Yöntem makalesi

Spinal Füzyon Cerrahisi Sonrası Komşu Segmentlerin Geometrik Parametrik Hastaya Özgü Sonlu Elemanlar Modeli Kullanılarak Biyomekanik Analizi

1.1K görüntüleme

⸱

DOI:

10.3791/66247

⸱

19 Ocak 2024

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

Bu makalede

Özet

Burada, spinal füzyon cerrahisi sonrası komşu segmentlerdeki mekanik değişiklikleri analiz etmek için hastaya özgü bir sonlu elemanlar modeli kullandık. Sonuçlar, füzyon cerrahisinin lomber omurganın genel hareketini azalttığını, ancak bitişik segmentlerde, özellikle proksimal segmentte yükü ve stresi artırdığını gösterdi.

Özet

Bu çalışma, bitişik segment dejenerasyonunun (ASD) mekanizmasını aydınlatmak için geometrik olarak parametrik hastaya özgü bir sonlu eleman modeli kullanarak spinal füzyon cerrahisi sonrası bitişik segmentlerin mekanik bir analizini gerçekleştirmeyi ve böylece erken hastalık önleme için teorik kanıt sağlamayı amaçladı. Bir hastanın ameliyat öncesi bilgisayarlı tomografi (BT) taramasından hastaya özgü omurga geometrisine dayalı on dört parametre çıkarıldı ve her bir omurga segmentinin göreceli pozisyonları görüntü eşleştirme yöntemi kullanılarak belirlendi. Yukarıdaki yöntemle preoperatif hastaya özel bir omurga modeli oluşturuldu. L4-L5 posterior lomber interbody füzyon (PLIF) cerrahisi sonrası postoperatif model, lamina ve intervertebral diskin çıkarılması ve bir kafes, 4 pedikül vidası ve 2 bağlantı çubuğu yerleştirilmesi dışında aynı yöntem kullanılarak oluşturuldu. Eklem hareket açıklığı (ROM) ve stres değişiklikleri, preoperatif ve postoperatif modeller arasında her bir anatomik yapının değerleri karşılaştırılarak belirlendi. Lomber omurganın genel ROM'u füzyondan sonra azalırken, ROM, faset eklemlerindeki stres ve bitişik segmentlerin intervertebral diskindeki stres arttı. Anulus fibrosus, nükleus pulpozus ve faset eklemlerindeki stres dağılımının bir analizi, sadece bu dokulardaki maksimum stresin yükselmekle kalmayıp, aynı zamanda orta-yüksek stres alanlarının da genişlediğini gösterdi. Torsiyon sırasında, proksimal bitişik segmentin (L3-L4) faset eklemlerindeki ve anulus fibrozusundaki stres, distal bitişik segmenttekinden (L5-S1) daha büyük ölçüde artmıştır. Füzyon cerrahisi lomber omurgada genel bir hareket kısıtlılığına neden olurken, aynı zamanda kaynaşmış segmenti telafi etmek için bitişik segmentler tarafından daha fazla yük paylaşımına neden olur ve böylece ASD riskini artırır. Proksimal komşu segment, stresteki önemli artış nedeniyle spinal füzyondan sonra distal bitişik segmente göre dejenerasyona daha yatkındır.

Giriş

İntervertebral spinal füzyon cerrahisi, lomber omurganın dejeneratif hastalıklarının tedavisinde en sık kullanılan cerrahi prosedürdür1. Hastaların %90'ından fazlası için ameliyattan sonraki kısa dönemde mükemmel bir sonuç elde edilebilir2. Bununla birlikte, uzun süreli bir takip çalışmasının sonuçları, bazı hastaların kaynaşmış segment3'e bitişik segmentlerde dejenerasyon geliştirdiğini ortaya koymuştur. Lomber interbody füzyonu, bitişik segment dejenerasyonu (ASD) olarak bilinen bitişik segmentlerdeki dejeneratif değişiklikleri hızlandırır. Literatüre göre, tıbbi görüntüleme muayenelerine dayalı olarak teşhis edilen ASD insidansı, füzyon cerrahisinden beş yıl sonra %36 ila %84 arasında değişmektedir4, bu da yayılan ağrı veya aralıklı topallama gibi semptomlara ve hatta muhtemelen revizyon cerrahisi ihtiyacına yol açabilir. ASD'nin mekanizması bilinmemektedir, ancak çoğu araştırmacı biyomekanik faktörlerin önemli bir rol oynadığına inanmaktadır. Bazıları ASD'yi ameliyattan sonra bitişik segmentlerinartan hareket açıklığına (ROM) bağlamıştır 5,6, bazıları bunu bitişik segmentlerdeartmış intradiskal basınca bağlamıştır 7,8,9 ve diğerleri bunu bitişik segmentlerin faset eklemlerinde artan strese bağlamıştır10.

