Биомеханический анализ смежных сегментов после операции по спондилодезу с использованием геометрически параметрической конечно-элементной модели, специфичной для пациента

Yuming Wang; Qianyi Shen; Chang Liang; Yanzhu Shen; Xiangsheng Tang; Ping Yi

doi:10.3791/66247

Методическая статья

Биомеханический анализ смежных сегментов после операции по спондилодезу с использованием геометрически параметрической конечно-элементной модели, специфичной для пациента

1.1K просмотров

⸱

DOI:

10.3791/66247

⸱

19 января 2024 г.

Yuming Wang¹ , Qianyi Shen² , Chang Liang² , Yanzhu Shen¹ , Xiangsheng Tang¹ , Ping Yi¹

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

В этой статье

Краткое содержание

В данной работе мы использовали конечно-элементную модель для конкретного пациента для анализа механических изменений в смежных сегментах после операции по спондилодезу. Результаты показали, что операция по спондилодезу уменьшала общее движение поясничного отдела позвоночника, но увеличивала нагрузку и напряжение в соседних сегментах, особенно в проксимальном сегменте.

Аннотация

Целью данного исследования было проведение механического анализа смежных сегментов после операции по спондилодезу с использованием геометрически параметрической конечно-элементной модели, специфичной для конкретного пациента, для выяснения механизма дегенерации смежного сегмента (РАС), тем самым обеспечивая теоретические доказательства для ранней профилактики заболевания. Четырнадцать параметров, основанных на геометрии позвоночника, специфичной для пациента, были извлечены из предоперационной компьютерной томографии (КТ) пациента, а относительное положение каждого сегмента позвоночника было определено с помощью метода сопоставления изображений. С помощью вышеуказанного метода была создана предоперационная модель позвоночника для конкретного пациента. Послеоперационная модель после операции L4-L5 по лечению заднего поясничного межтелового спондилодеза (PLIF) была построена с использованием того же метода, за исключением того, что пластинка и межпозвоночный диск были удалены, а также вставлены кейдж, 4 транспедикулярных винта и 2 шатуна. Диапазон движений (ROM) и изменения напряжения определяли путем сравнения значений каждой анатомической структуры между предоперационной и послеоперационной моделями. Общая ROM поясничного отдела позвоночника уменьшилась после спондилодеза, в то время как ROM, нагрузка в фасеточных суставах и нагрузка в межпозвоночном диске соседних сегментов увеличились. Анализ распределения напряжения в фиброзном кольце, пульпозном ядре и фасеточных суставах также показал, что не только максимальное напряжение в этих тканях было повышено, но и области умеренного и высокого напряжения также были расширены. При кручениях напряжение в фасеточных суставах и фиброзном кольце проксимального соседнего сегмента (L3-L4) увеличивалось в большей степени, чем в дистальном соседнем сегменте (L5-S1). В то время как операция по сращению вызывает общее ограничение движений в поясничном отделе позвоночника, она также вызывает большее распределение нагрузки между соседними сегментами для компенсации сросшегося сегмента, тем самым увеличивая риск развития ДМПП. Проксимальный соседний сегмент более подвержен дегенерации, чем дистальный смежный сегмент после спондилодеза из-за значительного увеличения нагрузки.

Введение

Хирургия межпозвоночного спондилодеза является наиболее часто используемой хирургической процедурой для лечения дегенеративных заболеваний поясничного отдела позвоночника¹. Отличный результат в краткосрочном периоде после операции может быть достигнут более чем у 90% пациентов². Тем не менее, результаты долгосрочного последующего исследования показали, что у некоторых пациентов развилась дегенерация сегментов, прилегающих к сросшемуся сегменту³. Поясничный межтеловой спондилодез ускоряет дегенеративные изменения в смежных сегментах, которые известны как дегенерация смежных сегментов (ДМПП). Согласно литературным данным, частота РАС, диагностированных на основе медицинских визуализационных обследований^, колеблется от 36% до 84% через пять лет после операции по сращиванию, что может привести к таким симптомам, как иррадиирующая боль или перемежающаяся хромота и, возможно, даже к необходимости ревизионной операции. Механизм возникновения РАС остается неизвестным, но большинство исследователей считают, что важную роль играют биомеханические факторы. Некоторые связывают РАС с увеличением диапазона движений (ROM) соседних сегментов после операции ^5,6, некоторые связывают это с повышенным внутридисковым давлением в соседних сегментах ^7,8,9, а третьи связывают это с увеличением напряжения в фасеточных суставах соседних сегментов¹⁰.

