e o estresse nos segmentos adjacentes, especialmente no segmento proximal.

Resumo

Este estudo teve como objetivo realizar uma análise mecânica de segmentos adjacentes após cirurgia de fusão espinhal usando um modelo de elementos finitos geometricamente paramétrico específico do paciente para elucidar o mecanismo de degeneração do segmento adjacente (CIA), fornecendo evidências teóricas para a prevenção precoce da doença. Quatorze parâmetros baseados na geometria da coluna vertebral específica do paciente foram extraídos da tomografia computadorizada (TC) pré-operatória de um paciente, e as posições relativas de cada segmento da coluna vertebral foram determinadas usando o método de correspondência de imagem. Um modelo pré-operatório específico do paciente da coluna vertebral foi estabelecido através do método acima. O modelo pós-operatório após a cirurgia de fusão intersomática lombar posterior L4-L5 (PLIF) foi construído usando o mesmo método, exceto que a lâmina e o disco intervertebral foram removidos e uma gaiola, 4 parafusos pediculares e 2 bielas foram inseridos. A amplitude de movimento (ADM) e as alterações de estresse foram determinadas comparando-se os valores de cada estrutura anatômica entre os modelos pré e pós-operatório. A ADM geral da coluna lombar diminuiu após a fusão, enquanto a ADM, o estresse nas articulações facetárias e o estresse no disco intervertebral dos segmentos adjacentes aumentaram. Uma análise da distribuição de tensões no anel fibroso, núcleo pulposo e articulações facetárias também mostrou que não apenas a tensão máxima nesses tecidos foi elevada, mas as áreas de tensão moderada a alta também foram expandidas. Durante a torção, a tensão nas articulações facetárias e no anel fibroso do segmento adjacente proximal (L3-L4) aumentou em maior extensão do que no segmento adjacente distal (L5-S1). Embora a cirurgia de fusão cause uma restrição geral de movimento na coluna lombar, ela também causa mais compartilhamento de carga pelos segmentos adjacentes para compensar o segmento fundido, aumentando assim o risco de TEA. O segmento adjacente proximal é mais propenso à degeneração do que o segmento adjacente distal após a fusão espinhal devido ao aumento significativo do estresse.

Introdução

A cirurgia de fusão espinhal intervertebral é o procedimento cirúrgico mais comumente utilizado para o tratamento de doenças degenerativas da coluna lombar1. Um excelente resultado em curto prazo após a cirurgia pode ser alcançado em mais de 90% dos pacientes2. No entanto, os resultados de um estudo de acompanhamento de longo prazo revelaram que alguns pacientes desenvolveram degeneração de segmentos adjacentes ao segmento fundido3. A fusão intersomática lombar acelera as alterações degenerativas nos segmentos adjacentes, o que é conhecido como degeneração do segmento adjacente (TEA). De acordo com a literatura, a incidência de TEA diagnosticada com base em exames de imagem médica varia de 36% a 84% cinco anos após a cirurgia de fusão4, o que poderia levar a sintomas como dor irradiada ou claudicação intermitente e possivelmente até a necessidade de cirurgia de revisão. O mecanismo do TEA permanece desconhecido, mas a maioria dos pesquisadores acredita que os fatores biomecânicos desempenham um papel importante. Alguns atribuíram a CIA ao aumento da amplitude de movimento (ADM) dos segmentos adjacentes após a cirurgia 5,6, alguns atribuíram ao aumento da pressão intradiscal nos segmentos adjacentes 7,8,9 e outros atribuíram ao aumento do estresse nas articulações facetárias dos segmentos adjacentes10.

Dentre os vários métodos utilizados para estudar a biomecânica da coluna vertebral, a modelagem de elementos finitos (FE) é amplamente utilizada por ser não invasiva, barata e reprodutível. Alguns pesquisadores11,12,13 estabeleceram um modelo 3D de FE de toda a coluna lombar (L1-L5) com dados extraídos de tomografias computadorizadas (TC) pré-operatórias, o que possibilitou explorar vários aspectos da biomecânica da coluna vertebral, desde a resposta da coluna vertebral a diferentes condições de carga14,15 até os efeitos de diferentes patologias16 e os efeitos de modalidades e técnicas de tratamento relevantes17. Embora o método de modelagem acima possa fornecer resultados sobre a geometria específica do paciente da coluna vertebral com uma interface complexa e uma riqueza de informações inatingíveis em experimentos in vivo, seu uso clínico permaneceu limitado devido à natureza demorada do processo, tornando o método disponível apenas para modelos baseados em um ou alguns sujeitos14. Para resolver esse problema, Nikkhoo et al.18 estabeleceram um modelo lombossacral L1-S1 simplificado no qual a geometria da coluna é controlada por parâmetros extraídos dos dados de imagem pré-operatória dos pacientes, permitindo que modelos específicos do paciente sejam gerados ou atualizados automaticamente de acordo com os parâmetros de entrada. O modelo FE baseado neste método de modelagem provou ter boa validade. No entanto, houve diferenças significativas na pressão intradiscal, tensões médias nas articulações facetárias e tensões médias no anel fibroso em comparação com o modelo reconstruído baseado em TC anterior. Outro modelo espinhal simplificado foi aplicado em um estudo de Ghezelbash et al.19, mas esse modelo diferia muito da geometria real da coluna lombar devido ao formato cilíndrico das vértebras e à falta de estrutura em relação aos elementos posteriores.