Omurga biyomekaniğini incelemek için kullanılan çeşitli yöntemler arasında, sonlu elemanlar (FE) modellemesi, invaziv olmayan, ucuz ve tekrarlanabilir olduğu için yaygın olarak kullanılmaktadır. Bazı araştırmacılar 11,12,13, ameliyat öncesi bilgisayarlı tomografi (BT) taramalarından elde edilen verilerle tüm lomber omurganın (L1-L5) bir 3D FE modelini oluşturmuşlardır ve bu da omurganın farklı yükleme koşullarına verdiği yanıttan 14,15 farklı patolojilerin etkilerine16 ve ilgili tedavi modalitelerinin ve tekniklerinin etkilerine kadar omurga biyomekaniğinin çeşitli yönlerini keşfetmeyi mümkün kılmıştır17. Yukarıdaki modelleme yöntemi, karmaşık bir arayüz ve in vivo deneylerden başka türlü elde edilemeyecek zengin bilgi ile omurganın hastaya özgü geometrisi ile ilgili çıktı sağlayabilse de, sürecin zaman alıcı doğası nedeniyle klinik kullanımı sınırlı kalmıştır ve yöntemi yalnızca bir veya birkaç deneğe dayalı modeller için kullanılabilir hale getirmiştir14. Bu sorunu çözmek için Nikkhoo ve ark.18, omurga geometrisinin hastaların ameliyat öncesi görüntü verilerinden çıkarılan parametrelerle kontrol edildiği basitleştirilmiş bir L1-S1 lumbosakral model oluşturdu ve hastaya özgü modellerin giriş parametrelerine göre otomatik olarak oluşturulmasına veya güncellenmesine izin verdi. Bu modelleme yöntemine dayanan FE modelinin iyi bir geçerliliğe sahip olduğu kanıtlanmıştır. Bununla birlikte, intradiskal basınçta, faset eklemlerdeki ortalama streslerde ve annulus fibrosustaki ortalama streslerde, önceki BT tabanlı yeniden yapılandırılmış modele kıyasla önemli farklılıklar vardı. Ghezelbash ve ark.19 tarafından yapılan bir çalışmada başka bir basitleştirilmiş omurga modeli uygulanmıştır, ancak bu model, omurların silindirik şekli ve arka elemanlarla ilgili yapı eksikliği nedeniyle lomber omurganın gerçek geometrisinden büyük ölçüde farklıdır.

Bu nedenle, bu çalışmada, geçerliliği iyi olan daha verimli bir modelleme ve analiz süreci elde etmek için geometrik olarak parametrik hastaya özgü bir FE modeli geliştirdik. Daha sonra, mekanizmayı aydınlatmak ve OSB'nin erken önlenmesi için teorik kanıt sağlamak için füzyon cerrahisi sonrası bitişik segmentlerin mekanik bir analizini gerçekleştirdik.

Protokol

Protokol, Helsinki Bildirgesi'ne uygun olarak yürütüldü ve protokol, Çin-Japonya Dostluk Hastanesi Kurumsal İnceleme Kurulu tarafından onaylandı.