Среди различных методов, используемых для изучения биомеханики позвоночника, моделирование методом конечных элементов (КЭ) широко используется, поскольку оно является неинвазивным, недорогим и воспроизводимым. Некоторые исследователи 11,12,13 создали 3D ФЭ-модель всего поясничного отдела позвоночника (L1-L5) с данными, извлеченными из предоперационной компьютерной томографии (КТ), что позволило изучить различные аспекты биомеханики позвоночника, начиная от реакции позвоночника на различные условия нагрузки^14,15 и заканчивая эффектами различных патологий¹⁶ и эффектами соответствующих методов и методов ^{лечения17}. Несмотря на то, что описанный выше метод моделирования мог бы дать результаты в отношении специфичной для пациента геометрии позвоночника со сложным интерфейсом и большим объемом информации, недостижимой в экспериментах in vivo, его клиническое использование остается ограниченным из-за трудоемкого характера процесса, что делает метод доступным только для моделей, основанных на одном или нескольких субъектах¹⁴. Для решения этой проблемы Nikkhoo et ^al.18 создали упрощенную модель пояснично-крестцового канала L1-S1, в которой геометрия позвоночника контролируется параметрами, извлеченными из данных предоперационного изображения пациента, что позволяет автоматически генерировать или обновлять модели, специфичные для пациента, в соответствии с входными параметрами. Доказана, что модель КЭ, основанная на этом методе моделирования, имеет хорошую валидность. Тем не менее, были значительные различия во внутридисковом давлении, средних напряжениях в фасеточных суставах и средних напряжениях в фиброзном кольце по сравнению с предыдущей реконструированной моделью на основе компьютерной томографии. Другая упрощенная модель позвоночника была применена в исследовании Ghezelbash et ^al.19, но эта модель сильно отличалась от реальной геометрии поясничного отдела позвоночника из-за цилиндрической формы позвонков и отсутствия структуры относительно задних элементов.

Поэтому в данном исследовании мы разработали геометрически параметрическую модель КЭ для конкретного пациента для достижения более эффективного процесса моделирования и анализа с хорошей валидностью. Затем мы провели механический анализ смежных сегментов после операции по сращиванию, чтобы выяснить механизм и предоставить теоретические доказательства для ранней профилактики РАС.

Протокол

Протокол был составлен в соответствии с Хельсинкской декларацией, а протокол был одобрен Институциональным наблюдательным советом Госпиталя китайско-японской дружбы.

1. Параметрическое моделирование геометрии поясничного отдела позвоночника

Извлечь исходные данные (формат DICOM 3.0 с размером пикселя 0,33 мм и расстоянием между слоями 1 мм) для моделирования из набора данных компьютерной томографии взрослого здорового мужчины без травм, деформаций и опухолей позвоночника в анамнезе (рост 180 см, вес 68 кг).
Выберите 14 характеристических параметров для достижения формирования контуров позвоночника, учитывая морфологические особенности поясничного отдела позвоночника, которые вызывают наибольшую озабоченность в клинической практике и в новейшей литературе^18,20.
1. Измерьте все 14 этих параметров непосредственно на изображениях компьютерной томографии с помощью программного обеспечения для обработки 3D-изображений, как показано на рисунке 1A.
2. В окне «Осевой вид » используйте инструмент «Эллипс» для точного измерения параметров торцевой пластины позвонка.
3. Для каждого сегмента позвоночника и позвонка первоначально тщательно изучите снимки компьютерной томографии в осевом направлении сверху вниз. Определите изображение, показывающее наиболее полную и большую площадь границы позвонка, для последующего измерения данных.
4. Используйте инструмент «Эллипс» в измерительном модуле, чтобы он соответствовал нижней торцевой пластине позвонка, как показано на рисунке 1A.
5. После проведения нескольких измерений вычислите среднее значение, чтобы убедиться, что отклонение между площадью эллипса и областью позвонка остается в пределах 10%.
6. Измерьте длину длинной и короткой осей подогнанного эллипса, обозначив их параметрами A1 и A2.
7. Кроме того, измерьте поперечное сечение в самой узкой части среднего сечения и верхней торцевой пластине, обозначив их параметрами B1, B2, C1 и C2.
8. В окне «Вид короны » используйте инструмент « Измерение расстояния » для определения высоты позвонка, представленной параметром H.
Используйте инструмент измерения угла для количественной оценки углов заднего наклона верхней и нижней граней в сагиттальном виде, определенных как параметры α и β.
1. В окне осевого вида КТ используйте инструмент измерения расстояния для измерения расстояния по вертикали от среднего участка позвонка до пластинки в качестве параметра управления длиной ножки L1.
2. Аналогичным образом, используйте инструменты Измерение угла и Измерение расстояния для измерения параметров L2, γ, L3 и θ в окне осевого просмотра КТ соответственно в качестве управляющих параметров для поперечного и остистого отростков.
3. Чтобы контролировать межнаблюдательную и внутринаблюдательную вариабельность, позвольте двум врачам с более чем 5-летним опытом работы в области хирургии позвоночника измерить каждый из параметров 3 раза, чтобы подтвердить надежность данных.
Примените программное обеспечение для моделирования для построения модели с помощью функции Solid Release в соответствии с упрощенной схемой проектирования модели на рисунке 1A для всех сегментов позвоночника, кроме крестца.
1. Установите три опорные плоскости и отрегулируйте расстояние между верхней и нижней плоскостями в соответствии с высотой позвонка. На каждой плоскости нарисуйте три концентрических эллипса, выровняв их размеры с измерениями данных КТ.
2. Используйте эти нарисованные эллипсы в качестве контуров ограничений для функции Solid Release , что приведет к созданию упрощенной модели позвонка.
Чтобы воссоздать контакт поверхности дуги в месте соединения граней, используйте инструмент "Цилиндрические поверхности " для имитации поверхностей граней.
1. Убедитесь, что верхняя грань имеет форму вогнутой поверхности цилиндрической дуги на 1/4, а нижняя грань имеет форму выпуклой поверхности с цилиндрической дугой на 1/4. Чтобы снизить концентрацию напряжения во время выравнивания граней, соответствующим образом закруглите края верхней и нижней граней.
Сгенерируйте вытянутый объект между фасеткой и позвонком, чтобы эмулировать ножку. Поскольку форма поперечного отростка или остистого отростка минимально влияет на последующие приращения связочных элементов, используйте обычный параллелепипед для воспроизведения геометрического контура этих отростков.
1. Закруглите некоторые углы для более четкого изображения. Измените значения 14 параметров признаков в программном обеспечении для моделирования, чтобы создать геометрию позвоночника для конкретного пациента.
Измеряйте только параметры C1 и C2 верхней торцевой пластины крестца в окне поперечного сечения КТ и параметр угла наклона верхней грани α в сагиттальном окне с помощью метода измерения, аналогичного описанному в шаге 1.1, учитывая, что расчет модели КЭ в основном сосредоточен на напряжении грани и верхней торцевой пластины.
1. Создайте конусную структуру с широким верхом и узким низом в качестве упрощенной модели крестца с столбчатой структурой, простирающейся с обеих сторон, чтобы имитировать крылья крестца и обеспечить точки крепления связок в программном обеспечении для моделирования. Используйте три вышеуказанных параметра для управления геометрией S1. Упрощенная сакральная модель приведена на рисунке 1B .
Примените метод сопоставления изображений для определения относительного положения каждого сегмента позвоночника.
1. Импортируйте все модели позвонков и крестцового крестца в интерфейс сборки программного обеспечения для моделирования, где в качестве опорного фона загружается среднее сагиттальное изображение изображения КТ.
2. Вращайте, перемещайте и масштабируйте каждый сегмент позвонка, чтобы он соответствовал соответствующей части эталонного изображения (рис. 1B).
Извлеките контуры соседней торцевой пластины позвонка для высвобождения твердого вещества.
1. Выберите соседние торцевые пластины позвонков и вставьте их в эскиз, чтобы получить межпозвоночный диск.
2. Используйте команду "Преобразовать ссылку на объект " для извлечения контуров торцевой пластины позвонка в виде эллиптических линий на эскизе и выполнения освобождения эскиза для создания упрощенной модели матрицы диска.
3. Создайте пульпозное ядро таким же образом, как и дисковую матрицу, в дополнение к уменьшению эскиза эллипса до 40% от исходной площади и его смещению немного назад в эскизе.
4. Кроме того, увеличьте модель пульпозного ядра на 10%, чтобы облегчить сегментацию торцевой пластины при создании сетки. На рисунке 1B приведена окончательная упрощенная модель диска.