Portanto, neste estudo, desenvolvemos um modelo de FE geometricamente paramétrico específico do paciente para obter um processo de modelagem e análise mais eficiente e com boa validade. Em seguida, realizamos uma análise mecânica dos segmentos adjacentes após a cirurgia de fusão para elucidar o mecanismo e fornecer evidências teóricas para a prevenção precoce do TEA.

Protocolo

O protocolo foi conduzido de acordo com a Declaração de Helsinque, e o protocolo foi aprovado pelo Conselho de Revisão Institucional do Hospital da Amizade China-Japão.

1. Modelação paramétrica da geometria da coluna lombar

  1. Extraia os dados iniciais (formato DICOM 3.0 com tamanho de pixel de 0,33 mm e espaçamento de camada de 1 mm) para modelagem de um conjunto de dados de tomografia computadorizada de um homem adulto saudável sem histórico de trauma, deformidade ou tumor da coluna vertebral (altura 180 cm, peso 68 kg).
  2. Selecione 14 parâmetros característicos para alcançar a geração do contorno espinhal, considerando as características morfológicas da coluna lombar que são mais preocupantes na prática clínica e na literatura mais recente18,20.
    1. Meça todos esses 14 parâmetros diretamente em imagens de TC usando um software de processamento de imagem 3D, conforme mostrado na Figura 1A.
    2. Na janela Vista axial , use a ferramenta Elipse para medir com precisão os parâmetros da placa terminal vertebral.
    3. Para cada segmento da coluna vertebral e vértebra, inicialmente, examine as imagens da TC na direção axial de cima para baixo. Identifique a imagem que mostra a maior e mais completa área do limite vertebral para medição subsequente dos dados.
    4. Utilize a ferramenta Ellipse dentro do módulo de medição para se adequar à placa terminal inferior da vértebra, conforme ilustrado na Figura 1A.
    5. Depois de realizar várias medições, calcule o valor médio para garantir que a variação entre a área da elipse e a área vertebral permaneça dentro de 10%.
    6. Medir o comprimento dos eixos longo e curto da elipse ajustada, indicando-os como parâmetros A1 e A2.
    7. Além disso, meça a seção transversal na parte mais estreita da seção intermediária e na placa terminal superior, designando-as como parâmetros B1, B2, C1 e C2.
    8. Na janela Coronal View , use a Ferramenta de Medição de Distância para determinar a altura vertebral, representada pelo parâmetro H.
  3. Utilize a Ferramenta de Medição de Ângulo para quantificar os ângulos de inclinação posterior das facetas superior e inferior na visão sagital, identificados como parâmetros α e β.
    1. Na janela Axial View da TC, use a Ferramenta de Medição de Distância para medir a distância vertical da seção intermediária da vértebra até a lâmina como o parâmetro de controle do comprimento do pedículo L1.
    2. De maneira semelhante, use a Ferramenta de Medição de Ângulo e a Ferramenta de Medição de Distância para medir os parâmetros L2, γ, L3 e θ na janela de visualização axial do TC, respectivamente, como os parâmetros de controle para o processo transversal e o processo espinhoso.
    3. Para controlar a variabilidade interobservador e intraobservador, deixe dois médicos com mais de 5 anos de treinamento em cirurgia da coluna medem cada um dos parâmetros 3 vezes para confirmar a confiabilidade dos dados.
  4. Aplique o software de modelagem para construir o modelo usando a função Solid Release de acordo com o esquema de design de modelo simplificado na Figura 1A para todos os segmentos da coluna vertebral, exceto o sacro.
    1. Estabeleça três planos de referência e ajuste a distância entre os planos superior e inferior para corresponder à altura vertebral. Em cada plano, esboce três elipses concêntricas, alinhando suas dimensões com as medições dos dados de TC.
    2. Utilize essas elipses esboçadas como contornos de restrição para a função Liberação sólida, resultando na criação de um modelo vertebral simplificado.
  5. Para recriar o contato da superfície do arco na junta de faceta, use Superfícies cilíndricas para imitar as superfícies de faceta.
    1. Certifique-se de que a faceta superior tenha a forma de uma superfície de arco cilíndrico côncava de 1/4, enquanto a faceta inferior assuma a forma de uma superfície de arco cilíndrico convexa de 1/4. Para mitigar a concentração de tensão durante o alinhamento da faceta, arredonde adequadamente as bordas das facetas superior e inferior.
  6. Gere uma entidade extrudada entre a faceta e a vértebra para emular o pedículo. Como a forma do processo transverso ou do processo espinhoso afeta minimamente as adições subsequentes de elementos ligamentares, use um paralelepípedo regular para replicar o contorno geométrico desses processos.
    1. Contorne alguns dos cantos para uma representação refinada. Modifique os valores dos 14 parâmetros de recurso no software de modelagem para gerar uma geometria da coluna vertebral específica do paciente.
  7. Meça apenas os parâmetros C1 e C2 do platô superior do sacro na janela transversal da TC e o parâmetro do ângulo de inclinação da faceta superior α na janela sagital com um método de medição semelhante ao descrito na etapa 1.1, considerando que o cálculo do modelo FE se concentra principalmente na tensão da faceta e do platô superior.
    1. Gere uma estrutura de cone com um topo largo e um fundo estreito como um modelo simplificado do sacro, com uma estrutura semelhante a uma coluna que se estende de ambos os lados para imitar as asas sacrais e fornecer pontos de fixação do ligamento no software de modelagem. Use os três parâmetros acima para controlar a geometria S1. Consulte a Figura 1B para obter o modelo sacral simplificado.
  8. Aplique o método de correspondência de imagem para determinar as posições relativas de cada segmento da coluna vertebral.
    1. Importe todos os modelos vertebrais e sacrais para a interface de montagem do software de modelagem, onde uma visão sagital média da imagem de TC é carregada como plano de fundo de referência.
    2. Gire, mova e dimensione cada segmento vertebral para combiná-lo com a parte correspondente da imagem de referência (Figura 1B).
  9. Extraia os contornos da placa terminal vertebral adjacente para liberação sólida.
    1. Selecione as placas terminais vertebrais adjacentes e insira-as no esboço para obter o disco intervertebral.
    2. Use o comando Converter referência de entidade para extrair os contornos da placa terminal vertebral como linhas elípticas no esboço e execute a liberação do esboço para gerar um modelo de matriz de disco simplificado.
    3. Crie o núcleo pulposo de maneira semelhante à matriz do disco, além de reduzir o esboço da elipse para 40% da área original e movê-lo ligeiramente para trás no esboço.
    4. Além disso, amplie o modelo do núcleo pulposo em 10% para facilitar a segmentação da placa terminal durante a malha. Consulte a Figura 1B para obter o modelo final de disco simplificado.

