학 술 논 문

Journal of Biomedical Engineering Research 38: 9-15 (2017)

http://dx.doi.org/10.9718/JBER.2017.38.1.9

9

Spring rod를 사용한 척추경 나사못과 동반 시술된

Flexible cage의 생체역학적 효과

김영현1·박은영2·김원현3·황성필4·박경우5·이성재3

1부산지방식품의약품안전청 시험분석센터, 2식품의약품안전평가원 의료기기심사부3인제대학교 의용공학부, 4(주)바이오스파인, 5광혜병원 신경외과

Biomechanical Efficacy of a Combined Flexible Cage with Pedicle

Screws with Spring rods: A Finite Element Analysis

Y.H. Kim1, E.Y. Park2, W.H. Kim3, S.P. Hwang4, K.W. Park5 and S.J. Lee3

1Center for Food & Drug Analysis, Ministry of Food and Drug Safety, Busan 48562, South Korea2Department of Medical Device Evaluation, Ministry of Food and Drug Safety, Cheongju, Chungbuk 28159, South Korea

3Department of Biomedical Engineering, Inje University, Gimhae, Gyeongnam 50834, South Korea4Biospine Co., Ltd, Seoul 04787, South Korea

5Department of Neurosurgery, Kwang-Hye Spine Hospital, Seoul 06174, South Korea

(Manuscript received 11 January 2017; revised 4 March 2017; accepted 5 March 2017)

Abstract: Recently, flexible cages have been introduced in an attempt to absorb and reduce the abnormal load trans-

fer along the anterior parts of the spine. They are designed to be used with the pedicle screw systems to allow some

mobility at the index level while containing ROM at the adjacent level. In this study, a finite element (FE) study was

performed to assess biomechanical efficacies of the flexible cage when combined with pedicle screws with flexible

rods. The post-operated models were constructed by modifying the L4-5 of a previously-validated 3-D FE model of

the intact lumbar spine (L2-S1): (1) Type 1, flexible cage only; (2) Type 2, pedicle screws with flexible rods; (3) Type

3, interbody fusion cage plus pedicle screws with rigid rods; (4) Type 4, interbody fusion cage plus Type 2; (5) Type

5, Type 1 plus Type 2. Flexion/extension of 10 Nm with a compressive follower load of 400N was applied. As com-

pared to the Type 3 (62~65%) and Type 4 (59~62%), Type 5 (53~55%) was able to limit the motion at the operated

level effectively, despite moderate reduction at the adjacent level. It was also able to shift the load back to the anterior

portions of the spine thus relieving excessively high posterior load transfer and to reduce stress on the endplate by

absorbing the load with its flexible shape design features. The likelihood of component failure of flexble cage remained

less than 30% regardless of loading conditions when combined with pedicle screws with flexible rods. Our study dem-

onstrated that flexible cages when combined with posterior dynamic system may help reduce subsidence of cage and

degeneration process at the adjacent levels while effectively providing stability at the operated level.

Key words: Finite element, Flexible cage, Interbody fusion cage, Spring rod system, Subsidence

I. 서 론

평균 수명의 연장으로 인한 급격한 노인 인구의 증가와

사회 환경의 변화로 인하여 디스크 및 후관절의 퇴행, 요추

부 척추관 협착증과 같은 퇴행성 요추질환의 발생 빈도가

급속히 증가하고 있다[1].

추간체 유합 보형재(cage)를 이용한 유합술(fusion)은 요

Corresponding Author : Sung-Jae Lee

Biomedical Engineering, Clinical Biomechanics LAB, Inje

University, 197, Inje-ro, Gimhae-si, Gyeongsangnam-do,

50834, Korea

TEL: +82-55-326-5747 / FAX: +82-55-327-3292

E-mail: sjl@bme.inje.ac.kr

Spring rod를 사용한 척추경 나사못과 동반 시술된 Flexible cage의 생체역학적 효과 - 김영현 et al.

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추부의 추간체 높이 유지와 척추 분절의 불안정성(inst-

ability) 회복을 목적으로 퇴행성 요추질환 치료를 위한 수

술적 방법으로 임상에서 널리 사용되고 있다[2]. 하지만

cage의 삽입에 따른 하종판(end plate)에서의 응력 집중으

로 인하여 cage의 침강(subsidence)이 문제로 발생되었다.