2. Построение модели заднего поясничного межтелового спондилодеза (PLIF) с геометрией, специфичной для пациента

Перезагрузите упрощенную модель в программном обеспечении для моделирования. Выберите сегмент межпозвоночного диска L4-L5 для спондилодеза.
Удалить пластинку и остистый отросток L4 позвонка вручную на основании индивидуализированной параметрической модели поясничного отдела позвоночника. Удалите межпозвоночный диск L4-L5.
Поместите кейдж в межпозвонковое пространство для сращения костей, а оставшееся межпозвоночное пространство вокруг сращенного кейджа заполните костной структурой.
Применяйте метод заднего поясничного межпозвонкового спондилодеза (PLIF) путем двусторонней вставки транспедикулярных винтов в ножку.
1. Согласно литературе²¹, используют винты диаметром 5,5 мм и длиной 45 мм, фиксирующие стержни диаметром 6 мм и длиной 60 мм, а также клеж для трансплантата длиной 22 мм и шириной 8 мм.
2. Отрегулируйте положение транспедикулярных винтов таким образом, чтобы точка входа находилась примерно в центре ножки.
3. Используйте метод булевых операций в программном обеспечении для моделирования, используя команду комбинации в опциях функции.
4. Установите тип операции на вычитание, используя позвонки L4 и L5 в качестве основных объектов и транспедикулярные винты в качестве субтрактивных объектов для выполнения моделирования траекторий транспедикулярных винтов L4 и L5.
5. Используйте ту же процедуру, задав тип операции для добавления, чтобы объединить модели винтов и фиксирующих стержней в единое целое. На рисунке 1B приведена построенная модель PLIF для конкретного пациента.

3. Создание параметрических, специфичных для пациента, предоперационных и послеоперационных моделей КЭ

