Для просмотра этого контента требуется подписка на JoVE. Войдите или начните свой бесплатный пробный период.

Методическая статья

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

1.2K просмотров

⸱

DOI:

10.3791/66247

⸱

19 января 2024 г.

 ,  ,  ,  ,  , 
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 нагрузки14,15 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.

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

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

  1. 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).
  2. 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 литературе18,20.
    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.
  3. 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.
  4. 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.
  5. 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.
  6. 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.
  7. 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 .
  8. 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).
  9. 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

  1. Перезагрузите упрощенную модель в программном обеспечении для моделирования. Выберите сегмент межпозвоночного диска L4-L5 для спондилодеза.
  2. Удалить пластинку и остистый отросток L4 позвонка вручную на основании индивидуализированной параметрической модели поясничного отдела позвоночника. Удалите межпозвоночный диск L4-L5.
  3. Поместите кейдж в межпозвонковое пространство для сращения костей, а оставшееся межпозвоночное пространство вокруг сращенного кейджа заполните костной структурой.
  4. 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

  1. Генерация сетки
    1. Используйте программное обеспечениеmesh 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.
  2. 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.
  3. 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 Wike14,29.

4. Загрузка модели КЭ

  1. Применяйте те же процессы и значения нагрузки к моделям до и после PLIF, чтобы облегчить анализ механических изменений после операции PLIF.
  2. 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.
  3. На рисунке 1B приведена окончательная модель КЭ после PLIF для конкретного пациента.

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

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 результат...

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

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 п...

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

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.

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Материалы

Список материалов, использованных в этой статье
ИмяКомпанияКаталожный номерКомментарии
AbaqusDassaulthttps://www.3ds.com/products/simulia/abaqusанализ методом конечных элементов
AutoCADAutodeskhttps://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 госпиталявзрослого 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 2019Альтаирhttps://altair.com/hypermesh/  Создание сетки
Mimics Research 21.0Материализацияhttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimicsпостроение модели
дружбы