이에 따라 이를 보완하고 시술 분절의 안정성을 보강하고자

rigid한 강봉(rod)을 결합한 척추경 나사못(pedicle screw

fixation, PSF)과 병행되어 사용되었으나 전 후방 유합에 따

른 비정상적인 전 후방 하중 전달과 시술 분절의 운동성 제

한으로 인한 인접 분절의 상대적인 운동성 증가가 발생하며

이에 따른 인접 분절의 추가적인 퇴행을 가속화 한다고 보

고되고 있다[2-5].

최근 이러한 문제점을 보완하기 위해 후방 유동적 추간체

고정재(Posterior Dynamic Stabilization, PDS) system

과 동반된 flexible cage의 시술 방법이 개발되어 cage의 침

강 가능성을 줄이고 시술 분절의 안정성 확보와 인접 분절의

추가적인 퇴행을 예방할 것으로 기대되고 있다[6].

그러나 PDS 및 flexible cage와 같은 dynamic stabili-

zation system의 경우 임상적 안정성에 대한 의문이 제기

되고 있다.

FDA 의료기기 자문위원회(medical divices advisory

committee)의 2013년 보고에 따르면 dynamic stabili-

zation system은 1997년 당시 기존의 traditional pedicle

screw spinal system에 굽힘 및 회전 등의 움직임이 가능

한 디자인(e.g., polymer cords, moveable screw heads,

and springs)으로 설계되어 척추경 나사못의 특수형

(specific subtype)으로 분류되었다[7]. 이에 따라 척추경 나

사못과의 동등 이상의 기계적 시험(mechanical testing)을

통하여 개발 및 허가가 이루어지게 되었다. 그러나 임상 적

용 시 기계적 시험으로 예측이 어려운 기기의 파단, 통증,

재수술 등의 임상적 문제가 제기되었고 기기 파단으로 인하

여 2007년 한 차례(CD Horison Spinal System Agile

Dynamic Stabilization, Medtronic Sofamor Danek USA

Inc.)의 회수(recall) 조치도 발생하였다. FDA는 2009년 5

월 이후 유합률(fusion rates) 및 재수술 등에 대한 내용을

포함한 dynamic stabilization의 충분한 임상적 안전성 및

유효성 자료를 요구하게 되었다. 최근까지 관련 연구의 부족

으로 dynamic stabilization의 요추부 시술에 대한 안정성

에 대한 의문이 제기되고 있으며 기계적 시험으로 확인할 수

없는 임상적 안정성에 대한 관련 연구가 필요한 실정이다[7].

따라서 본 연구에서는 유한요소법(finite element method)

을 이용하여 PDS와 동반 시술된 flexible cage 및 유합술

등의 기존 고정기기들에 대하여 요추부(L2-S1) 유한요소 모

델 시술 후 하종판에서의 침강 가능성을 분석하였으며, 시술

분절의 전 후방 하중 분담률을 확인하였다. 시술 분절의 운

동성 변화를 통하여 기기 시술이 시술 분절에 미치는 안정

성에 대하여 확인하였고, 시술 분절 운동성 감소로 인한 인

접 분절의 상대적 운동성 증가에 따른 추가적인 퇴행 가능

성을 살펴보고자 인접 분절의 운동성 변화를 확인하였다. 또

한 요추부의 굴곡 및 신전 운동 시 flexible cage의 시술에

따른 cage의 파단 가능성을 확인하였다.

II. 재료 및 방법

1. 시술 모델 구축

본 연구에 사용된 정상 요추부(L2-S1) 유한요소 모델은

이전 연구에서 검증된 모델을 사용하였다[8]. 요추 모델의

각 구성 요소에 대한 물성치는 문헌을 참고하여 적용하였다

(표 1)[9-14].