Генерация сетки
1. Используйте программное обеспечение^{mesh 22} для создания сетки в предоперационных и послеоперационных моделях после геометрической обработки. Импортируйте модель stp и используйте модуль 2D Meshing Auto Mesh для установки размеров сетки поверхности и типов элементов. Создание сетки поверхности моделей.
2. Используйте модуль 3D Meshing Solid Map для установки типов элементов сетки объектов и автоматического создания твердотельной сетки. Используйте четырехугольные элементы размером 1 мм для поверхностного зацепления транспедикулярных винтов и фиксирующих стержней и автоматически создавайте сплошную сетку из смеси элементов C3D4 и C3D8R.
3. Для устройства межпозвоночного спондилодеза используйте треугольные элементы размером 1 мм для создания поверхностной сетки и тетраэдральные элементы C3D4 для сплошной сетки.
4. Из-за неправильной формы модели остаточного межпозвоночного диска для сегмента L4-L5 используйте треугольные элементы размером 1,5 мм для поверхностного зацепления на торцевых поверхностях. Создайте твердотельную сетку методом экструзии, используя смесь элементов C3D8R и C3D4.
5. Создайте сетку для остальных частей модели после PLIF тем же методом, что и для предоперационной модели, в результате чего в модели после PLIF будет создано 617 231 ячейка и 151 078 узлов.
Свойства материала и настройки взаимодействия
1. Импортируйте модели с сеткой до и после операции в программное обеспечение FE для предварительной обработки.
  1. На панели «Диспетчер материалов » задайте «Поведение материала » транспедикулярных винтов, фиксирующих стержней и устройств для межпозвоночного спондилодеза как изотропных линейных упругих материалов.
  2. На вкладке Данные укажите модуль Юнга и коэффициент Пуассона материалов.
  3. Для винтов и стержней используйте титановый сплав, а для устройства для плавления используйте полиэфирэфиркетон. В таблице 2 приведены конкретные параметры свойств этих двух материалов.
  4. Поскольку сетка остаточного межпозвоночного диска в точке L4-L5 не является шестигранной и не может быть определена как гиперупругий материал, обратитесь к соответствующей литературе²³ и установите его как изотропный линейный упругий материал в Менеджере материалов; укажите его модуль Юнга как 4 МПа, а коэффициент Пуассона как 0.45.
2. Перейдите в модуль «Взаимодействие », откройте Менеджер ограничений, нажмите кнопку « Создать », чтобы открыть окно «Создать ограничение ».
  1. Установите тип Привязка. В окне «Отображение модели » выберите верхнюю и нижнюю торцевые грани позвонков, а также связанные узлы устройства для сращения.
  2. После подтверждения откройте окно "Редактировать ограничение ", установите для параметра "Метод дискретизации " значение по умолчанию для анализа и укажите, чтобы не исключать толщину элемента оболочки.
  3. Установите настройки взаимодействия в соответствии с биомеханическими условиями после идеального межпозвонкового спондилодеза. Игнорируйте возможное соскальзывание между костью и винтами или клеткой.
  4. Установите соотношения контакта между винтами и губчатой костью, а также между клеткой и торцевыми поверхностями тел верхнего и нижнего позвонков в качестве связывания.
  5. Установите свойство контактного взаимодействия между контактными поверхностями шарнира как трение скольжения, контролируемое функцией Penalty , с коэффициентом трения 0,01 в тангенциальном направлении и жестким контактом в нормальном направлении, где допускается разделение после контакта.
3. Задайте граничные условия по правилам движения пояснично-крестцового аппарата человека, где могут двигаться все позвоночные сегменты, в то время как крестец в основном обеспечивает опору и фиксацию.
  1. Откройте модуль "Нагрузка " в программном обеспечении для конечных элементов, откройте Менеджер граничных условий и нажмите кнопку " Создать ", чтобы открыть окно "Создать граничное условие ".
  2. Установите для параметра Категория значение Механический и выберите тип, применимый к выбранному шагу анализа, как Симметрия/Антисимметрия/Полная фиксация.
  3. Нажмите кнопку Продолжить и в интерфейсе отображения модели выберите поверхностные узлы крестца.
  4. По завершении в появившемся окне "Редактировать граничное условие " выберите опцию "Полностью фиксированный" (U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0).
4. Смотрите Таблицу 1 и Таблицу 2 24,25,26 для всех настроек свойств материала. Используйте те же свойства материала, взаимоотношения и настройки граничных условий для других тканей и структур в пред- и послеоперационных моделях.
Валидация индивидуализированной модели КЭ
1. Перед применением каких-либо нагрузок установите точку нагружения прямо позади центра верхней торцевой пластины L3-позвонка. Соедините все узлы на верхней торцевой пластине L3 с этой точкой нагружения с помощью отношений ограничений.
2. Прикладывайте различные направления чистых изгибающих моментов 3,5 Н∙м в точке нагружения модели, чтобы смоделировать движения поясничного отдела позвоночника во время сгибания, разгибания и бокового сгибания. Измерьте ROM для каждого сегмента и сравните его с экспериментальными данными, представленными Guan et ^al.27.
3. Приложите вертикальную нагрузку 150 Н в точке нагружения и приложите различные направленные нагрузки 2,5 Н∙м, 5 Н∙м и 7,5 Н∙м, чтобы смоделировать движение поясничного отдела позвоночника в различных направлениях. Измерьте ПЗУ для каждого сегмента и сравните его с экспериментальными данными, представленными Panjabi et ^al.28.
4. Используйте метод мгновенной оси вращения для измерения и расчета ROM для каждого сегмента поясничного отдела.
  1. В модуле постобработки программного обеспечения FE зафиксируйте вид, сделайте снимки смещения модели до и после на том же виде и импортируйте их в программное обеспечение для обработки изображений.
  2. Определите мгновенный центр и движение позвоночника каждого сегмента в соответствии с методами, описанными в литературе.
  3. Для каждого сегмента выполните измерения три раза и используйте среднее значение, чтобы свести к минимуму погрешности в разных плоскостях измерения.
5. Приложите вертикальную нагрузку 500 Н и момент 7,5 Нм в точке нагружения для имитации движений на сгибание, разгибание и боковое изгибание.
6. При постобработке извлеките максимальное внутреннее напряжение в пульпозном ядре в межпозвоночных дисках каждого сегмента и сравните данные с результатами, представленными Dreischarf and Wike^14,29.