2. Construção do modelo de fusão intersomática lombar posterior (PLIF) com geometria específica do paciente

  1. Recarregue o modelo simplificado no software de modelagem. Selecione o segmento do disco intervertebral L4-L5 para fusão.
  2. Remova a lâmina e o processo espinhoso da vértebra L4 manualmente com base no modelo paramétrico individualizado da coluna lombar. Remova o disco intervertebral L4-L5.
  3. Coloque uma gaiola no espaço intervertebral para fusão óssea e preencha o espaço intervertebral restante ao redor da gaiola de fusão com estrutura óssea.
  4. Aplique o método de fusão intervertebral lombar posterior (PLIF) inserindo parafusos pediculares no pedículo bilateralmente.
    1. De acordo com a literatura21, utilizar parafusos de 5,5 mm de diâmetro e 45 mm de comprimento, hastes de fixação de 6 mm de diâmetro e 60 mm de comprimento e gaiola de enxerto de 22 mm de comprimento e 8 mm de largura.
    2. Ajuste a posição dos parafusos pediculares de forma que o ponto de entrada fique aproximadamente no centro do pedículo.
    3. Empregue o método de operação booleana no software de modelagem, utilizando o comando de combinação nas opções de recursos.
    4. Defina o tipo de operação para subtrair, utilizando as vértebras L4 e L5 como entidades primárias e os parafusos pediculares como entidades subtrativas para realizar a modelagem das trajetórias dos parafusos pediculares L4 e L5.
    5. Empregue o mesmo procedimento, definindo o tipo de operação a ser adicionado, para consolidar os modelos de parafuso e haste de fixação em um todo unificado. Consulte a Figura 1B para obter o modelo PLIF específico do paciente construído.