1. Lomber omurga geometrisinin parametrik modellenmesi

  1. Travma, deformite veya omurga tümörü öyküsü olmayan (yükseklik 180 cm, ağırlık 68 kg) yetişkin sağlıklı bir erkeğin CT tarama veri setinden modelleme için ilk verileri (0,33 mm piksel boyutuna ve 1 mm katman aralığına sahip DICOM 3.0 formatı) çıkarın.
  2. Lomber omurganın klinik uygulamada en çok ilgili olan morfolojik özelliklerini ve en son literatürü göz önünde bulundurarak spinal kontur oluşumunu elde etmek için 14 karakteristik parametre seçin18,20.
    1. Bu parametrelerin 14'ünün tümünü, Şekil 1A'da gösterildiği gibi, 3D görüntü işleme yazılımı kullanarak doğrudan CT görüntüleri üzerinde ölçün.
    2. Eksenel Görünüm penceresinde, omur uç plakasının parametrelerini hassas bir şekilde ölçmek için Elips Aracını kullanın.
    3. Her omurga segmenti ve omur için, başlangıçta, BT görüntülerini yukarıdan aşağıya eksenel yönde inceleyin. Sonraki veri ölçümü için vertebral sınırın en eksiksiz ve en geniş alanını gösteren görüntüyü tanımlayın.
    4. Şekil 1A'da gösterildiği gibi omurun alt uç plakasına uymak için ölçüm modülü içindeki Elips Aracını kullanın.
    5. Birden fazla ölçüm yaptıktan sonra, elips alanı ile omur alanı arasındaki farkın %10 içinde kalmasını sağlamak için ortalama değeri hesaplayın.
    6. Takılan elipsin uzun ve kısa eksenlerinin uzunluğunu, bunları A1 ve A2 parametreleri olarak belirterek ölçün.
    7. Ek olarak, orta bölümün en dar kısmındaki kesiti ve üst uç plakayı ölçün ve bunları B1, B2, C1 ve C2 parametreleri olarak belirtin.
    8. Koronal View penceresinde, H parametresi ile temsil edilen omur yüksekliğini belirlemek için Mesafe Ölçüm Aracını kullanın.
  3. Sagital görünümde üst ve alt yüzeylerin α ve β parametreleri olarak tanımlanan arka eğim açılarını ölçmek için Açı Ölçüm Aracını kullanın.
    1. CT Eksenel Görünüm penceresinde, pedikül uzunluğu kontrol parametresi L1 olarak omurun orta kısmından laminaya olan dikey mesafeyi ölçmek için Mesafe Ölçüm Aracını kullanın.
    2. Benzer şekilde, CT eksenel görünüm penceresinde sırasıyla L2, γ, L3 ve θ parametrelerini enine işlem ve dikenli süreç için kontrol parametreleri olarak ölçmek için Açı Ölçüm Aracını ve Mesafe Ölçüm Aracını kullanın.
    3. Gözlemciler arası ve gözlemci içi değişkenliği kontrol etmek için, omurga cerrahisinde 5 yıldan fazla eğitim almış iki doktorun, verilerin güvenilirliğini doğrulamak için parametrelerin her birini 3 kez ölçmesine izin verin.
  4. Sakrum hariç tüm omurga segmentleri için Şekil 1A'daki basitleştirilmiş model tasarım şemasına göre Katı Bırakma işlevini kullanarak modeli oluşturmak için modelleme yazılımı uygulayın.
    1. Üç referans düzlemi oluşturun ve üst ve alt düzlemler arasındaki mesafeyi omur yüksekliğine uyacak şekilde ayarlayın. Her düzlemde, boyutlarını CT veri ölçümleriyle hizalayarak üç eşmerkezli elips çizin.
    2. Bu çizilmiş elipsleri Katı Serbest Bırakma işlevi için kısıtlama konturları olarak kullanın, böylece basitleştirilmiş bir omur modeli oluşturulur.
  5. Faset ekleminde ark yüzeyi temasını yeniden oluşturmak için, faset yüzeylerini taklit etmek için Silindirik Yüzeyler kullanın.
    1. Üst fasetin içbükey 1/4 silindirik yay yüzeyi şeklini aldığından, alt fasetin ise dışbükey 1/4 silindirik yay yüzeyi şeklini aldığından emin olun. Faset hizalaması sırasında stres konsantrasyonunu azaltmak için, üst ve alt fasetlerin kenarlarını uygun şekilde yuvarlayın.
  6. Pedikülü taklit etmek için faset ve omur arasında ekstrüde bir varlık oluşturun. Enine işlemin veya dikenli işlemin şekli, sonraki bağ elemanı ilavelerini minimum düzeyde etkilediğinden, bu işlemlerin geometrik konturunu çoğaltmak için normal bir paralel yüz kullanın.
    1. Zarif bir temsil için bazı köşeleri yuvarlayın. Hastaya özel bir omurga geometrisi oluşturmak için modelleme yazılımındaki 14 özellik parametresinin değerlerini değiştirin.
  7. FE model hesaplamasının esas olarak faset ve üst uç plakanın gerilimine odaklandığını göz önünde bulundurarak, CT kesit penceresinde sakrumun üst uç plakasının sadece C1 ve C2 parametrelerini ve sagital pencerede α üst yüzey eğim açısı parametresini adım 1.1'de açıklanana benzer bir ölçüm yöntemiyle ölçün.
    1. Modelleme yazılımında sakral kanatları taklit etmek ve bağ bağlantı noktaları sağlamak için her iki taraftan uzanan sütunlu benzeri bir yapıya sahip, sakrumun basitleştirilmiş bir modeli olarak geniş bir üst ve dar bir alt kısım içeren bir koni yapısı oluşturun. S1 geometrisini kontrol etmek için yukarıdaki üç parametreyi kullanın. Basitleştirilmiş sakral model için Şekil 1B'ye bakın.
  8. Her bir omurga segmentinin göreceli konumlarını belirlemek için görüntü eşleştirme yöntemini uygulayın.
    1. Tüm vertebral ve sakral modelleri, CT görüntüsünün orta sagital görünümünün referans arka plan olarak yüklendiği modelleme yazılımının montaj arayüzüne aktarın.
    2. Her bir omur segmentini, referans görüntünün karşılık gelen kısmıyla eşleşecek şekilde döndürün, taşıyın ve ölçeklendirin (Şekil 1B).
  9. Katı serbest bırakma için bitişik vertebral uç plakasının konturlarını çıkarın.
    1. Bitişik vertebral uç plakaları seçin ve intervertebral diski elde etmek için bunları çizime yerleştirin.
    2. Çizimde eliptik çizgiler olarak vertebral uç plaka konturlarını ayıklamak ve basitleştirilmiş bir disk matrisi modeli oluşturmak için çizim serbest bırakma gerçekleştirmek için Varlık Başvurusunu Dönüştür komutunu kullanın.
    3. Nucleus pulposus'u disk matrisine benzer şekilde oluşturun, elips çizimini orijinal alanın %40'ına kadar küçültmeye ve çizimde hafifçe geriye doğru hareket ettirmeye ek olarak.
    4. Ek olarak, birbirine geçme sırasında uç plaka segmentasyonunu kolaylaştırmak için nükleus pulposus modelini %10 oranında büyütün. Son basitleştirilmiş disk modeli için Şekil 1B'ye bakın.

2. Hastaya özgü geometri ile posterior lomber interbody füzyon (PLIF) modelinin oluşturulması

  1. Basitleştirilmiş modeli modelleme yazılımında yeniden yükleyin. Füzyon için L4-L5 intervertebral disk segmentini seçin.
  2. Lomber omurganın kişiselleştirilmiş parametrik modeline dayalı olarak L4 omurun lamina ve spinöz sürecini manuel olarak çıkarın. L4-L5 intervertebral diski çıkarın.
  3. Kemik füzyonu için intervertebral boşluğa bir kafes yerleştirin ve füzyon kafesinin etrafındaki kalan intervertebral boşluğu kemik yapısı ile doldurun.
  4. Posterior lomber intervertebral füzyon (PLIF) yöntemini, pedikül vidalarını pediküle bilateral olarak yerleştirerek uygulayın.
    1. Literatüregöre 21, 5,5 mm çapında ve 45 mm uzunluğunda vidalar, 6 mm çapında ve 60 mm uzunluğunda sabitleme çubukları ve 22 mm uzunluğunda ve 8 mm genişliğinde bir greft kafesi kullanın.
    2. Pedikül vidalarının konumunu, giriş noktası yaklaşık olarak pedikülün merkezinde olacak şekilde ayarlayın.
    3. Özellik seçenekleri içindeki kombinasyon komutunu kullanarak modelleme yazılımında Boole işlem yöntemini kullanın.
    4. L4 ve L5 pedikül vidası yörüngelerinin modellemesini gerçekleştirmek için birincil varlıklar olarak L4 ve L5 omurlarını ve eksiltici varlıklar olarak pedikül vidalarını kullanarak işlem türünü çıkarılacak şekilde ayarlayın.
    5. Vida ve sabitleme çubuğu modellerini birleşik bir bütün halinde birleştirmek için eklenecek işlem türünü ayarlayarak aynı prosedürü kullanın. Oluşturulan hastaya özel PLIF modeli için Şekil 1B'ye bakınız.