시술모델 구축을 위한 PSF 및 flexible cage의 삽입은 정

상 요추의 L4-5를 수정하여 구현되었다. 본 연구에 사용된

flexible cage의 경우 기존 제품에서 가장 널리 사용되는 티

타늄 소재의 금속 재질과 달리 형상기억합금(typical shape

memory alloy)인 니티놀(nitinol)을 사용하였고 ‘W’ 형태

로 시술 후 시술 분절의 유연성을 극대화하고 척추 전방으

로 전달되는 하중을 흡수할 수 있도록 디자인 되었다. 또한

후방 요추체간 유합술(posterior lumbar interbody fusion,

PLIF)에 적합하도록 제품이 설계되었다[6]. 본 연구에서는

정상 모델을 포함하여 총 6가지 모델을 설정하였다. Type

1, Type 2는 flexible cage 및 spring rod를 사용한 PSF

의 dynamic 고정기기 각각이 시술 후 요추부에 미치는 영

향을 확인하고자 설정하였으며, Type 3는 기존의 전 후방

유합 시술 모델이다. Type 4의 경우는 Type 3에 rigid rod

를 spring rod로 대체하여 spring rod와 결합한 PSF, 즉

PDS와 interbody fusion cage가 병행 시술된 모델이며,

Type 5는 본 연구에서 살펴보고자 한 전 후방 dynamic 고

정기기 시술 모델로 전 후방 시술 모델인 Type 3, Type 4

와 비교하여 요추부에서의 생체역학적인 거동 변화에 미치

는 영향을 살펴보고자 하였다. 본 연구에 사용된 모델은 다

음과 같다(그림 1):

(1) Normal spinal model (L2-S1);

(2) Type 1, Bio-functional® cage (Nitinol, E = 75 GPa,

υ = 0.33, Biospine Inc., Korea) at the L4-5;

(3) Type 2, BioFlex® Spring Rod System (Biospine

Inc., Korea) which is composed of nitinol rods

and titanium screws at the L4-5;

(4) Type 3, SynCage-LR® (PEEK, E = 3.6 GPa, υ = 0.3,

Mathys Medical Ltd, Bettlach, Swithzerland)

plus pedicle screw with rigid rods (Ti6A14V, E

= 114GPa, υ = 0.3) at the L4-5;

Journal of Biomedical Engineering Research 38: 9-15 (2017)

11

(5) Type 4, SynCage-LR® plus BioFlex® Spring Rod

System (Type 2);

(6) Type 5, Bio-functional® cage (Type 1) plus BioFlex®

Spring Rod System (Type 2);

cage의 삽입을 위하여 cage의 크기 및 삽입되는 방향을 고

려하여 nucleus pulposus, annulus ground 및 annulus

fibers의 일부를 제거하였다[6].

PSF는 상관절 돌기 외연을 지나는 중축과 횡돌기를 양분

하는 횡축이 만나는 점에서 시작하여 척추경의 축을 따라

삽입하는 Inward method로 facet capsular ligament,

supraspinous ligament를 제거하여 삽입하였으며[15], 골

과의 경계면은 완전한 유합을 가정하여 ‘tie contact’ 조건

을 적용하였다[8,16].

표 1. 요추부 유한요소 모델에 사용된 다양한 물성치.

Table 1. Material properties used in the finite-element model of the lumbar spine.

Material Young’s modulus E (MPa) Poisson’s ratio Cross-sectional area (mm2)

Cortical boneCancellous bone

12000100

0.30.2

--

BonyPosterior elementEnd plateAnnulus groundNucleus pulposus

3500

254.21.0

0.250.250.450.499

(incompressible)

----

Annulus fibersLayer 1/2Layer 3/4Layer 5/6Layer 7/8

550495413358

----

0.500.390.310.24

LigamentsALLPLLLFCLITLISLSSL

7.8 (< 12%)10 (< 11%)15 (< 6.2%)7.5 (< 25%)10 (< 18%)10 (< 14%) 8 (< 20%)

20 (> 12%)20 (> 11%)19 (> 6.2%)33 (> 25%)59 (> 18%)12 (> 14%)15 (> 20%)

-------

63.7204030

1.84030

그림 1. 시술 모델(L4-5): Type 1, flexible cage 시술 모델(L4-5); Type 2, spring rod를 사용한 PSF 시술 모델; Type 3, interbody

fusion cage 및 rigid rod를 사용한 PSF 시술 모델; Type 4, interbody fusion cage 및 Type 2 동반 시술 모델; Type 5, Type 1 및 Type

2 동반 시술 모델.

Fig. 1. Post-operative models at the L4-5: Type 1, flexible cage only; Type 2, pedicle screws with spring rods; Type 3,

interbody fusion cage plus pedicle screws with rigid rods; Type 4, interbody fuison cage plus Type 2; Type 5, Type 1 plus

Type 2.

