幾何学的にパラメトリックな患者特異的有限要素モデルを用いた脊椎固定術後の隣接セグメントの生体力学的解析

サマリー

ここでは、患者固有の有限要素モデルを使用して、脊椎固定術後の隣接セグメントの機械的変化を解析しました。その結果、固定術は腰椎の全体的な動きを減少させるが、隣接するセグメント、特に近位セグメントへの負荷とストレスを増加させることが示されました。

要約

本研究は、脊椎固定術後の隣接セグメントの力学解析を、幾何学的にパラメトリックな患者特異的有限要素モデルを用いて行い、隣接セグメント変性症(ASD)のメカニズムを解明し、早期疾患予防のための理論的エビデンスを提供することを目的としています。患者固有の脊椎形状に基づく 14 のパラメーターを、患者の術前のコンピューター断層撮影 (CT) スキャンから抽出し、各脊椎セグメントの相対位置を画像一致法を使用して決定しました。脊椎の術前患者特異的モデルは、上記の方法によって確立されました。L4-L5後腰椎椎体間固定術(PLIF)手術後の術後モデルは、椎弓板と椎間板を切除し、ケージ、椎弓根スクリュー4本、コネクティングロッド2本を挿入した以外は、同様の方法で構築した。可動域 (ROM) と応力の変化は、術前モデルと術後モデルの間で各解剖学的構造の値を比較することによって決定されました。腰椎の全体的なROMは癒合後に減少しましたが、ROM、椎間関節のストレス、および隣接するセグメントの椎間板のストレスはすべて増加しました。線維輪、髄核、椎間関節の応力分布を解析したところ、これらの組織の最大応力が上昇しただけでなく、中程度から高い応力の領域も拡大していることが示されました。ねじれ時には、近位隣接セグメント(L3-L4)の椎間関節と輪線維筋のストレスが、遠位隣接セグメント(L5-S1)よりも大きく増加しました。固定術は、腰椎の全体的な動きの制限を引き起こしますが、融合したセグメントを補うために隣接するセグメントによる負荷共有も増加し、ASDのリスクを高めます。近位隣接セグメントは、ストレスの大幅な増加により、脊椎固定術後の遠位隣接セグメントよりも変性しやすくなります。

概要

椎間脊椎固定術は、腰椎の変性疾患の治療に最も一般的に使用される外科的処置です¹。手術後の短期間で優れた結果が得られるのは、90%以上の患者様^です2。しかし、長期追跡調査の結果、一部の患者が融合したセグメント³に隣接するセグメントの変性を発症したことが明らかになりました。腰椎椎体間固定術は、隣接セグメントの変性変化を加速し、これを隣接セグメント変性症(ASD)として知られています。文献によると、医用画像検査に基づいて診断されたASDの発生率は、^{融合手術の}5年後の36%から84%の範囲であり4、これは放射状の痛みや間欠性跛行などの症状を引き起こし、場合によっては再手術が必要になる可能性さえあります。ASDのメカニズムはまだ不明ですが、ほとんどの研究者は、生体力学的要因が重要な役割を果たしていると考えています。ASD^は、手術後の隣接セグメントの可動域(ROM)の増加に起因するとされる者もい^{れば、隣接する}セグメント^7,8,9における椎間板内圧の増加に起因するとされる者もいれば、隣接するセグメント¹⁰の椎間関節におけるストレスの増加に起因するとされる者もいる。