3. Parametrik, hastaya özgü, preoperatif ve postoperatif FE modellerinin oluşturulması

  1. Mesh oluşturma
    1. Geometrik işlemeden sonra preoperatif ve postoperatif modelleri birbirine bağlamak için mesh yazılımı22 kullanın. Stp modelini içe aktarın ve yüzey ağ boyutlarını ve eleman türlerini ayarlamak için 2D Meshing Auto Mesh modülünü kullanın. Modellerin yüzey ağını oluşturun.
    2. Varlık kafesi eleman türlerini ayarlamak ve katı mesh'i otomatik olarak oluşturmak için 3B Meshing Solid Map modülünü kullanın. Pedikül vidalarının ve sabitleme çubuklarının yüzey örgüsü için 1 mm boyutunda dörtgen elemanlar kullanın ve C3D4 ve C3D8R elemanlarının bir karışımıyla otomatik olarak katı bir ağ oluşturun.
    3. İntervertebral füzyon cihazı için, yüzey örgüsü için 1 mm boyutunda üçgen elemanlar kullanın ve katı ağ için C3D4 tetrahedral elemanlar kullanın.
    4. L4-L5 segmenti için artık intervertebral disk modelinin düzensiz şekli nedeniyle, uç yüzlerde yüzey örgüsü için 1,5 mm boyutunda üçgen elemanlar kullanın. C3D8R ve C3D4 elemanlarının bir karışımını kullanarak ekstrüzyon yoluyla katı ağı oluşturun.
    5. PLIF sonrası modelin kalan kısımlarını ameliyat öncesi modelle aynı yöntemle birbirine geçirin, bu da PLIF sonrası modelde 617.231 hücre ve 151.078 düğüm oluşturulmasıyla sonuçlanır.
  2. Malzeme özellikleri ve etkileşim ayarları
    1. Meshlenmiş ameliyat öncesi ve sonrası modelleri ön işleme için FE yazılımına aktarın.
      1. Malzeme Yöneticisi panelinde, pedikül vidalarının, sabitleme çubuklarının ve intervertebral füzyon cihazlarının Malzeme Davranışı'nı izotropik doğrusal elastik malzemeler olarak ayarlayın.
      2. Veri sekmesinde, malzemelerin Young Modülü ve Poisson Oranını belirtin.
      3. Vidalar ve çubuklar için titanyum alaşımı kullanın ve füzyon cihazı için polietereterketon kullanın. Bu iki malzemenin belirli malzeme özellik parametreleri için Tablo 2'ye bakın.
      4. L4-L5'teki rezidüel intervertebral diskin ağı hekzahedral olmadığından ve hiperelastik bir malzeme olarak tanımlanamadığından, ilgili literatüre23 bakın ve Malzeme Yöneticisinde izotropik doğrusal elastik bir malzeme olarak ayarlayın; Young Modülünü 4 MPa ve Poisson Oranını 0.45 olarak belirtin.
    2. Etkileşim modülüne gidin, Kısıtlama Yöneticisi'ni açın, Kısıtlama Oluştur penceresini açmak için Oluştur düğmesine tıklayın.
      1. Türü Bağlayıcı olarak ayarlayın. Model Ekranı penceresinde, füzyon cihazının bağlı düğümlerinin yanı sıra üst ve alt vertebral uç yüzlerini seçin.
      2. Onayladıktan sonra, Edit Constraint (Kısıtlamayı Düzenle ) penceresini açın, Discretization Method (Ayrıklaştırma Yöntemi ) öğesini analiz varsayılanına ayarlayın ve kabuk elemanı kalınlığının hariç tutulmayacağını belirtin.
      3. İdeal intervertebral füzyondan sonra etkileşim ayarlarını biyomekanik koşullara göre ayarlayın. Kemik ile vidalar veya kafes arasındaki olası kaymayı göz ardı edin.
      4. Vidalar ile süngerimsi kemik arasındaki ve kafes ile üst ve alt omur gövdelerinin uç yüzeyleri arasındaki temas ilişkilerini bağlayıcı olarak ayarlayın.
      5. Eklem temas yüzeyleri arasındaki temas etkileşimi özelliğini, teğet yönde 0,01'lik bir sürtünme katsayısı ve temastan sonra ayrılmaya izin verilen normal yönde sert temas ile Penaltı fonksiyonu tarafından kontrol edilen kayma sürtünmesi olarak ayarlayın.
    3. Sınır koşullarını, tüm vertebral segmentlerin hareket edebileceği insan lumbosakral hareket kurallarına göre ayarlayın, sakrum ise esas olarak destek ve fiksasyon sağlar.
      1. FE yazılımındaki Yük modülüne erişin, Sınır Koşulları Yöneticisi'ni açın ve Sınır Koşulu Oluştur penceresini açmak için Oluştur düğmesine tıklayın.
      2. Kategori'yi Mekanik olarak ayarlayın ve seçilen analiz adımına uygun türü Simetri/Anti-simetri/Tam sabitlik olarak seçin.
      3. Devam'a tıklayın ve model görüntüleme arayüzünde sakrumun yüzey düğümlerini seçin.
      4. Tamamlandıktan sonra, görüntülenen Sınır Koşulunu Düzenle penceresinde Tam sabit (U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0) seçeneğini belirleyin.
    4. Tüm malzeme özellik ayarları için Tablo 1 ve Tablo 2 24,25,26'ya bakınız. Ameliyat öncesi ve sonrası modellerde diğer dokular ve yapılar için aynı malzeme özelliğini, etkileşim ilişkisini ve sınır koşulu ayarlarını kullanın.
  3. Kişiselleştirilmiş FE modelinin doğrulanması
    1. Herhangi bir yük uygulamadan önce L3 omurun üst uç plakasının merkezinin hemen arkasında bir yükleme noktası oluşturun. L3 üst uç plakasındaki tüm düğümleri kısıtlama ilişkileri aracılığıyla bu yükleme noktasıyla birleştirin.
    2. Fleksiyon, ekstansiyon ve yanal eğilme sırasında lomber omurga hareketlerini simüle etmek için modelin yükleme noktasında 3,5 N∙m'lik saf bükülme momentlerinin farklı yönlerini uygulayın. Her segment için ROM'u ölçün ve Guan ve ark.27 tarafından bildirilen deneysel verilerle karşılaştırın.
    3. Yükleme noktasında 150 N'luk bir dikey yük uygulayın ve lomber omurganın çeşitli yönlerdeki hareketini simüle etmek için 2,5 N'm, 5 N∙m ve 7,5 N∙m'lik farklı yönlü yükler uygulayın. Her segment için ROM'u ölçün ve Panjabi ve ark.28 tarafından bildirilen deneysel verilerle karşılaştırın.
    4. Her bel segmenti için ROM'u ölçmek ve hesaplamak için anlık dönme ekseni yöntemini kullanın.
      1. FE yazılımının son işleme modülünde, görünümü düzeltin, aynı görünümde modelin yer değiştirmeden önceki ve sonraki görüntülerini yakalayın ve bunları görüntü işleme yazılımına aktarın.
      2. Literatürde açıklanan yöntemlere göre her segmentin anlık merkezini ve omurga hareketini belirleyin.
      3. Her segment için üç kez ölçüm yapın ve farklı ölçüm düzlemlerinden kaynaklanan hataları en aza indirmek için ortalamayı kullanın.
    5. Fleksiyon, ekstansiyon ve yanal bükülme hareketlerini simüle etmek için yükleme noktasında 500 N dikey yük ve 7,5 N∙m moment uygulayın.
    6. İşlem sonrası, her segmentin intervertebral disklerindeki nükleus pulpozustaki maksimum iç gerilimi çıkarın ve verileri Dreischarf ve Wike14,29 tarafından bildirilen sonuçlarla karşılaştırın.