Spring rod를 사용한 척추경 나사못과 동반 시술된 Flexible cage의 생체역학적 효과 - 김영현 et al.

12

2. 하중 및 구속 조건

각 모델의 운동성을 구현하기 위하여 제 2요추의 상종판

에 신전(extension), 굴곡(flexion) 운동을 위한 모멘트 10

Nm와 400N의 압축 follower load를 적용하였으며, 제 1

천추의 하종판을 모든 방향에 대하여 움직임이 없도록 구속

하였다[8,9]. cage 삽입 후 하종판에서의 침강 가능성은 신

전 및 굴곡 운동 시 발생하는 하종판에서의 PVMS (peak

von Mises stress)변화를 각 cage 시술 모델 간의 비교를

통하여 확인하였으며, 정상 모델을 포함한 각 시술 모델의

전 후방 하중 분담 비율은 400N의 압축 follower load 적

용 하에 확인하였다. 시술 및 인접분절의 운동성 변화를 예

측하기 위하여 Hybrid protocol(정상모델: 10 Nm)을 사용

하였다[17]. 또한 flexible cage의 파단 가능성은 신전 및 굴

곡 운동 하에서 나타나는 cage의 PVMS를 니티놀 재질이

가지는 항복강도(yield strength)와의 비율을 통하여 평가

하였다[18].

III. 결 과

1. cage의 침강 가능성

cage의 침강 가능성은 cage가 삽입되지 않은 Type 2를

제외한 Type 1, Type 3, Type 4, Type 5의 굴곡 및 신전

운동 시 cage가 삽입된 하종판에서의 PVMS를 통하여 확

인하였다. PSF와 동반 시술 되지 않은 Type 1의 경우 다

른 세 모델과 비교하여 굴곡 운동에서 4.99MPa, 신전 운

동에서 7.30MPa를 보이며 3~12배 가량 높은 PVMS를 나

타냈다(그림 2). PSF와 동반 시술된 Type 3, Type 4,

Type 5는 굴곡 운동에서 1.39~1.93MPa, 신전 운동에서

0.57~0.98MPa를 보였다. Type 5에서 PVMS가 가장 낮았

으며 Type 3, Type 4 순으로 높았다. 전체적으로 모든 모

델에서 신전 운동에 비하여 굴곡 운동 시 높은 PVMS를 보

였다. flexible cage를 삽입한 Type 1, Type 5의 하종판 하

중 분포는 그림 3와 같았으며, PSF 삽입 후 PVMS 위치

가 후방에서 전방으로 이동하였다. Type 5는 Type 1과 비

교하여 굴곡 운동에서 72%, 신전 운동에서 92% 하종판의

PVMS가 감소하였다.

2. 요추부 전 후방 하중 분담률

정상 모델을 포함한 각 시술 모델의 전 후방 하중 분담

비율은 400N의 압축 follower load 적용 하에 확인하였으

며 그 결과는 그림 4과 같다. 전방의 경우 척추체 및 디스크

와 cage가 이에 해당하며, 후방은 후관절(facet joint) 및 PSF

로 정의하였다. 정상의 전 후방 하중분담률은 85:15였다.

flexible cage가 삽입된 Type 1은 88:12 였으며, cage가 삽

입되지 않은 채 spring rod를 사용한 PSF를 시술한 Type

2가 69:31로 시술 모델 중 가장 후방의 하중 분담률이 높았

다. cage와 PSF를 동반 시술하였을 경우 Type 2에 비하여

전방 하중 분담률이 증가하였으며 이들 중 Type 5가 79:21

로 정상 모델의 하중 분담률에 가장 가까운 결과를 보였다.

3. 시술 및 인접 분절의 운동성

Type 1을 제외한 시술 모델의 시술 분절(L4-5)의 경우 정

그림 3. flexible cage 삽입에 따른 하종판의 하중 분포.

Fig. 3. Stress distributions at the endplate below the flexible

cage.

그림 2. cage 삽입에 따른 하종판의 PVMS: (A) 굴곡, (B) 신전 운동.

Fig. 2. PVMS at the endplate below the cage: (A) Flexion, (B)

Extension.