4. Загрузка модели КЭ

Применяйте те же процессы и значения нагрузки к моделям до и после PLIF, чтобы облегчить анализ механических изменений после операции PLIF.
Приложите вертикальную нагрузку 400 Н вниз в точке нагружения над позвонком L3 и моментную нагрузку 7,5 Нм в каждом направлении в точке нагружения, чтобы смоделировать сгибание человека вперед, разгибание назад, боковое изгибание и скручивание.
ПРИМЕЧАНИЕ: Необходимо моделировать только движение в одностороннем направлении во время бокового изгиба и скручивания, поскольку параметрическая модель пояснично-крестцового контура симметрична относительно сагиттальной плоскости.
На рисунке 1B приведена окончательная модель КЭ после PLIF для конкретного пациента.

Результаты

Результаты симуляции пациент-специфичной модели в сравнении с результатами предыдущей литературы
ПЗУ межпозвоночного диска
В соответствии с экспериментальными условиями нагружения Guan et ^al.27, в точке нагружения модели был приложен чистый изгибающий момент в 3,5 Н∙м в разных направлениях для моделирования движения поясничного отдела позвоночника при сгибании, разгибании и боковом сгибании, а также измерялось ROM каждого сегмента и сравнивалось с результатами исследования Guan. Результаты сравнения представлены на рисунке 2A-C. По сравнению с экспериментальными данными Гуана, модель КЭ, созданная в этом исследовании, имела меньшую ПЗУ для каждого сегмента при сгибании и большую ПЗУ L3-L4 при растяжении, оба из которых в основном находились в разумном диапазоне экспериментального стандартного отклонения. Во время бокового изгиба все результаты этого исследования находились в диапазоне стандартного отклонения.

Для валидации при комбинированной нагрузке (осевая нагрузка и нагрузка изгибающего момента), ссылаясь на условия эксперимента Panjiabi et ^al.28in vitro, в точке нагружения прикладывалась вертикальная нагрузка в 150 Н, а для моделирования движения поясничного отдела позвоночника в каждом направлении прикладывались моменты 2,5 Н·м, 5 Н·м и 7,5 Н·м в разных направлениях. Результаты показаны на рисунке 2D-I, где направление оси y указывает направление движения. Большинство результатов этого исследования хорошо согласуются с предыдущими экспериментальными данными in vitro, и общая тенденция аналогична. ПЗУ сегмента L4-L5 при большой нагрузке немного выходило за стандартный диапазон погрешностей.

Стресс в пульпозном ядре
Результаты показаны на рисунке 2J-L. Мы можем сделать вывод, что результаты моделирования использованной здесь модели для конкретного пациента согласуются с результатами других ранее продемонстрированных валидированных моделей КЭ, а также с соответствующими экспериментальными данными in vitro ^14,29.

Изменение ROM смежных сегментов до и после операции PLIF
Изменения в ПЗУ смежных сегментов показаны на рисунке 3. Значительное увеличение во всех направлениях движения было обнаружено после операции по сращению. Межпозвонковая подвижность сегментов L3-L4 и L5-S1 при прямом сгибании увеличилась на 15,9% и 25,9% соответственно. При заднем разгибании межпозвонковая подвижность сегментов L3-L4 и L5-S1 увеличилась на 5,9% и 15,6% соответственно. При боковом изгибе подвижность сегментов L3-L4 и L5-S1 увеличилась на 10% и 17,5% соответственно, в то время как подвижность сегментов L3-L4 и L5-S1 увеличилась на 19% и 21,4% соответственно при кручении, что согласуется с результатами существующих исследований КЭ^30,31 и актуальных экспериментов in vitro ^32,33^.

Изменения в общем ROM пояснично-крестцовой модели до и после операции PLIF
Общая подвижность поясничного отдела после сращения L4-L5 снизилась на 33,5% при переднем сгибании, на 44,3% при заднем разгибании, на 35,6% при латеральном сгибании и на 28,6% при перекруте. Можно сделать вывод, что общее ROM пояснично-крестцовой модели значительно уменьшилось во всех направлениях движения после операции по сращению, как показано в таблице 3, что указывает на то, что, хотя подвижность смежных сегментов увеличилась после слияния, значительное снижение подвижности сросшегося сегмента привело к уменьшению общего ROM и увеличению общей жесткости пояснично-крестцовой области.

Напряжения в фасетных соединениях смежных сегментов до и после PLIF
Были рассчитаны средние значения напряжений по Мизесу для девяти равномерно распределенных точек фасетных соединений с обеих сторон; Среди них точка с наибольшим значением была выбрана в качестве индекса для сравнения биомеханики фасеточных суставов до и после операции PLIF.

Как показано на рисунках 4 и 5, было обнаружено значительное увеличение средних напряжений в фасетных соединениях смежных сегментов после PLIF во всех направлениях движения. Средние напряжения в фасеточных соединениях сегментов L3-L4 и L5-S1 увеличились на 42,2% и 45,3% при прямом сгибании, на 3,1% и 26,8% при разгибании, на 24,8% и 43% при боковом изгибе, на 136,4% и 113% при скручивании соответственно. Эти результаты согласуются с результатами в литературе^34,35. В этом исследовании мы также обнаружили, что увеличение напряжения в фасеточных суставах сегментов, прилегающих к сегменту L3-L4, было незначительным при заднем разгибании (менее 5%), в то время как увеличение во время кручения было чрезвычайно значительным (увеличение более чем на 100% во всех случаях).

На рисунке 5 показано распределение напряжений в фасетных соединениях смежных сегментов при движении в каждом направлении до и после процедуры PLIF. Напряжения в фасеточных суставах сегмента L4-L5 значительно снизились после операции PLIF, в то время как площади сильно (красная область) и умеренно (желтая и зеленая области) концентрированных напряжений увеличились, что указывает не только на максимальное напряжение в фасеточных суставах соседних сегментов после сращения, но и на то, что площади концентрированного напряжения увеличились. что может быть одним из важных факторов, влияющих на РАС.