脊椎の生体力学の研究に使用されるさまざまな方法の中で、有限要素(FE)モデリングは、非侵襲的で安価で再現性が高いため、広く使用されています。一部の研究者11,12,13は、術前のコンピュータ断層撮影(CT)スキャンから抽出されたデータを使用して、腰椎全体(L1-L5)の3D FEモデルを確立し、さまざまな負荷条件^14,15に対する脊椎の応答から、さまざまな病状¹⁶の影響、および関連する治療法と技術^{の影響に至るまで、脊椎の生体力学のさまざまな側面を調査することを可能にしました17}.上記のモデリング方法は、複雑なインターフェースとインビボ実験からは得られない豊富な情報を備えた脊椎の患者固有の形状に関する出力を提供することができるが、その臨床使用はプロセスの時間のかかる性質のために制限されたままであり、この方法は1人または少数の被験者¹⁴に基づくモデルにのみ利用可能である。この問題に対処するために、Nikkhooら¹⁸は、患者の術前画像データから抽出されたパラメータによって脊椎の形状を制御する簡略化されたL1-S1腰仙骨モデルを確立し、入力パラメータに応じて患者固有のモデルを自動的に生成または更新できるようにしました。このモデリング手法に基づくFEモデルは、良好な妥当性を持つことが証明されています。ただし、椎間板内圧、椎間板関節の平均応力、および線維輪の平均応力には、以前のCTベースの再構築モデルと比較して有意差がありました。Ghezelbash et ^al.19 による研究で別の簡略化された脊椎モデルが適用されましたが、このモデルは、椎骨の円筒形と後部要素に関する構造の欠如のために、腰椎の実際の形状とは大きく異なっていました。

そこで、本研究では、幾何学的にパラメトリックな患者特異的FEモデルを開発し、より効率的なモデリングと解析プロセスを良好な妥当性で実現しました。その後、融合術後の隣接セグメントの力学解析を行い、ASDの早期予防のためのメカニズムの解明と理論的根拠の提供を行いました。