3. Estabelecimento de modelos paramétricos, específicos do paciente, pré-operatórios e pós-operatórios de FE

  1. Geração de malha
    1. Empregue o software mesh22 para mesclar os modelos pré e pós-operatórios após o processamento geométrico. Importe o modelo stp e utilize o módulo Malha automática de malha 2D para definir tamanhos de malha de superfície e tipos de elementos. Gere a malha de superfície dos modelos.
    2. Use o módulo Mapa de sólidos de malha 3D para definir os tipos de elementos de malha de entidade e gerar automaticamente a malha sólida. Empregue elementos quadriláteros de 1 mm de tamanho para a malha superficial de parafusos pediculares e hastes de fixação e gere automaticamente uma malha sólida com uma mistura de elementos C3D4 e C3D8R.
    3. Para o dispositivo de fusão intervertebral, use elementos triangulares de 1 mm de tamanho para a malha de superfície e use elementos tetraédricos C3D4 para a malha sólida.
    4. Devido à forma irregular do modelo de disco intervertebral residual para o segmento L4-L5, use elementos triangulares de 1,5 mm de tamanho para a malha de superfície nas faces das extremidades. Gere a malha sólida por meio de extrusão, utilizando uma mistura de elementos C3D8R e C3D4.
    5. Malha das partes restantes do modelo pós-PLIF com o mesmo método do modelo pré-operatório, resultando na criação de 617.231 células e 151.078 nós no modelo pós-PLIF.
  2. Propriedades do material e configurações de interação
    1. Importe os modelos pré e pós-operatórios em malha para o software FE para pré-processamento.
      1. No painel Gerenciador de materiais , defina o Comportamento do material dos parafusos pediculares, hastes de fixação e dispositivos de fusão intervertebral como materiais elásticos lineares isotrópicos.
      2. Na guia Dados , especifique o Módulo de Young e o Coeficiente de Poisson dos materiais.
      3. Para os parafusos e hastes, use liga de titânio e, para o dispositivo de fusão, use polieteretercetona. Consulte a Tabela 2 para obter os parâmetros específicos de propriedade do material desses dois materiais.
      4. Como a malha do disco intervertebral residual em L4-L5 não é hexaédrica e não pode ser definida como um material hiperelástico, consulte a literatura relevante23 e defina-a como um material elástico linear isotrópico no Gerenciador de Materiais; especifique seu módulo de Young como 4 MPa e o coeficiente de Poisson como 0,45.
    2. Navegue até o módulo Interação , abra o Gerenciador de restrições, clique no botão Criar para abrir a janela Criar restrição .
      1. Defina o tipo como Associação. Na janela Exibição do modelo , selecione as faces das extremidades vertebrais superior e inferior, bem como os nós vinculados do dispositivo de fusão.
      2. Após confirmar, abra a janela Editar restrição , defina o Método de discretização para o padrão de análise e especifique para não excluir a espessura do elemento de casca.
      3. Defina as configurações de interação de acordo com as condições biomecânicas após a fusão intervertebral ideal. Ignore possíveis deslizamentos entre o osso e os parafusos ou gaiola.
      4. Defina as relações de contato entre os parafusos e o osso esponjoso e entre a gaiola e as superfícies finais dos corpos vertebrais superior e inferior como ligação.
      5. Defina a propriedade de interação de contato entre as superfícies de contato da junta como atrito deslizante controlado pela função Penalidade , com um coeficiente de atrito de 0,01 na direção tangencial e contato forte na direção normal onde a separação após o contato é permitida.
    3. Defina as condições de contorno de acordo com as regras do movimento lombossacral humano, onde todos os segmentos vertebrais podem se mover, enquanto o sacro fornece principalmente suporte e fixação.
      1. Acesse o módulo Carregar no software FE, abra o Gerenciador de condições de contorno e clique no botão Criar para abrir a janela Criar condição de contorno .
      2. Defina a Categoria como Mecânica e escolha o tipo aplicável à etapa de análise selecionada como Simetria/Anti-simetria/Vinculação total.
      3. Clique em Continuar e, na interface de exibição do modelo, selecione os nós de superfície do sacro.
      4. Após a conclusão, na janela Editar condição de limite exibida, escolha a opção Totalmente corrigido (U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0).
    4. Consulte a Tabela 1 e a Tabela 2 24,25,26 para todas as configurações de propriedade do material. Use a mesma propriedade do material, relação de interação e configurações de condição de contorno para outros tecidos e estruturas em modelos pré e pós-operatórios.
  3. Validação do modelo de EF individualizado
    1. Estabeleça um ponto de carregamento logo posterior ao centro da placa terminal superior da vértebra L3 antes de aplicar qualquer carga. Acople todos os nós na placa terminal superior L3 com esse ponto de carregamento por meio de relações de restrição.
    2. Aplique diferentes direções de momentos de flexão puros de 3,5 N∙m no ponto de carregamento do modelo para simular os movimentos da coluna lombar durante a flexão, extensão e flexão lateral. Meça a ADM de cada segmento e compare-a com os dados experimentais relatados por Guan et al.27.
    3. Aplique uma carga vertical de 150 N no ponto de carga e imponha diferentes cargas direcionais de 2,5 N∙m, 5 N∙m e 7,5 N∙m para simular o movimento da coluna lombar em várias direções. Medir a ADM de cada segmento e compará-la com os dados experimentais relatados por Panjabi et al.28.
    4. Use o método do eixo de rotação instantâneo para medir e calcular a ADM para cada segmento lombar.
      1. No módulo de pós-processamento do software FE, corrija a vista, capture imagens de deslocamento antes e depois do modelo na mesma vista e importe-as para o software de processamento de imagem.
      2. Determinar o centro instantâneo e o movimento da coluna vertebral de cada segmento de acordo com os métodos descritos na literatura.
      3. Para cada segmento, faça medições três vezes e use a média para minimizar os erros dos diferentes planos de medição.
    5. Aplique uma carga vertical de 500 N e um momento de 7,5 N∙m no ponto de carregamento para simular movimentos de flexão, extensão e flexão lateral.
    6. No pós-processamento, extrair o estresse interno máximo no núcleo pulposo nos discos intervertebrais de cada segmento e comparar os dados com os resultados relatados por Dreischarf e Wike14,29.