Journal of Biomedical Engineering Research 38: 9-15 (2017)

13

상 모델에 비하여 그 운동성이 53~65% 가량 모두 감소하

였고, Type 3, Type 4, Type 2, Type 5 순으로 감소하였

다(그림 5). 굴곡 및 신전 운동에서 유사한 경향의 결과를

나타냈으며, flexible cage만 삽입된 Type 1은 신전 운동

에서 6% 운동성이 감소하였으나 굴곡 운동에서는 35% 증

가하였다. 인접 분절의 운동성은 Type 1을 제외한 시술 모

델에서 17~33% 가량 증가한 결과를 보였다. Type 3, Type

4, Type 2, Type 5 순으로 운동성이 증가하였으며, Type

1은 굴곡 신전 모두 12~14% 감소하였다. Type 5의 경우

인접 분절에서의 운동성이 17~26% 증가하며 cage와 PSF

가 동반 시술된 Type 3(32~33%), Type 4(28~29%)에 비

하여 비교적 변화 폭이 작았다.

4. flexible cage의 파단 가능성

flexible cage를 삽입한 Type 1, Type 5에서 굴곡 및 신

전 운동 시 cage에 나타나는 PVMS와 니티놀의 항복 강도

와의 비율을 통하여 파단 가능성을 유추하였다. flexible

cage 만을 삽입한 Type 1은 굴곡에서 127%, 신전에서 41%

의 파단 가능성을 보이며 굴곡 운동에 아주 취약하였다.

Type 1에서 spring rod를 사용한 PSF와 동반 시술할 경

우 cage의 파단 가능성은 굴곡에서 29%, 신전에서 15%로

감소하였다. Type 1, Type 5 모두 굴곡 운동에 비하여 신

전 운동에서 cage의 파단 가능성이 낮았으며 각 운동에 따

른 cage의 취약 부분은 그림 6와 같이 나타났다.

IV. 고 찰

cage 및 PSF를 이용한 유합술은 퇴행성 요추부 질환에

서 가장 대표적으로 사용되는 수술적 방법이다[2,6]. 하지만

cage 단독 시술 시에는 하종판에서의 침강이 문제로 나타나

며 PSF가 동반되어 사용될 경우에는 수술 분절의 운동성

감소로 인한 인접 분절의 상대적인 운동성 증가로 인접 분

절 추간판 내압이 증가하여 추가적인 퇴행이 발생할 가능성

이 높다고 알려져 있다. 또한 기기의 높은 강성도로 인한 요

그림 4. 전 후방 하중 분담률.

Fig. 4. Load-sharing characteristics between anterior and

posterior parts.

그림 5. 정상 모델에 대하여 표준화된 시술 모델의 시술(L4-5) 및 인

접(L3-4) 분절의 운동성: (A) 굴곡, (B) 신전 운동.

Fig. 5. Range of motion (ROM) at the operated (L4-5) and

adjacent (L3-4) levels normalized to ROM of the intact

model: (A) Flexion, (B) Extension.

그림 6. 굴곡 및 신전 운동 시 flexible cage의 파단 가능성 및 취약

부분(red circle).

Fig. 6. Likelihood of component failure of the flexible cage in

flexion and extension and weak point (red circle).

Spring rod를 사용한 척추경 나사못과 동반 시술된 Flexible cage의 생체역학적 효과 - 김영현 et al.

14

추부의 비정상적인 하중 분담이 발생하는 것으로 보고되고

있다[2,9].

이러한 문제점을 보완하기 위해 PDS와 동반된 flexible

cage의 시술 방법이 소개되었으나 flexible cage 및 PDS

와 같은 dynamic stabilization system의 경우, 임상 적용

시 기계적 시험으로 예측이 어려운 기기의 파단, 통증, 재수

술 등의 문제가 제기됨에 따라 충분한 임상적 자료가 요구

되고 있으며, 요추부 시술에 대한 관련 연구의 부족으로 인

하여 dynamic stabilization system의 안정성에 대한 의

문이 제기되고 있는 실정이다[7].