Напряжение в межпозвоночных дисках смежных сегментов до и после PLIF
После операции PLIF максимальное напряжение в фиброзном кольце сегментов L3-L4 и L5-S1 увеличилось на 11,9% и 11,1% при сгибании вперед, на 3,7% и 18,3% при разгибании, на 47,6% и 59,5% при боковом сгибании, на 81,0% и 63,8% при скручивании соответственно. Максимальное напряжение в пульпозном ядре сегментов L3-L4 и L5-S1 увеличивалось на 10,3% и 8,3% при прямом сгибании, на 5% и 10,7% при разгибании, на 32,3% и 21,6% при боковом изгибе, на 55,6% и 50% при скручивании соответственно.

Как показано на рисунке 6, напряжения как в фиброзном кольце, так и в пульпозном ядре увеличивались во время движения во всех направлениях после операции PLIF, и наиболее значительное увеличение произошло во время кручения. Напряжения как в фиброзном кольце, так и в пульпозном ядре были больше в сегменте L3-L4, чем в сегменте L5-S1 во время движения почти во всех направлениях до операции. После операции PLIF наиболее значительное увеличение напряжения произошло в сегменте L3-L4 во время перекрута, при этом фиброзное кольцо диска увеличилось на 81%, а в пульпозном ядре – на 55,6%. Увеличение напряжения в фиброзном кольце и пульпозном ядре при боковом сгибании было более значительным, чем при сгибании и разгибании вперед.

На рисунке 7 показано распределение напряжения в фиброзном кольце и пульпозном ядре прилегающих сегментов до и после операции PLIF. Подобно картине в фасеточных суставах, концентрация напряжения и более интенсивное распределение напряжения происходили в фиброзном кольце и пульпозном ядре во время перекрута. Кроме того, максимальное внутреннее напряжение при переднем сгибании, разгибании и боковых изгибающих движениях было обнаружено на сжимаемой стороне, в то время как расположение максимального напряжения при скручивании не ограничивалось одной стороной.

figure-results-1
Рисунок 1: Параметры и процедура разработки моделей КЭ для конкретного пациента. (A) Параметры для создания геометрии поясничного отдела позвоночника для конкретного пациента. (B) Методика разработки предоперационных и послеоперационных моделей КЭ пояснично-крестцового отдела позвоночника (L3-S1) с учетом специфики пациента. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-2
Рисунок 2: Результаты симуляции пациент-специфичной модели в сравнении с предыдущими литературными результатами. (A-C) ПЗУ пациент-специфичной модели в сравнении с исследованием Гуана. (Д-Ж) Сравнение ПЗУ между анализом КЭ с использованием модели, специфичной для конкретного пациента, и данными Панджиаби при аналогичной комбинированной нагрузке в сегменте L3-L4. (Г-И) Сравнение ПЗУ между анализом КЭ с использованием модели, специфичной для конкретного пациента, и данными Панджиаби при аналогичной комбинированной нагрузке в сегменте L4-L5. (Дж-Л) Результаты моделирования напряжения в пульпозном ядре между настоящим исследованием и другими исследованиями. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-3
Рисунок 3: ROM сегмента L3-L4 и сегмента L5-S1 до и после PLIF во время движения в разных направлениях. (A) сегмент L3-L4 и (B) сегмент L5-S1. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-4
Рисунок 4: Среднее напряжение при сгибании, разгибании, боковом изгибе и скручивании в фасеточных суставах до и после PLIF. (A) Сгибание. (b) Продление. (В) Боковой изгиб. (D) Кручение. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-5
Рисунок 5: Распределение напряжений в фасеточных соединениях во время движения в различных направлениях до и после PLIF. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

figure-results-6
Рисунок 6: Внутреннее напряжение в фиброзном кольце и пульпозном ядре прилегающих сегментов до и после PLIF. (A) Фиброзное кольцо. (B) Пульпозное ядро. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-7
Рисунок 7: Распределение напряжения в фиброзном кольце и пульпозном ядре прилегающих сегментов до и после операции PLIF. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Инструмент	Свойства материала	Тип сетки	Модуль Юнга (МПа)	Коэффициент Пуассона
Транспедикула-винт	Титан	С3D4	110000	0.3
Фиксирующие стержни	Титан	С3D4	110000	0.3
Аппарат для межпозвоночного спондилодеза	Полиэфирэфиркетон	С3D4	3700	0.3

Таблица 1: Свойства материала инструментов для внутренней фиксации и сплавления

Структура	Тип единицы измерения	Модуль упругости (МПа)	Коэффициент Пуассона	Плотность (кг/^мм3)
Кортикальная кость	С4	12000	0.3	1.7 × ^10-6
Кортикальная кость	С3D4	100	0.2	1.1 × ^10-6
Задний элемент	С3D4	3500	0.25	1.4 × ^10-6
Торцевая пластина	С4	23.8	0.4	1.2 × ^10-6
Фиброзное кольцо	C3D8H	С₁₀= 0,18, С₀₁= 0,045	-	1.05 × ^10-6
Пульпозное ядро	C3D8H	С₁₀= 0,12, С₀₁= 0,03	-	1.02 × ^10-6