4. Carregamento do modelo FE

  1. Aplique os mesmos processos e valores de carga aos modelos pré e pós-PLIF para facilitar a análise das alterações mecânicas após a cirurgia PLIF.
  2. Aplique uma carga vertical descendente de 400 N no ponto de carga acima da vértebra L3 e uma carga de momento de 7,5 N∙m em cada direção no ponto de carga para simular a flexão humana para frente, extensão para trás, flexão lateral e movimento de torção.
    NOTA: Apenas o movimento na direção unilateral durante a flexão lateral e a torção precisa ser simulado, pois o modelo lombossacral paramétrico é simétrico em relação ao plano sagital.
  3. Consulte a Figura 1B para obter o modelo final de FE pós-PLIF específico do paciente.

Resultados

Resultados da simulação do modelo específico do paciente em comparação com resultados anteriores da literatura
ADM do disco intervertebral
De acordo com as condições experimentais de carga de Guan et al.27, uma carga de momento fletor puro de 3,5 N∙m em diferentes direções foi aplicada no ponto de carga do modelo para simular o movimento da coluna lombar em flexão, extensão e flexão lateral, e a ADM de cada segmento foi medida e comparada com os resultados do estudo de Guan. Os resultados da comparação são mostrados na Figura 2A-C. Comparado com os dados experimentais de Guan, o modelo FE estabelecido neste estudo apresentou uma ADM menor para cada segmento em flexão e uma ADM maior de L3-L4 em extensão, ambos basicamente dentro de uma faixa razoável de desvio padrão experimental. Durante a flexão lateral, os resultados deste estudo estavam todos dentro da faixa de desvio padrão.

Para validação sob carga combinada (carga axial e carga do momento fletor), referente às condições do experimento in vitro de Panjiabi et al.28, foi aplicada uma carga vertical de 150 N no ponto de carregamento, e momentos de 2,5 N∙m, 5 N∙m e 7,5 N∙m em diferentes direções foram aplicados para simular o movimento da coluna lombar em cada direção. Os resultados são mostrados na Figura 2D-I, onde a direção do eixo y indica a direção do movimento. A maioria dos resultados deste estudo está em boa concordância com dados experimentais in vitro anteriores e a tendência geral é semelhante. A ADM do segmento L4-L5 sob uma grande carga estava ligeiramente além da faixa de erro padrão.

Estresse no núcleo pulposo
Os resultados são mostrados na Figura 2J-L. Podemos concluir que os resultados da simulação do modelo específico do paciente usado aqui estão alinhados com os de outros modelos de FE validados previamente demonstrados, bem como com os de dados experimentais in vitro relevantes14,29.

Alteração da ADM dos segmentos adjacentes antes e após a cirurgia de PLIF
As alterações na ADM dos segmentos adjacentes são mostradas na Figura 3. Aumentos significativos em todas as direções de movimento foram encontrados após a cirurgia de fusão. A mobilidade intervertebral dos segmentos L3-L4 e L5-S1 sob flexão anterior aumentou 15,9% e 25,9%, respectivamente. Sob extensão posterior, a mobilidade intervertebral dos segmentos L3-L4 e L5-S1 aumentou 5,9% e 15,6%, respectivamente. Sob flexão lateral, a mobilidade dos segmentos L3-L4 e L5-S1 aumentou 10% e 17,5%, respectivamente, enquanto a mobilidade dos segmentos L3-L4 e L5-S1 aumentou 19% e 21,4%, respectivamente, durante a torção, o que está de acordo com os resultados dos estudos FE existentes30,31 e experimentos in vitro relevantes32,33.

Alterações na ADM global do modelo lombossacral antes e após a cirurgia de PLIF
A mobilidade lombar geral após a fusão L4-L5 diminuiu 33,5% durante a flexão anterior, 44,3% durante a extensão posterior, 35,6% durante a flexão lateral e 28,6% durante a torção. Pode-se concluir que a ADM global do modelo lombossacral diminuiu significativamente em todas as direções de movimento após a cirurgia de fusão, como mostra a Tabela 3, indicando que, embora a mobilidade dos segmentos adjacentes tenha aumentado após a fusão, a diminuição significativa da mobilidade do segmento fundido resultou em uma diminuição na ADM global e um aumento na rigidez global da região lombossacral.

Tensões nas articulações facetárias de segmentos adjacentes antes e depois do PLIF
Os valores médios de tensão de von Mises de nove pontos uniformemente distribuídos das articulações facetárias foram calculados em ambos os lados; entre eles, o ponto com maior valor foi selecionado como índice para comparar a biomecânica das articulações facetárias antes e após a cirurgia de PLIF.

Conforme mostrado na Figura 4 e na Figura 5, foram encontrados aumentos significativos nas tensões médias nas articulações facetárias dos segmentos adjacentes após PLIF em todas as direções de movimento. As tensões médias nas articulações facetárias dos segmentos L3-L4 e L5-S1 aumentaram 42,2% e 45,3% durante a flexão anterior, 3,1% e 26,8% durante a extensão, 24,8% e 43% durante a flexão lateral e 136,4% e 113% durante a torção, respectivamente. Esses resultados são consistentes com os da literatura 34,35. Neste estudo, também observamos que o aumento da tensão nas articulações facetárias dos segmentos adjacentes ao segmento L3-L4 foi leve durante a extensão posterior (menos de 5%), enquanto o aumento durante a torção foi extremamente significativo (um aumento de mais de 100% em todos os casos).