따라서 본 연구에서는 요추부(L2-S1) 유한요소 모델을 사

용하여 dynamic stabilization system인 flexible cage와

spring rod가 결합된 PSF의 병행 시술법에 대하여 요추부

의 거동에 미치는 영향을 생체역학적으로 분석하고 그 안정

성을 입증하고자 하였다.

cage 삽입에 따른 침강 가능성은 cage 가 삽입된 하종판

에서의 PVMS를 통하여 확인하였다. 본 연구에서 사용된

interbody fusion cage는 임상에서 가장 널리 사용되고 있

는 PEEK 소재의 ALIF (anterior lumbar interbody

fusion) cage로 rigid rod를 사용한 PSF와 동반 시술 되었

을 경우 굴곡 및 신전 운동에서 단독으로 사용되었을 경우

보다 20~66% 감소한 결과를 이전 Choi의 연구에서 확인

할 수 있다[2]. 본 연구 또한 동일한 시술 모델에 대하여

Choi의 연구와 유사한 경향을 보였으며 굴곡 운동에 비하

여 신전 운동에서 더 낮은 수치의 결과를 나타냈다. in-

terbody fusion cage가 spring rod를 사용한 PSF와 동반

시술 되었을 경우 Choi의 연구와 유사한 경향의 결과를 보

였으나 rigid rod에 비하여 후방 고정력 감소로 인하여 하

종판의 PVMS를 약 3.1~5.7% 가량 증가시켜 cage 침강 가

능성을 높였다. flexible cage는 단독으로 사용되었을 경우

PSF와 동반된 다른 시술 모델에 비하여 3~12배 높은

PVMS를 보였으나 spring rod를 사용한 PSF와 동반하여

시술 되었을 때 cage를 삽입한 시술 모델 중 PVMS가 가

장 낮았으며 flexible cage 단독으로 시술된 모델이 하종판

의 후방에 응력이 집중한 것과 비교하여 후방 고정기기의

삽입으로 인한 후방 안정성 확보로 하종판의 응력 집중이

후방에서 전방으로 이동한 것을 확인하였다.

요추부의 하중 분담에 관한 기존 문헌에 따르면 정상 척

추는 압축 하중 하에 전방에서 80~90%, 후방에서 10~20%

의 하중을 분담하고 PSF를 이용한 유합술 후에는 전방에

서 약 60%의 하중을 분담하는 것으로 알려져 있다[19]. 아

울러 Moumene의 연구에 따르면 cage가 동반되어 시술 될

경우에는 전방에서 75%의 하중을 분담하며 cage 시술 후

전방 하중 분담률이 PSF 단독 시술에 비하여 증가한 결과

를 보였다[20]. Kim과 Choi의 연구 또한 전 후방 유합 모

델의 경우에 전방에 72~75%의 하중이 분담된 것을 확인하

였다[2,9]. 본 연구의 정상 모델은 85:15의 전 후방 하중 분

담률을 보였다. cage 및 PSF의 단독 시술 모델에서 기존

골 조직에 비하여 높은 강성도의 고정 기기 삽입에 따라

cage 시술의 경우 전방에서, PSF 시술 시에는 후방에서 시

술한 부분의 하중 분담률이 증가하였으며 동반 시술되었을

경우 Kim 등의 연구와 유사한 결과를 나타냈다[9]. flexible

cage 및 spring rod를 사용한 PSF는 기존의 interbody

fusion cage 및 rigid rod와 결합한 PSF에 대체되어 사용

될 경우 삽입 위치에 따라 전방 또는 후방에서의 하중 분담

률을 감소시켰으며 동반하여 사용되었을 경우에는 다른 동

반 시술 모델 중 정상 모델의 하중 분담률에 가장 가까운

결과를 나타내는 효과를 보였다.

운동성의 경우 flexible cage의 단독 시술은 시술 분절의

운동성을 효과적으로 제한하지 못하였으나 spirng rod와 결

합한 PSF와 동반되었을 경우 55%까지 시술 분절의 운동

성을 제한하였다. 다른 시술 모델의 경우 62~57% 가량 운

동성을 감소시키며 시술 분절의 안정성을 제공하였다. 이와

같이 cage와 PSF가 동반 시술된 모델의 경우 시술 분절에

안정성을 효과적으로 제공하였으나 인접 분절의 운동성을

정상 모델에 비하여 28~33% 증가시켰다. 그러나 flexible

cage와 spring rod를 결합한 PSF의 시술 모델의 경우

17~26%의 증가를 보이며 비교적 적은 인접 분절의 운동성

증가를 보였다. 따라서 이는 운동성 측면에서 인접 분절의

상대적인 운동성 증가를 감소시켜 인접 분절 추간판 내압

증가에도 영향을 줌으로써 추가적인 퇴행가능성을 상대적으

로 낮추어 줄 수 있을 것으로 사료된다[9,16].