Таблица 2: Параметры свойств материала модели поясничного отдела КЭ

Направления движения	Максимальное смещение до PLIF/мм	Максимальное смещение после PLIF/мм	Изменение в процентах
Сгибание вперед	49.8	33.1	-33.50%
Расширение	19.2	10.7	-44.30%
Поперечный изгиб	29.8	19.2	-35.60%
Скручивание	18.5	13.2	-28.60%

Таблица 3: Максимальное смещение при движении в различных направлениях до и после PLIF

Обсуждение

В данном исследовании была создана геометрически параметрическая модель ФЭ, специфичная для пациента, для анализа биомеханических характеристик поясничного отдела позвоночника после операции PLIF. Результаты показали, что напряжение в фасеточных суставах и диске сросшегося сегмента значительно уменьшилось после операции PLIF, что указывает на то, что PLIF может эффективно укреплять стабильность декомпрессионного сегмента и задерживать дальнейшее усугубление поражения. Общая подвижность поясничного отдела позвоночника снизилась после операции PLIF, в то время как ROM, нагрузка на фасеточные суставы, области концентрированного напряжения в фасеточных суставах и нагрузка на соседние межпозвоночные диски увеличились в разной степени. Это говорит о том, что спондилодез не только ограничил движение поясницы, но и позволил соседним сегментам перемещаться в большем диапазоне и разделять большую нагрузку, чтобы компенсировать сросшийся сегмент. Таким образом, образуется порочный круг, который еще больше увеличивает напряжение в соседних сегментах, что приводит к увеличению концентрации стресса и увеличению риска дегенеративных заболеваний в соседних сегментах. Наши результаты согласуются с результатами исследований КЭ других исследователей^36,37 и экспериментов с трупными образцами Вайнхоффера²⁶ и Каннингема³⁸. Несмотря на то, что величина увеличения нагрузки на межпозвоночный диск сильно варьируется от исследования к исследованию, мы считаем, что это изменение связано с различиями в образцах, нагрузке или методах измерения.

Мы также обнаружили, что напряжения в фасеточных суставах проксимального соседнего сегмента (L3-L4) были выше, чем в фасеточных суставах дистального сегмента (L5-S1) при движении почти во всех направлениях (сгибание вперед, разгибание назад и скручивание). Увеличение напряжений как в проксимальном, так и в дистальном прилегающих сегментах при кручениях было более значительным (>50%), чем при движении в других направлениях. В частности, напряжение в фасеточных суставах и фиброзном кольце проксимального соседнего сегмента (L3-L4) увеличивалось в большей степени, чем в дистальном соседнем сегменте (L5-S1). Было высказано предположение, что проксимальный смежный сегмент более подвержен дегенерации, чем дистальный прилегающий сегмент после спондилодеза из-за значительного увеличения нагрузки³⁹.

Основываясь на результатах этого исследования, для хирургов критически важно внедрять стратегии во время операций по спондилодезу для снижения риска развития РАС, особенно в проксимальном сегменте. Это включает в себя предоперационное планирование, такое как оценка факторов риска развития РАС, например, ранее существовавшей дегенерации в смежных сегментах или аномального сагиттального баланса. Кроме того, рекомендуется применять более консервативный подход во время хирургического процесса, например, ограничивать количество сросшихся сегментов. Более того, учитывая значительное увеличение нагрузки во время скручивания, могут быть полезными упреждающие меры, такие как сращивание фасеточных суставов верхнего соседнего сегмента или поощрение пациентов к компенсации движения поясницы активностью нижних конечностей во время послеоперационного восстановления для минимизации амплитуды поясничного кручения.

В данном исследовании предложен метод индивидуализированной параметризации при моделировании пояснично-крестцовых КЭ. Валидационный тест, проведенный в этом исследовании, показал, что установленная модель пояснично-крестцового КЭ L3-S1 в этом исследовании согласуется с данными предыдущей литературы^27,28. Небольшой объем данных моделирования немного превышал стандартный диапазон ошибок, например, ПЗУ сегмента L4-L5 при большой нагрузке, что могло быть вызвано индивидуальными различиями или различиями в параметрах модели. Тем не менее, отклонение было небольшим, и тенденция соответствовала результатам исследований. Более того, мы считаем, что эта разница мало влияет на результаты моделирования в других направлениях и окончательное клиническое объяснение, учитывая, что человеческое тело редко несет большие нагрузки при горизонтальном кручении. Что касается напряжения в пульпозном ядре под давлением, то результаты моделирования модели, использованной в данном исследовании, также были согласованы с литературными данными^14,29. В целом, биомеханические характеристики данной модели исследования согласуются с существующей теорией, что указывает на то, что модель может быть использована для моделирования движения пояснично-крестцового отдела при обычных нагрузках, а также для анализа индивидуальных биохимических характеристик после хирургии поясничного отдела позвоночника.

Суть этого моделирования заключается в использовании простых геометрических форм, чтобы точно имитировать форму позвонков и окружающих тканей, в частности, форму несущих костей. Это достигается в программном обеспечении для моделирования путем создания управляемой параметрами модели, состоящей из простых геометрических форм, с помощью простых операционных методов. Основной проблемой в этом процессе является позиционирование смоделированных сегментов позвоночника в трехмерном пространстве для формирования когерентной модели пояснично-крестцового отдела позвоночника с использованием боковых рентгеновских изображений в качестве сагиттального ориентира. Для этого требуется ручная регулировка в сагиттальной, корональной и поперечной плоскостях, чтобы избежать пространственного смещения или интерференции между позвонками. В настоящее время этот шаг можно выполнить только вручную, что отнимает много времени и не может быть легко решено без внедрения технологии распознавания точек признаков.