A Figura 5 mostra a distribuição de tensões nas articulações facetárias de segmentos adjacentes durante o movimento em todas as direções antes e depois do procedimento PLIF. As tensões nas articulações facetárias do segmento L4-L5 diminuíram significativamente após a cirurgia PLIF, enquanto as áreas de estresse altamente concentrado (área vermelha) e moderadamente (áreas amarelas e verdes) aumentaram, indicando que não apenas o estresse máximo nas articulações facetárias dos segmentos adjacentes aumentou após a fusão, mas também que as áreas de estresse concentrado aumentaram, que pode ser um dos fatores importantes que influenciam o TEA.

Estresse nos discos intervertebrais de segmentos adjacentes antes e após PLIF
Após a cirurgia PLIF, a tensão máxima no anel fibroso dos segmentos L3-L4 e L5-S1 aumentou 11,9% e 11,1% durante a flexão anterior, 3,7% e 18,3% durante a extensão, 47,6% e 59,5% durante a flexão lateral e 81,0% e 63,8% durante a torção, respectivamente. A tensão máxima no núcleo pulposo dos segmentos L3-L4 e L5-S1 aumentou 10,3% e 8,3% durante a flexão anterior, 5% e 10,7% durante a extensão, 32,3% e 21,6% durante a flexão lateral e 55,6% e 50% durante a torção, respectivamente.

Conforme mostrado na Figura 6, as tensões tanto no anel fibroso quanto no núcleo pulposo aumentaram durante o movimento em todas as direções após a cirurgia de PLIF, e o aumento mais significativo ocorreu durante a torção. As tensões tanto no anel fibroso quanto no núcleo pulposo foram maiores no segmento L3-L4 do que no segmento L5-S1 durante o movimento em quase todas as direções no pré-operatório. Após a cirurgia de PLIF, o aumento mais significativo do estresse ocorreu no segmento L3-L4 durante a torção, com aumento de 81% no anel fibroso do disco e 55,6% no núcleo pulposo. O aumento da tensão no anel fibroso e no núcleo pulposo durante a flexão lateral foi mais significativo do que durante a flexão e extensão anteriores.

A Figura 7 mostra a distribuição de tensões no anel fibroso e núcleo pulposo dos segmentos adjacentes antes e após a cirurgia de PLIF. Semelhante ao padrão nas articulações facetárias, a concentração de tensão e uma distribuição de tensão mais intensa ocorreram no anel fibroso e no núcleo pulposo durante a torção. Além disso, a tensão interna máxima durante os movimentos de flexão anterior, extensão e flexão lateral foi encontrada no lado que está sendo comprimido, enquanto a localização da tensão máxima durante a torção não foi confinada a um lado.

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Figura 1: Parâmetros e procedimento para desenvolver modelos FE específicos do paciente. (A) Parâmetros para gerar a geometria da coluna lombar específica do paciente. (B) Procedimento para desenvolver modelos de FE pré e pós-operatórios específicos do paciente da coluna lombossacral (L3-S1). Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

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Figura 2: Resultados da simulação do modelo específico do paciente em comparação com os resultados anteriores da literatura. (A-C) ADM do modelo específico do paciente em comparação com o estudo de Guan. (D-F) Comparação da ADM entre a análise de FE usando o modelo específico do paciente e os dados de Panjiabi sob uma carga combinada semelhante no segmento L3-L4. (G-I) Comparação da ADM entre a análise de FE usando o modelo específico do paciente e os dados de Panjiabi sob uma carga combinada semelhante no segmento L4-L5. (JL) Resultados da simulação de tensões no núcleo pulposo entre o presente estudo e outros estudos. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

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Figura 3: ADM do segmento L3-L4 e do segmento L5-S1 antes e depois do PLIF durante o movimento em diferentes direções. (A) Segmento L3-L4 e (B) Segmento L5-S1. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

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Figura 4: Tensão média durante flexão, extensão, flexão lateral e torção nas articulações facetárias antes e depois do PLIF. (A) Flexão. (B) Extensão. (C) Flexão lateral. (D) Torção. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

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Figura 5: Distribuição de tensão nas articulações facetárias durante o movimento em diferentes direções antes e depois do PLIF. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

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Figura 6: Tensão interna no anel fibroso e núcleo pulposo de segmentos adjacentes antes e depois do PLIF. (A) Anel fibroso. (B) Núcleo pulposo. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

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Figura 7: Distribuição de tensões no anel fibroso e núcleo pulposo de segmentos adjacentes antes e após a cirurgia de PLIF. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

InstrumentoPropriedades do materialTipo de malhaMódulo de Young (MPa)Coeficiente de Poisson
Parafuso pedicularTitânioC3D41100000.3
Hastes de fixação
Dispositivo de fusão intervertebralPolieteretercetonaC3D437000.3