flexible cage는 단독으로 사용되었을 경우 보다 spring

rod를 사용한 PSF와 동반 시술 되었을 때 파단 가능성을

30% 미만으로 낮추며 시술 후 기기의 구조적 안정성을 어

느 정도 입증하였으나, 본 연구에서는 인체의 라이프 사이

클(life cycle)에 따른 피로 하중에 대한 변형 또는 파단에

관해서는 확인되지 않았다.

아울러 본 연구에서 사용된 요추 모델은 피질골, 해면골,

종판을 포함하는 골 구조물의 비등방성 및 비선형적 특성이

반영되지 않았다는 한계점이 있다. 또한 시술 후 골과 임플

란트의 계면에서 모두 골유합이 일어난 경우로 고정기기들

의 이상적인 삽입 상태만을 가정함에 따라 임플란트의 풀림

현상(loosening), 이탈 등에 대하여 고려하지 않았다. 이에

따라 실험 data를 통한 구조물들의 비등방성 또는 선형적

특성을 부여한 모델링 및 골과 임플란트 간의 계면에 마찰

계수 변화를 통한 임플란트 고정력 등에 대한 관련 연구 등

이 필요할 것으로 보인다.

Journal of Biomedical Engineering Research 38: 9-15 (2017)

15

V. 결 론

최근 flexible cage 및 PDS와 같은 dynamic stabili-

zation system의 경우 기기의 파단, 통증, 재수술 등의 임

상 및 구조적 안정성 등에 따른 문제로 인하여 유합술 제품

과 병행하여 사용하는 것이 권장되는 등 그 안정성에 대하

여 의문이 제기되고 있는 실정이다.

그러나 본 연구에서는 요추부 유한요소 모델을 사용하여

spring rod system과 동반된 flexible cage가 기존의 전 후

방 유합술 및 interbody fusion cage와 PDS의 병행 시술

법과 비교하여, 시술 후 시술 분절의 운동성을 효과적으로

제한하는 동시에 인접 분절의 운동성을 상대적으로 감소시

키며 정상 모델에 더 유사한 전 후방 하중 분담률을 보이는

것을 확인하였다. 또한 cage의 ‘W’ 형태 및 재질로 인하여

cage 아래의 하종판에 가해지는 하중을 완화시킴으로써

cage의 침강 가능성을 줄이는 효과를 보이고 cage의 구조

적 안정성을 확보한 것을 확인하였다. 따라서 spring rod

를 사용한 PSF와 동반 시술된 flexible cage는 시술 분절

의 안정성을 효과적으로 제공하면서 cage의 침강 가능성 및

인접 분절의 추가적인 퇴행성 변화를 줄이는데 기여할 것으

로 사료된다.

References

[1] A.S. Hilibrand, N. Rand, “Degenrative lumbar stenosis:

Diagnosis and management,” J Am Acad Orthop Surg, vol. 7,

no. 4, pp. 239-249, 1999.

[2] K.C. Choi, K.S. Ryu, S.H. Lee, Y.H. Kim, S.J. Lee, C.K.

Park, “Biomechanical comparison of anterior lumbar inter-

body fusion: stand-alone interbody cage versus interbody

cage with pedicle screw fixation - a finite element analysis,”

BMC Musculoskeletal Disorders, vol. 14, no. 220, 2013.

[3] T. Akamura, N. Kawahara, S.T. Yoon, A. Minamide, K.S.

Kim, K. Tomita, W. Hutton, “Adjacent segment motion after

a simulated lumbar fusion in different sagittal alignment,”

Spine, vol. 28, pp. 1560-1566, 2003.

[4] D.H. Chow, K.D. Luk, J.H. Evans, J.C. Leong, “Effects of

short anterior lumbar interbody fusion on biomechanics of

neighboring unfused segment,” Spine, vol. 21, pp. 549-555,

1996.

[5] D.C. Kim, W.J. Choe, S.K. Jang, “Preliminary report on use-

fulness of adjacent interpinous stabilization using inters-

pinous spacer combined with posterior lumbosacral spinal

fusion in degenerative lumbar disease,” Korean J Spine, vol.