4. FE modelinin yüklenmesi

  1. PLIF cerrahisi sonrası mekanik değişikliklerin analizini kolaylaştırmak için ameliyat öncesi ve sonrası PLIF modellerine aynı işlemleri ve yük değerlerini uygulayın.
  2. İnsan ileri fleksiyonunu, geriye doğru ekstansiyonu, yanal bükülmeyi ve burulma hareketini simüle etmek için L3 omurunun üzerindeki yükleme noktasında 400 N'luk dikey aşağı doğru yük ve yükleme noktasında her yönde 7,5 N'lik bir moment yükü uygulayın.
    NOT: Parametrik lumbosakral model sagital düzlem etrafında simetrik olduğundan, yanal eğilme ve burulma sırasında yalnızca tek taraflı yöndeki hareketin simüle edilmesi gerekir.
  3. Hastaya özel son PLIF sonrası FE modeli için Şekil 1B'ye bakın.

Sonuçlar

Hastaya özgü modelin simülasyon sonuçları önceki literatür sonuçları ile karşılaştırılmıştır
İntervertebral diskin ROM'u
Guan ve ark.27'nin deneysel yükleme koşullarına göre, fleksiyon, ekstansiyon ve yanal eğilmede lomber omurga hareketini simüle etmek için modelin yükleme noktasında farklı yönlerde 3.5 N∙m'lik saf bir eğilme momenti yükü uygulandı ve her segmentin ROM'u ölçüldü ve Guan'ın çalışmasının sonuçlarıyla karşılaştırıldı. Karşılaştırma sonuçları Şekil 2A-C'de gösterilmiştir. Guan'ın deneysel verileriyle karşılaştırıldığında, bu çalışmada kurulan FE modeli, fleksiyondaki her segment için daha küçük bir ROM'a ve uzantıda daha büyük bir L3-L4 ROM'una sahipti ve her ikisi de temelde makul bir deneysel standart sapma aralığındaydı. Yanal bükme sırasında, bu çalışmanın sonuçlarının tümü standart sapma aralığındaydı.