Tabela 1: Propriedades do material de fixação interna e instrumentação de fusão

EstruturaTipo de unidadeMódulo de elasticidade (MPa)Coeficiente de PoissonDensidade (kg/mm3)
Osso corticalS4120000.31.7 × 10-6
Osso corticalC3D41000.21.1 × 10-6
Elemento posteriorC3D435000.251.4 × 10-6
Placa finalS423.80.41.2 × 10-6
Anel fibrosoC3D8HC10 = 0,18, C01 = 0,045-1.05 × 10-6
Núcleo pulposoC3D8HC10 = 0,12, C01 = 0,03-1.02 × 10-6

Tabela 2: Parâmetros de propriedade do material do modelo FE lombar

Direções de mudançaDeslocamento máximo antes de PLIF/mmDeslocamento máximo após PLIF/mmVariação percentual
Flexão para frente49.833.1-33.50%
Extensão19.210.7-44.30%
Flexão lateral29.819.2-35.60%
Torção18.513.2-28.60%

Tabela 3: Deslocamento máximo durante o movimento em diferentes direções antes e depois do PLIF

Discussão

Neste estudo, um modelo de FE geometricamente paramétrico específico do paciente foi estabelecido para analisar as características biomecânicas da coluna lombar após a cirurgia de PLIF. Os resultados mostraram que o estresse nas articulações facetárias e no disco do segmento fundido diminuiu significativamente após a cirurgia de PLIF, indicando que o PLIF poderia efetivamente fortalecer a estabilidade do segmento descomprimido e retardar o agravamento da lesão. A mobilidade geral da coluna lombar diminuiu após a cirurgia PLIF, enquanto a ADM, o estresse da articulação facetária, as áreas de estresse concentrado nas articulações facetárias e o estresse nos discos intervertebrais adjacentes aumentaram em graus variados. Isso sugere que a fusão não apenas restringiu o movimento lombar, mas também permitiu que os segmentos adjacentes se movessem em uma faixa maior e compartilhassem mais carga para compensar o segmento fundido. Forma-se, portanto, um ciclo vicioso que aumenta ainda mais o estresse nos segmentos adjacentes, resultando em aumento da concentração de estresse e aumento do risco de doenças degenerativas nos segmentos adjacentes. Nossos resultados são consistentes com os de estudos de FE por outros pesquisadores36,37 e experimentos com espécimes de cadáveres de Weinhoffer26 e Cunningham38. Embora a magnitude do aumento do estresse no disco intervertebral varie muito de estudo para estudo, acreditamos que essa variação esteja relacionada a diferenças nas amostras, carga ou métodos de medição.

Também descobrimos que as tensões nas articulações facetárias do segmento adjacente proximal (L3-L4) foram maiores do que nas articulações facetárias do segmento distal (L5-S1) durante o movimento em quase todas as direções (flexão para frente, extensão para trás e torção). O aumento da tensão nos segmentos adjacentes proximal e distal durante a torção foi mais significativo (>50%) do que durante o movimento em outras direções. Em particular, o estresse nas articulações facetárias e no anel fibroso do segmento adjacente proximal (L3-L4) aumentou em maior extensão do que no segmento adjacente distal (L5-S1). Tem sido sugerido que o segmento adjacente proximal é mais propenso à degeneração do que o segmento adjacente distal após a fusão espinhal devido ao aumento significativo do estresse39.

Com base nos achados deste estudo, é extremamente importante que os cirurgiões implementem estratégias durante as cirurgias de fusão espinhal para reduzir o risco de TEA, principalmente no segmento proximal. Isso inclui planejamento pré-operatório, como avaliação de fatores de risco para TEA, por exemplo, degeneração pré-existente em segmentos adjacentes ou equilíbrio sagital anormal. Além disso, é aconselhável adotar uma abordagem mais conservadora durante o processo cirúrgico, como limitar o número de segmentos fundidos. Além disso, considerando o aumento significativo do estresse durante a torção, medidas proativas, como fundir as articulações facetárias do segmento adjacente superior ou incentivar os pacientes a compensar o movimento lombar com atividades dos membros inferiores durante a recuperação pós-operatória para minimizar a amplitude da torção lombar, podem ser benéficas.

Este estudo propõe um método para parametrização individualizada na modelagem lombossacral de FE. O teste de validação realizado neste estudo demonstrou que o modelo de EG lombossacral L3-S1 estabelecido neste estudo está alinhado com os dados da literatura anterior27,28. Uma pequena quantidade de dados de simulação excedeu ligeiramente a faixa de erro padrão, como a ROM do segmento L4-L5 sob uma grande carga, que pode ter sido causada por diferenças individuais ou diferenças de parâmetros do modelo. No entanto, o desvio não foi grande e a tendência estava de acordo com os resultados da literatura. Além disso, acreditamos que essa diferença tem pouco impacto nos resultados da simulação em outras direções e na explicação clínica final, uma vez que o corpo humano raramente suporta grandes cargas sob torção horizontal. Em relação ao estresse no núcleo pulposo sob pressão, os resultados da simulação do modelo utilizado neste estudo também foram alinhados com os dados da literatura 14,29. De modo geral, as características biomecânicas deste modelo de estudo são consistentes com a teoria existente, o que indica que o modelo pode ser utilizado para simular o movimento da região lombossacral sob cargas convencionais, bem como para analisar as características bioquímicas individuais após cirurgia da coluna lombar.