Ссылки

  1. Guigui, P., Ferrero, E. Surgical treatment of degenerative spondylolisthesis. Orthop Traumatol Surg Res. 103 (1), S11-S20 (2017).
  2. de Kunder, S. L., et al. Transforaminal lumbar interbody fusion (TLIF) versus posterior lumbar interbody fusion (PLIF) in lumbar spondylolisthesis: a systematic review and meta-analysis. Spine J. 17 (11), 1712-1721 (2017).
  3. Li, D., et al. Topping-off surgery vs posterior lumbar interbody fusion for degenerative lumbar disease: a comparative study of clinical efficacy and adjacent segment degeneration. J Orthop Surg Res. 14 (1), 197(2019).
  4. Hashimoto, K., et al. Adjacent segment degeneration after fusion spinal surgery-a systematic review. Int Orthop. 43 (4), 987-993 (2019).
  5. Spivak, J. M., et al. Segmental motion of cervical arthroplasty leads to decreased adjacent-level degeneration: Analysis of the 7-year postoperative results of a multicenter randomized controlled trial. Int J Spine Surg. 16 (1), 186-193 (2022).
  6. Liang, W., et al. Biomechanical analysis of the reasonable cervical range of motion to prevent non-fusion segmental degeneration after single-level ACDF. Front Bioeng Biotechnol. 10, 918032(2022).
  7. Wang, B., et al. Biomechanical evaluation of anterior and posterior lumbar surgical approaches on the adjacent segment: a finite element analysis. Comput Methods Biomech Biomed Engin. 23 (14), 1109-1116 (2020).
  8. Hua, W., et al. Biomechanical evaluation of adjacent segment degeneration after one- or two-level anterior cervical discectomy and fusion versus cervical disc arthroplasty: A finite element analysis. Comput Methods Programs Biomed. 189, 105352(2020).
  9. Jiang, S., Li, W. Biomechanical study of proximal adjacent segment degeneration after posterior lumbar interbody fusion and fixation: a finite element analysis. J Orthop Surg Res. 14 (1), 135(2019).
  10. Kim, J. Y., et al. Paraspinal muscle, facet joint, and disc problems: risk factors for adjacent segment degeneration after lumbar fusion. Spine J. 16 (7), 867-875 (2016).
  11. Shirazi-Adl, A., Ahmed, A. M., Shrivastava, S. C. A finite element study of a lumbar motion segment subjected to pure sagittal plane moments. J Biomech. 19 (4), 331-350 (1986).
  12. Shirazi-Adl, S. A., Shrivastava, S. C., Ahmed, A. M. Stress analysis of the lumbar disc-body unit in compression. A three-dimensional nonlinear finite element study. Spine (Phila Pa). 9 (2), 120-134 (1984).
  13. Brekelmans, W. A., Poort, H. W., Slooff, T. J. A new method to analyse the mechanical behaviour of skeletal parts). Acta Orthop Scand. 43 (5), 301-317 (1972).
  14. Dreischarf, M., et al. Comparison of eight published static finite element models of the intact lumbar spine: predictive power of models improves when combined together. J Biomech. 47 (8), 1757-1766 (2014).
  15. Schmidt, H., et al. Response analysis of the lumbar spine during regular daily activities--a finite element analysis. J Biomech. 43 (10), 1849-1856 (2010).
  16. Tischer, T., et al. Detailed pathological changes of human lumbar facet joints L1-L5 in elderly individuals. Eur Spine J. 15 (3), 308-315 (2006).
  17. Zhang, L., et al. Biomechanical changes of adjacent and fixed segments through cortical bone trajectory screw fixation versus traditional trajectory screw fixation in the lumbar spine: A finite element analysis. World Neurosurg. 151, e447-e456 (2021).
  18. Nikkhoo, M., et al. Development of a novel geometrically-parametric patient-specific finite element model to investigate the effects of the lumbar lordosis angle on fusion surgery. J Biomech. 102, 109722(2020).
  19. Ghezelbash, F., et al. Subject-specific biomechanics of trunk: musculoskeletal scaling, internal loads and intradiscal pressure estimation. Biomech Model Mechanobiol. 15 (6), 1699-1712 (2016).
  20. Rayudu, N. M., et al. Patient-specific finite element modeling of the whole lumbar spine using clinical routine multi-detector computed tomography (MDCT) data-A pilot study. Biomedicines. 10 (7), 1567(2022).
  21. Ambati, D. V., et al. Bilateral pedicle screw fixation provides superior biomechanical stability in transforaminal lumbar interbody fusion: a finite element study. Spine J. 15 (8), 1812-1822 (2015).
  22. Mahran, M., ELsabbagh, A., Negm, H. A comparison between different finite elements for elastic and aero-elastic analyses. J Adv Res. 8 (6), 635-648 (2017).
  23. Kurutz, M., Oroszváry, L. Finite element analysis of weightbath hydrotraction treatment of degenerated lumbar spine segments in elastic phase. J Biomech. 43 (3), 433-441 (2010).
  24. Schmidt, H., et al. Application of a calibration method provides more realistic results for a finite element model of a lumbar spinal segment. Clin Biomech. 22 (4), Bristol, Avon. 377-384 (2007).
  25. Lu, Y. M., Hutton, W. C., Gharpuray, V. M. Can variations in intervertebral disc height affect the mechanical function of the disc. Spine (Phila Pa). 21 (19), 2208-2216 (1996).
  26. Weinhoffer, S. L., et al. Intradiscal pressure measurements above an instrumented fusion. A cadaveric study. Spine (Phila Pa). 20 (5), 526-531 (1995).
  27. Guan, Y., et al. Moment-rotation responses of the human lumbosacral spinal column). J Biomech. 40 (9), 1975-1980 (2007).
  28. Panjabi, M. M., et al. Mechanical behavior of the human lumbar and lumbosacral spine as shown by three-dimensional load-displacement curves. J Bone Joint Surg Am. 76 (3), 413-424 (1994).
  29. Wilke, H., et al. Intradiscal pressure together with anthropometric data--a data set for the validation of models. Clin Biomech. 16, Bristol, Avon. Suppl 1 S111-S126 (2001).
  30. Perez-Orribo, L., et al. Biomechanics of a posterior lumbar motion stabilizing device: In vitro comparison to intact and fused conditions. Spine (Phila Pa). 41 (2), E55-E63 (2016).
  31. Schmoelz, W., et al. Biomechanical evaluation of a posterior non-fusion instrumentation of the lumbar spine. Eur Spine J. 21 (5), 939-945 (2012).
  32. Shono, Y., et al. Stability of posterior spinal instrumentation and its effects on adjacent motion segments in the lumbosacral spine. Spine (Phila Pa). 23 (14), 1550-1558 (1998).
  33. Ha, K. Y., et al. Effect of immobilization and configuration on lumbar adjacent-segment biomechanics. J Spinal Disord. 6 (2), 99-105 (1993).
  34. Matsukawa, K., et al. Incidence and risk factors of adjacent cranial facet joint violation following pedicle screw insertion using cortical bone trajectory technique. Spine (Phila Pa). 41 (14), E851-E856 (2016).
  35. Hilibrand, A. S., Robbins, M. Adjacent segment degeneration and adjacent segment disease: the consequences of spinal fusion. Spine J. 4, 6 Suppl 190S-194S (2004).
  36. Hwang, D. W., et al. Radiographic progression of degenerative lumbar scoliosis after short segment decompression and fusion. Asian Spine J. 3 (2), 58-65 (2009).
  37. Chen, W. J., et al. Surgical treatment of adjacent instability after lumbar spine fusion. Spine (Phila Pa). 26 (22), E519-E524 (2001).
  38. Cunningham, B. W., et al. The effect of spinal destabilization and instrumentation on lumbar intradiscal pressure: an in vitro biomechanical analysis. Spine (Phila Pa). 22 (22), 2655-2663 (1997).
  39. Bashkuev, M., Reitmaier, S., Schmidt, H. Effect of disc degeneration on the mechanical behavior of the human lumbar spine: a probabilistic finite element study. Spine J. 18 (10), 1910-1920 (2018).
  40. Nikkhoo, M., et al. Anatomical parameters alter the biomechanical responses of adjacent segments following lumbar fusion surgery: Personalized poroelastic finite element modelling investigations. Front Bioeng Biotechnol. 11, 1110752(2023).

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Перепечатки и разрешения

Больше статей

Дегенерация смежного сегментапациентоспецифическая модельпоясничный отдел позвоночникаамплитуда движенийраспределение напряженийнапряжение в фасеточных суставахнапряжение в межпозвоночном диске

Эта статья была опубликована

Видео скоро будет доступно

Связаться с нами
Порекомендовать библиотеке

Конфиденциальность

Условия использования

Политики

© 2026 MyJoVE Corporation. Все права защищены.