Kombine yük (eksenel yük ve eğilme momenti yükü) altında doğrulama için, Panjiabi ve ark.28in vitro deney koşullarına atıfta bulunarak, yükleme noktasında 150 N'luk bir dikey yük uygulandı ve her yönde lomber omurga hareketini simüle etmek için farklı yönlerde 2.5 N∙m, 5 N∙m ve 7.5 N∙m'lik momentler uygulandı. Sonuçlar, y ekseninin yönünün hareket yönünü gösterdiği Şekil 2D-I'de gösterilmiştir. Bu çalışmanın sonuçlarının çoğu, önceki in vitro deneysel verilerle iyi bir uyum içindedir ve genel eğilim benzerdir. Büyük bir yük altında L4-L5 segmentinin ROM'u standart hata aralığının biraz ötesindeydi.

Nükleus pulpozusta stres
Sonuçlar Şekil 2J-L'de gösterilmiştir. Burada kullanılan hastaya özgü modelin simülasyon sonuçlarının, daha önce gösterilmiş diğer doğrulanmış FE modellerinin sonuçlarıyla ve ayrıca ilgili in vitro deneysel verilerin14,29 sonuçlarıyla uyumlu olduğu sonucuna varabiliriz.

PLIF cerrahisi öncesi ve sonrası komşu segmentlerin ROM'unda değişiklik
Bitişik segmentlerin ROM'undaki değişiklikler Şekil 3'te gösterilmektedir. Füzyon cerrahisinden sonra tüm hareket yönlerinde önemli artışlar bulundu. Öne fleksiyon altında L3-L4 ve L5-S1 segmentlerinin intervertebral mobilitesi sırasıyla .9 ve %.9 arttı. Posterior ekstansiyon altında, L3-L4 ve L5-S1 segmentlerinin intervertebral mobilitesi sırasıyla %5.9 ve .6 arttı. Yanal eğilme altında, L3-L4 ve L5-S1 segmentlerinin hareketliliği sırasıyla ve ,5 artarken, L3-L4 ve L5-S1 segmentlerinin hareketliliği sırasıyla ve !,4 artmıştır, bu da mevcut FE çalışmalarınınsonuçları ile uyumludur 30,31 ve ilgili in vitro deneyler32,33.

PLIF cerrahisi öncesi ve sonrası lumbosakral modelin genel ROM'undaki değişiklikler
L4-L5 füzyonu sonrası genel lomber mobilite anterior fleksiyon sırasında 3.5, posterior ekstansiyon sırasında D.3, lateral fleksiyon sırasında 5.6 ve torsiyon sırasında (.6 azaldı. Tablo 3'te gösterildiği gibi, füzyon cerrahisinden sonra lumbosakral modelin genel ROM'unun tüm hareket yönlerinde önemli ölçüde azaldığı sonucuna varılabilir, bu da füzyondan sonra bitişik segmentlerin hareketliliğinin artmasına rağmen, kaynaşmış segmentin hareketliliğindeki önemli azalmanın genel ROM'da bir azalmaya ve lumbosakral bölgenin genel sertliğinde bir artışa neden olduğunu gösterir.

PLIF'ten önce ve sonra bitişik segmentlerin faset eklemlerindeki gerilmeler
Faset eklemlerinin eşit dağılmış dokuz noktasının ortalama von Mises gerilme değerleri her iki tarafta hesaplandı; Bunlar arasında, PLIF cerrahisi öncesi ve sonrası faset eklemlerin biyomekaniğini karşılaştırmak için indeks olarak en yüksek değere sahip nokta seçildi.

Şekil 4 ve Şekil 5'te gösterildiği gibi, PLIF'den sonra tüm hareket yönlerinde bitişik segmentlerin faset eklemlerindeki ortalama gerilmelerde önemli artışlar bulunmuştur. L3-L4 ve L5-S1 segmentlerinin faset eklemlerindeki ortalama gerilmeler öne fleksiyon sırasında B.2 ve E.3, ekstansiyon sırasında %3.1 ve &.8, lateral eğilme sırasında $.8 ve C ve torsiyon sırasında 6.4 ve 3 arttı. Bu sonuçlar literatürdeki sonuçlarla uyumludur34,35. Bu çalışmada ayrıca, L3-L4 segmentine komşu segmentlerin faset eklemlerindeki stres artışının posterior ekstansiyon sırasında hafif (%5'ten az), torsiyon sırasındaki artışın ise son derece önemli olduğunu (tüm durumlarda 0'ün üzerinde bir artış) bulduk.

Şekil 5, PLIF prosedüründen önce ve sonra her yönde hareket sırasında bitişik segmentlerin faset bağlantılarındaki gerilme dağılımını göstermektedir. L4-L5 segmentinin faset eklemlerindeki gerilmeler PLIF ameliyatından sonra önemli ölçüde azalırken, yüksek (kırmızı alan) ve orta (sarı ve yeşil alanlar) konsantre stres alanları artmıştır, bu da füzyondan sonra sadece bitişik segmentlerin faset eklemlerindeki maksimum stresin artmadığını değil, aynı zamanda konsantre stres alanlarının da arttığını gösterir, bu da ASD'yi etkileyen önemli faktörlerden biri olabilir.