O ponto crucial dessa modelagem está no uso de formas geométricas simples para imitar de perto a forma das vértebras e dos tecidos circundantes, particularmente a forma dos ossos de suporte de carga. Isso é conseguido no software de modelagem criando um modelo controlado por parâmetros composto por geometrias simples por meio de métodos operacionais diretos. O principal desafio neste processo é posicionar os segmentos da coluna modelados no espaço tridimensional para formar um modelo espinhal lombossacral coerente usando imagens de raios-X laterais como referência sagital. Isso requer ajuste manual nos planos sagital, coronal e transversal para evitar desalinhamento espacial ou interferência entre as vértebras. Atualmente, essa etapa só pode ser concluída manualmente, o que é demorado e não pode ser facilmente resolvido sem a introdução da tecnologia de reconhecimento de pontos de recurso.

O método de modelagem proposto neste estudo também apresenta algumas limitações. Em primeiro lugar, este modelo parametrizado considera principalmente a fixação interna ou fusão na coluna lombar, com simplificações significativas feitas na morfologia do sacro. Isso ocorre porque, em estudos com foco nas características de suporte de carga da coluna lombar, o sacro é normalmente considerado imóvel. Portanto, o modelo não é aplicável em situações com envolvimento sacral na fixação interna. Em segundo lugar, cada corpo vertebral no modelo é definido separadamente com osso cortical e esponjoso, assumindo espessura e homogeneidade uniformes para o osso cortical e homogeneidade para o osso esponjoso. Isso não leva em conta as variações potenciais na densidade óssea causadas pela osteoporose. Em terceiro lugar, embora este estudo empregue uma abordagem de modelagem estática simplificada, usando predominantemente formas geométricas básicas para representação da região lombossacral, existem modelos mais complexos20,40, como modelos viscoelásticos, poroelásticos e poro-hiperelásticos comumente encontrados em estudos existentes da coluna lombar. A escolha de um modelo estático simplificado foi impulsionada por nosso foco em formas geométricas individualizadas dentro da modelagem lombossacral de FE. Essa abordagem, embora menos complexa do que a dos modelos viscoelásticos ou poroelásticos, oferece vantagens significativas em termos de eficiência computacional e facilidade de personalização individual. Ele permite uma rápida adaptação às variações anatômicas individuais, o que é fundamental para aplicações clínicas personalizadas. Comparado a modelos viscoelásticos ou poroelásticos mais complexos, o modelo estático simplificado usado aqui pode não capturar certos aspectos dinâmicos ou fluídicos da biomecânica da coluna vertebral com a mesma fidelidade. No entanto, para os propósitos deste estudo - com foco em formas geométricas individualizadas e simulações de carga convencionais - o modelo fornece um trade-off equilibrado entre detalhes e aplicabilidade prática.

Neste estudo, o método de modelagem FE geometricamente paramétrico mostrou muitas vantagens, como menor tempo de computação, melhor convergência do modelo e mais conveniência na obtenção de modelagem específica do paciente do que o método de modelagem de TC usado atualmente. Estudos futuros podem se concentrar na fusão do método de modelagem usado aqui com o reconhecimento de imagem baseado em algoritmos de inteligência artificial para amplificar a modelagem totalmente automatizada e a análise biomecânica eficiente. Nosso método de modelagem também pode ser aplicado em estudos de análise biomecânica com um grande tamanho de amostra, melhorando assim a confiabilidade das conclusões e elucidando os mecanismos das doenças da coluna vertebral para desenvolver métodos inovadores de tratamento e estratégias de prevenção.

Divulgações

Os autores declaram que não têm interesses conflitantes ou outros interesses que possam ser percebidos como influenciando os resultados e/ou discussões relatados neste artigo.

Agradecimentos

Esta pesquisa não recebeu nenhuma bolsa específica de agências de fomento nos setores público, comercial ou sem fins lucrativos.

Materiais

Lista de materiais utilizados neste artigo
NomeEmpresaNúmero de catálogoComentários
AbaqusDassaulthttps://www.3ds.com/products/simulia/abaqusAnálise de elementos finitos
AutoCADAutodeskhttps://www.autodesk.com/products/autocad/Um software de design assistido por computador de engenharia usado para medir a ADM de diferentes segmentos vertebrais 
Conjunto de dados de tomografia computadorizada China Japão Friendship HospitalConjunto de dados de um homem adulto saudável sem histórico de trauma, deformidade ou tumor da coluna vertebral (altura 180 cm, peso 68 kg). Os dados brutos foram armazenados no formato Dicom 3.0 com tamanho de pixel de 0,33 mm e espaçamento entre camadas de 1 mm.
Hypermesh 2019Altairhttps://altair.com/hypermesh/  Geração de malha
Imita a Pesquisa 21.0Materializarhttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimicsConstrução de modelos

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