9, no. 3, pp. 149-155, 2009.

[6] Y.H. Kim, K.W. Park, S.J. Lee, “Biomechanical efficacies of

a flexible cage combined with pedicle screws with flexible

rods,” International Society for the Advancement of Spine

Surgery, Poster no. 349, 2013.

[7] U.S. Food and Drug Administraion, “Classification discus-

sion, pedicle screw spinal systems (Certain uses - Class III

indications for use,” Meeting of the Orthopaedic and Reha-

bilitation Devices Panel of the Medical Devices Advisory

Committee, pp. 1-61, 2013.

[8] W.M. Chen, C.K. Park, K.Y. Lee, S.J. Lee, “In situ contact

analysis of the prosthesis components of Prodisc-L in lumbar

spine following total disc replacement,” Spine, vol. 34, no.

20, pp. 716-723, 2009.

[9] Y.H. Kim, T.G. Jung, E.Y. Park, G.W. Kang, K.A. Kim, S.J.

Lee, “Biomechanical efficacy of a combined interspinous

fusion system with a lumbar interbody fusion cage,” Interna-

tional Journal of Precision Engineering and Manufacturing,

vol. 16, no. 5, pp. 997-1001, 2015.

[10] T. Zander, A. Rohlmann, J. Calisse, G. Bergmann, “Estima-

tion of muscle forces in the lumbar spine during upper-body

inclination,” Clinical Biomechanics, vol. 16, pp. 73-80, 2001.

[11] V.K. Goel, B.T. Monroe, L.G. Gilberton, P. Brinckmann,

“Interlaminal shear stresses and laminae separation in a disk:

Finite element analysis of the L-L4 motion segment sub-

jected to axial compressive loads,” Spine, vol. 20, pp. 689-

698, 1995.

[12] S.A. Shirazi-Adl, S.C. Shrivastava, A.M. Ahmed, “Stress

analysis of the lumbar disc-body unit in compression a tree-

dimensional nonlinear finite element study,” Spine, vol. 9,

pp. 120-134, 1984.

[13] M. Sharma, N.A. Langrana, J. Rodreguez, “Role of liga-

ments and facets in lumbar spinal stability,” Spine, vol. 20,

pp. 887-900, 1995.

[14] T.H. Smit, A. Odgaard, E. Schneider, “Structure and Func-

tion of Vertebral Trabecular bone,” Spine, vol. 22, pp. 2823-

2833, 1997.

[15] Y.H. Ahn, W.M. Chen, D.Y. Jung, K.W. Park, S.J. Lee,, “Bio-

mechanical effects of posterior dynamic stabilization system

on lumbar kinematic: a finite element analysis,” J. Biomed.

Eng. Res, vol. 29, pp. 139-145, 2008.

[16] Y.H. Kim, E.Y. Park, S.J. Lee, “Biomechanical analysis of a

combined interspinous spacer with a posterior lumbar fusion

with pedicle screws,” Journal of Biomedical Engineering

Research, vol. 36, pp. 276-282, 2015.

[17] M.M. Panjabi, V.K. Goel, “Adjacent-level effects: Design of

a new test protocol and finite element model simulations of

disc replacement,” Roundtables in Spine Surgery; Spine Bio-

mechanics, St Louis, MO: Quality Medical Publishing, pp.

45-58, 2008.

[18] Y.H. Kim, S.C. Jun, D.Y. Jung, S.J. Lee, “Biomechanical

analysis of different thoracolumbar orthosis designs using

finite element method,” Journal of Rehabilitation, Welfare

Engineering & Assistive Technology, vol. 6, no. 1, pp. 45-50,

2012.

[19] D.S Brodke, S. Gollogly, K.N. Bachus, R.A. Mohr, B.K.N.

Nguyen, “Anterior thoracolumbar instrumentation: Stiffness

and load sharing characteristics of plate and rod systems,”

Spine, vol. 28, no. 16, pp. 1794-1801, 2003.

[20] M. Moumene, P. Afshari, “Biomechanical comparison of

rigid vs. semi-rigid rods in spinal fusion constructs: A finite

element study,” Spine Arthroplasty Society, Abstract no. 82,

pp. 23-24, 2007.