PLIF öncesi ve sonrası bitişik segmentlerin intervertebral disklerinde stres

figure-results-1

figure-results-2

figure-results-3

figure-results-4

figure-results-5

figure-results-6

figure-results-7

Tartışma

Bu çalışmada, PLIF cerrahisi sonrası lomber omurganın biyomekanik özelliklerini analiz etmek için geometrik olarak parametrik hastaya özgü bir FE modeli oluşturulmuştur. Sonuçlar, PLIF ameliyatından sonra faset eklemlerindeki ve kaynaşmış segmentin diskindeki stresin önemli ölçüde azaldığını gösterdi, bu da PLIF'in dekompresyona uğramış segmentin stabilitesini etkili bir şekilde güçlendirebileceğini ve lezyonun daha da şiddetlenmesini geciktirebileceğini gösterdi. PLIF ameliyatından sonra lomber omurganın genel hareketliliği azalırken, ROM, faset eklem stresi, faset eklemlerde konsantre stres alanları ve bitişik intervertebral disklerdeki stresin tümü değişen derecelerde artmıştır. Bu, füzyonun sadece bel hareketini kısıtlamakla kalmayıp, aynı zamanda bitişik segmentlerin daha geniş bir aralıkta hareket etmesine ve kaynaşmış segmenti telafi etmek için yükün daha fazlasını paylaşmasına izin verdiğini göstermektedir. Bu nedenle, bitişik segmentlerdeki stresi daha da artıran, stres konsantrasyonunun artmasına ve bitişik segmentlerde dejeneratif hastalık riskinin artmasına neden olan bir kısır döngü oluşur. Sonuçlarımız, diğer araştırmacılar36,37 tarafından yapılan FE çalışmaları ve Weinhoffer 26 ve Cunningham38 tarafından yapılan kadavra örneği deneyleri ile tutarlıdır. İntervertebral diskteki stres artışının büyüklüğü çalışmadan çalışmaya büyük ölçüde değişse de, bu varyasyonun numuneler, yükleme veya ölçüm yöntemlerindeki farklılıklarla ilgili olduğuna inanıyoruz.

Ayrıca, proksimal bitişik segmentin faset eklemlerindeki (L3-L4) gerilmelerin, hemen hemen her yöne hareket sırasında (ileri fleksiyon, geriye doğru ekstansiyon ve torsiyon) distal segmentin faset eklemlerindekilerden (L5-S1) daha yüksek olduğunu bulduk. Torsiyon sırasında hem proksimal hem de distal bitişik segmentlerdeki stres artışı, diğer yönlerdeki hareket sırasındakinden daha önemliydi (%>50). Özellikle, proksimal komşu segmentin (L3-L4) faset eklemleri ve anulus fibrozusundaki stres, distal bitişik segmenttekinden (L5-S1) daha büyük ölçüde artmıştır. Stresteki önemli artış nedeniyle proksimal komşu segmentin, spinal füzyondan sonra distal bitişik segmente göre dejenerasyona daha yatkın olduğu öne sürülmüştür39.

Bu çalışmanın bulgularına dayanarak, cerrahların spinal füzyon ameliyatları sırasında özellikle proksimal segmentte ASD riskini azaltmak için stratejiler uygulamaları kritik öneme sahiptir. Bu, ASD için risk faktörlerinin değerlendirilmesi gibi ameliyat öncesi planlamayı içerir, ör., bitişik segmentlerde önceden var olan dejenerasyon veya anormal sagital denge. Ek olarak, cerrahi işlem sırasında kaynaşmış segment sayısını sınırlamak gibi daha konservatif bir yaklaşımın benimsenmesi tavsiye edilir. Ayrıca, torsiyon sırasındaki stresteki önemli artış göz önüne alındığında, lomber torsiyon amplitüdünü en aza indirmek için superior bitişik segmentin faset eklemlerini kaynaştırmak veya hastaları postoperatif iyileşme sırasında alt ekstremite aktiviteleri ile lomber hareketi telafi etmeye teşvik etmek gibi proaktif önlemler faydalı olabilir.

Bu çalışma, lumbosakral FE modellemesinde bireyselleştirilmiş parametrelendirme için bir yöntem önermektedir. Bu çalışmada yapılan doğrulama testi, bu çalışmada kurulan L3-S1 lumbosakral FE modelinin önceki literatürdeki verilerle uyumlu olduğunu göstermiştir27,28. Az miktarda simülasyon verisi, bireysel farklılıklardan veya model parametre farklılıklarından kaynaklanmış olabilecek büyük bir yük altında L4-L5 segmentinin ROM'u gibi standart hata aralığını biraz aştı. Bununla birlikte, sapma büyük değildi ve eğilim literatürün sonuçlarıyla uyumluydu. Ayrıca, insan vücudunun yatay burulma altında nadiren büyük yükler taşıdığı göz önüne alındığında, bu farkın diğer yönlerdeki simülasyon sonuçları ve nihai klinik açıklama üzerinde çok az etkisi olduğuna inanıyoruz. Basınç altında nukleus pulpozustaki stres ile ilgili olarak, bu çalışmada kullanılan modelin simülasyon sonuçları da literatür verileriyle uyumlu hale getirilmiştir14,29. Genel olarak, bu çalışma modelinin biyomekanik özellikleri, modelin konvansiyonel yükler altında lumbosakral bölgenin hareketini simüle etmek ve ayrıca lomber omurga cerrahisi sonrası bireysel biyokimyasal özellikleri analiz etmek için kullanılabileceğini gösteren mevcut teori ile tutarlıdır.

Bu modellemenin püf noktası, omurların ve çevresindeki dokuların şeklini, özellikle de yük taşıyan kemiklerin şeklini yakından taklit etmek için basit geometrik şekillerin kullanılmasında yatmaktadır. Bu, modelleme yazılımında, basit operasyonel yöntemlerle basit geometrilerden oluşan parametre kontrollü bir model oluşturularak elde edilir. Bu süreçteki ana zorluk, lateral X-ışını görüntülerini sagital referans olarak kullanarak tutarlı bir lumbosakral omurga modeli oluşturmak için modellenmiş omurga segmentlerini üç boyutlu uzayda konumlandırmaktır. Bu, omurlar arasındaki uzamsal yanlış hizalamayı veya paraziti önlemek için sagital, koronal ve enine düzlemlerde manuel ayarlama gerektirir. Şu anda, bu adım yalnızca manuel olarak tamamlanabilir, bu da zaman alıcıdır ve özellik noktası tanıma teknolojisi tanıtılmadan kolayca çözülemez.