Предложенный в данном исследовании метод моделирования также имеет определенные ограничения. Во-первых, эта параметризованная модель в первую очередь учитывает внутреннюю фиксацию или спондилодез в поясничном отделе позвоночника, со значительными упрощениями морфологии крестца. Это связано с тем, что в исследованиях, посвященных несущим характеристикам поясничного отдела позвоночника, крестец обычно считается неподвижным. Следовательно, модель не применима в ситуациях с сакральной вовлеченностью во внутреннюю фиксацию. Во-вторых, каждое тело позвонка в модели определяется отдельно кортикальной и губчатой костью, предполагая одинаковую толщину и однородность для кортикальной кости и однородность для губчатой кости. При этом не учитываются потенциальные колебания плотности костной ткани, вызванные остеопорозом. В-третьих, в то время как в данном исследовании используется упрощенный подход к статическому моделированию, преимущественно с использованием основных геометрических форм для представления пояснично-крестцовой области, существуют более сложные модели^20,40, такие как вязкоупругие, пороупругие и поро-гиперупругие модели, обычно встречающиеся в существующих исследованиях поясничного отдела позвоночника. Выбор упрощенной статической модели был обусловлен тем, что мы сосредоточились на индивидуализированных геометрических формах в рамках пояснично-крестцового моделирования КЭ. Этот подход, хотя и менее сложный, чем вязкоупругие или пороупругие модели, дает значительные преимущества с точки зрения вычислительной эффективности и простоты индивидуальной настройки. Это позволяет быстро адаптироваться к индивидуальным анатомическим вариациям, что имеет решающее значение для персонализированного клинического применения. По сравнению с более сложными вязкоупругими или пороупругими моделями, используемая здесь упрощенная статическая модель может не охватывать определенные динамические или флюидные аспекты биомеханики позвоночника с той же точностью. Тем не менее, для целей данного исследования, сосредоточенного на индивидуализированных геометрических формах и традиционном моделировании нагрузок, модель обеспечивает сбалансированный компромисс между деталями и практической применимостью.

В этом исследовании геометрически параметрический метод моделирования КЭ показал множество преимуществ, таких как меньшее время вычислений, лучшая сходимость модели и большее удобство в достижении моделирования для конкретного пациента по сравнению с методом моделирования КТ, используемым в настоящее время. Будущие исследования могут быть сосредоточены на объединении используемого здесь метода моделирования с распознаванием изображений на основе алгоритмов искусственного интеллекта для усиления полностью автоматизированного моделирования и эффективного биомеханического анализа. Наш метод моделирования также может быть применен в исследованиях биомеханического анализа с большим объемом выборки, что повышает надежность выводов и выясняет механизмы заболеваний позвоночника для разработки инновационных методов лечения и стратегий профилактики.

Раскрытие информации

Авторы заявляют, что у них нет конкурирующих интересов или других интересов, которые могли бы повлиять на результаты и/или обсуждение, представленные в этой статье.

Благодарности

Это исследование не получало никаких конкретных грантов от финансирующих агентств в государственном, коммерческом или некоммерческом секторах.

Материалы

Список материалов, использованных в этой статье
Имя	Компания	Каталожный номер	Комментарии
Abaqus	Dassault	https://www.3ds.com/products/simulia/abaqus	анализ методом конечных элементов
AutoCAD	Autodesk	https://www.autodesk.com/products/autocad/	программное обеспечение для автоматизированного проектирования, используемое для измерения ROM различных позвоночных сегментов;
Набор данных для компьютерной томографии	Набор данных Китайско-японского госпиталя		взрослого здорового мужчины без травм, деформаций или опухолей позвоночника в анамнезе (рост 180 см, вес 68 кг). Исходные данные хранились в формате Dicom 3.0 с размером пикселя 0,33 мм и расстоянием между слоями 1 мм.
Hypermesh 2019	Альтаир	https://altair.com/hypermesh/	Создание сетки
Mimics Research 21.0	Материализация	https://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimics	построение модели

дружбы

Ссылки

Guigui, P., Ferrero, E. Surgical treatment of degenerative spondylolisthesis. Orthop Traumatol Surg Res. 103 (1), S11-S20 (2017).
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).
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).
Hashimoto, K., et al. Adjacent segment degeneration after fusion spinal surgery-a systematic review. Int Orthop. 43 (4), 987-993 (2019).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
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).
Weinhoffer, S. L., et al. Intradiscal pressure measurements above an instrumented fusion. A cadaveric study. Spine (Phila Pa). 20 (5), 526-531 (1995).
Guan, Y., et al. Moment-rotation responses of the human lumbosacral spinal column). J Biomech. 40 (9), 1975-1980 (2007).
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).
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).
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).
Schmoelz, W., et al. Biomechanical evaluation of a posterior non-fusion instrumentation of the lumbar spine. Eur Spine J. 21 (5), 939-945 (2012).
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).
Ha, K. Y., et al. Effect of immobilization and configuration on lumbar adjacent-segment biomechanics. J Spinal Disord. 6 (2), 99-105 (1993).
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).
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).
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).
Chen, W. J., et al. Surgical treatment of adjacent instability after lumbar spine fusion. Spine (Phila Pa). 26 (22), E519-E524 (2001).
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).
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).
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).