Bu çalışmada önerilen modelleme yönteminin de bazı sınırlılıkları vardır. İlk olarak, bu parametreli model öncelikle lomber omurgadaki iç fiksasyonu veya füzyonu dikkate alır ve sakrumun morfolojisinde önemli basitleştirmeler yapılır. Bunun nedeni, lomber omurganın yük taşıma özelliklerine odaklanan çalışmalarda, sakrumun tipik olarak hareketsiz olduğu varsayılır. Bu nedenle, model iç fiksasyonda sakral tutulum olan durumlarda uygulanamaz. İkinci olarak, modeldeki her bir vertebral gövde, kortikal kemik için tek tip kalınlık ve homojenlik ve süngerimsi kemik için homojenlik varsayılarak kortikal ve süngerimsi kemik ile ayrı ayrı tanımlanır. Bu, osteoporozun neden olduğu kemik yoğunluğundaki potansiyel değişiklikleri hesaba katmaz. Üçüncüsü, bu çalışma, ağırlıklı olarak lumbosakral bölgenin temsili için temel geometrik şekilleri kullanan basitleştirilmiş bir statik modelleme yaklaşımı kullanırken, mevcut lomber omurga çalışmalarında yaygın olarak bulunan viskoelastik, poroelastik ve poro-hiperelastik modeller gibi daha karmaşık modeller20,40 vardır. Basitleştirilmiş bir statik model seçimi, lumbosakral FE modellemesinde bireyselleştirilmiş geometrik şekillere odaklanmamızdan kaynaklandı. Bu yaklaşım, viskoelastik veya poroelastik modellerden daha az karmaşık olsa da, hesaplama verimliliği ve bireysel özelleştirme kolaylığı açısından önemli avantajlar sunar. Kişiselleştirilmiş klinik uygulamalar için kritik olan bireysel anatomik varyasyonlara hızlı adaptasyon sağlar. Daha karmaşık viskoelastik veya poroelastik modellerle karşılaştırıldığında, burada kullanılan basitleştirilmiş statik model, spinal biyomekaniğin belirli dinamik veya akışkan yönlerini aynı doğrulukla yakalayamayabilir. Bununla birlikte, bu çalışmanın amaçları doğrultusunda - bireyselleştirilmiş geometrik şekillere ve geleneksel yük simülasyonlarına odaklanarak - model, detay ve pratik uygulanabilirlik arasında dengeli bir denge sağlar.

Bu çalışmada, geometrik olarak parametrik FE modelleme yöntemi, şu anda kullanılan BT modelleme yöntemine göre daha az hesaplama süresi, daha iyi model yakınsaması ve hastaya özgü modelleme elde etmede daha fazla kolaylık gibi birçok avantaj göstermiştir. Gelecekteki çalışmalar, tam otomatik modelleme ve verimli biyomekanik analizi güçlendirmek için burada kullanılan modelleme yöntemini yapay zeka algoritmalarına dayalı görüntü tanıma ile birleştirmeye odaklanabilir. Modelleme yöntemimiz, büyük örneklem büyüklüğüne sahip biyomekanik analiz çalışmalarında da uygulanabilmekte, böylece omurga hastalıklarının mekanizmalarını aydınlatırken sonuçların güvenilirliğini artırarak yenilikçi tedavi yöntemleri ve önleme stratejileri geliştirebilmektedir.

Açıklamalar

Yazarlar, bu yazıda bildirilen sonuçları ve/veya tartışmayı etkilemek için algılanabilecek hiçbir rekabet çıkarı veya başka çıkarları olmadığını beyan ederler.

Teşekkürler

Bu araştırma, kamu, ticari veya kar amacı gütmeyen sektörlerdeki finansman kuruluşlarından herhangi bir özel hibe almadı.

Malzemeler

Bu makalede kullanılan malzemelerin listesi
AdŞirketKatalog numarasıYorumlar
AbaqusDassaulthttps://www.3ds.com/products/simulia/abaqusSonlu elemanlar analizi
AutoCAD Autodeskhttps://www.autodesk.com/products/autocad/Farklı vertebral segmentlerin ROM'unu ölçmek için kullanılan bir Mühendislik Bilgisayar Destekli Tasarım yazılımı 
CT taraması veri seti Japonya Dostluk HastanesiVeri Seti (yükseklik 180 cm, ağırlık 68 kg). Ham veriler, 0,33 mm piksel boyutu ve 1 mm katman aralığı ile Dicom 3.0 formatında saklandı.
Hypermesh 2019Altairhttps://altair.com/hypermesh/  Mesh oluşturma
Mimics Research 21.0Materyalizehttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimicsModel yapımı
Omurgada travma, deformite veya tümör öyküsü olmayan yetişkin sağlıklı bir erkeğin Çin

Kaynaklar

  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).

Yeniden basım ve izinler

Bu JoVE makalesinin metnini veya şekillerini yeniden kullanmak için izin iste

İzin iste

Etiketler

Kom u Segment DejenerasyonuHastaya zg ModelLomber OmurgaHareket A klStres Da l mFaset Eklem Stresintervertebral Disk Stresi
Video yakında

İlgili makaleler