プロトコル

この議定書はヘルシンキ宣言に従って実施され、中日友好病院の治験審査委員会によって承認されました。

1. 腰椎形状のパラメトリックモデリング

1. 脊椎の外傷、変形、腫瘍の病歴がない成人の健康な男性(身長180cm、体重68kg)のCTスキャンデータセットから、モデリング用の初期データ(ピクセルサイズ0.33mm、レイヤー間隔1mmのDICOM 3.0形式)を抽出します。
2. 臨床診療で最も懸念される腰椎の形態学的特徴と最新の文献^18,20を考慮して、脊椎輪郭の生成を達成するために14の特性パラメータを選択します。
   1. 図1Aに示すように、3D画像処理ソフトウェアを使用して、これらの14のパラメータすべてをCT画像上で直接測定します。
   2. Axial Viewウィンドウで、Ellipse Toolを使用して椎体終板のパラメータを正確に測定します。
   3. 脊椎の各セグメントと椎骨について、最初に、上から下に軸方向のCT画像を精査します。その後のデータ測定のために、脊椎境界の最も完全で最大の領域を示す画像を特定します。
   4. 測定モジュール内の 楕円ツールを使用して 、 図1Aに示すように、椎骨の下端板に適合させます。
   5. 複数の測定を行った後、楕円領域と脊椎領域の間の分散が10%以内に保たれるように平均値を計算します。
   6. フィットした楕円の長軸と短軸の長さを、パラメータA1とA2として示して測定します。
   7. さらに、中央セクションと上部端板の最も狭い部分の断面積を測定し、それらをパラメータB1、B2、C1、およびC2として指定します。
   8. Coronal Viewウィンドウで、Distance Measurement Toolを使用して、パラメータHで表される椎体の高さを決定します。
3. 角度測定ツールを使用して、矢状図の上部ファセットと下部ファセットの後傾角度を定量化し、パラメータ (α と β) として識別します。
   1. CT Axial View ウィンドウで、 Distance Measurement Tool を使用して、椎弓根の長さ制御パラメータL1として椎骨の中央部分から椎弓板までの垂直距離を測定します。
   2. 同様に、角度測定ツールと距離測定ツールを使用して、CT軸方向ビューウィンドウのパラメータL2、γ、L3、θをそれぞれ、横突起と棘突起の制御パラメータとして測定します。
   3. 観察者間および観察者内の変動性を制御するために、脊椎手術のトレーニングを 5 年以上持つ 2 人の医師に各パラメーターを 3 回測定してもらい、データの信頼性を確認します。
4. モデリングソフトウェアを適用し、仙骨を除くすべての脊椎セグメントについて、図1Aの簡略化されたモデル設計スキームに従って、ソリッドリリース機能を使用してモデルを構築します。
   1. 3つの基準面を設定し、上部と下部の平面の間の距離を椎体の高さに合わせて調整します。各平面で、3 つの同心円楕円をスケッチし、その寸法を CT データ測定値に合わせます。
   2. これらのスケッチされた楕円を ソリッドリリース 機能の拘束コンターとして利用し、簡略化された脊椎モデルを作成します。
5. ファセット ジョイントで円弧サーフェス接触を再作成するには、 シリンドリカル サーフェス を使用してファセット サーフェスを模倣します。
   1. 上部ファセットが凹型 1/4 円筒円弧サーフェスの形をとり、下部ファセットが凸型 1/4 円筒円弧サーフェスの形式を取っていることを確認します。ファセットの位置合わせ中の応力集中を軽減するには、上部ファセットと下部ファセットのエッジを適切に丸めます。
6. ファセットと椎骨の間に押し出されたエンティティを生成して、椎弓根をエミュレートします。横突起または棘突起の形状は、その後の靭帯要素の追加に最小限の影響しか与えないため、これらの突起の幾何学的輪郭を再現するには、正平行六面体を使用します。
   1. 洗練された表現のために、いくつかの角を丸めます。モデリングソフトウェアの14の特徴パラメータの値を変更して、患者固有の脊椎形状を生成します。
7. FEモデルの計算が主にファセットと上端板の応力に焦点を当てていることを考慮し、ステップ1.1で説明したのと同様の測定方法で、CT断面窓の仙骨の上端板のパラメータC1とC2、および矢状窓の上部ファセット傾斜角パラメータ α のみを測定します。
   1. 仙骨の簡略化されたモデルとして、仙骨の簡略化されたモデルとして、両側から伸びる柱状の構造を持つ円錐形の構造を生成し、モデリングソフトウェアで靭帯の取り付け点を提供します。上記の 3 つのパラメータを使用して、S1 ジオメトリを制御します。簡略化された仙骨モデルについては、 図1B を参照してください。
8. イメージマッチング法を適用して、各脊椎セグメントの相対位置を決定します。
   1. すべての脊椎モデルと仙骨モデルをモデリングソフトウェアのアセンブリインターフェースにインポートし、CT画像の中央矢状ビューを参照背景としてロードします。
   2. 各椎体セグメントを回転、移動、スケーリングして、参照画像の対応する部分に一致させます(図1B)。
9. 隣接する椎体エンドプレートの輪郭を抽出して、しっかりと解放します。
   1. 隣接する椎体エンドプレートを選択し、それらをスケッチに挿入して椎間板を取得します。
   2. 「エンティティ参照を変換」コマンドを使用して、スケッチ内の楕円線として椎体端板の輪郭を抽出し、スケッチリリースを実行して簡略化されたディスクマトリックスモデルを生成します。
   3. 円盤マトリックスと同様の方法で髄核を作成します。さらに、楕円スケッチを元の領域の 40% に縮小し、スケッチ内で少し戻します。
   4. さらに、髄核モデルを10%拡大して、メッシュ作成時のエンドプレートのセグメンテーションを容易にします。最終的な簡易ディスクモデルについては、 図1B を参照してください。

2. 患者固有の形状を持つ後腰椎椎体間固定術(PLIF)モデルの構築

1. モデリングソフトウェアで簡略化されたモデルを再読み込みします。融合のためのL4-L5椎間板セグメントを選択します。
2. L4椎骨の椎弓板と棘突起を、腰椎の個別化されたパラメトリックモデルに基づいて手動で除去します。L4-L5椎間板を取り外します。
3. 骨癒合のための椎間腔にケージを配置し、融合ケージの周りの残りの椎間スペースを骨構造で埋めます。
4. 椎弓根に椎弓根ネジを両側に挿入して、後腰椎椎間固定術(PLIF)法を適用します。
   1. 文献²¹によると、直径5.5mm、長さ45mmのネジ、直径6mm、長さ60mmの固定棒、長さ22mm、幅8mmのグラフトケージを使用します。
   2. エントリーポイントがペディクルのほぼ中央にくるように、ペディクルスクリューの位置を調整します。
   3. モデリングソフトウェアでは、機能オプション内の組み合わせコマンドを使用して、ブール演算方法を使用します。
   4. L4 と L5 の椎骨をプライマリ エンティティとして、椎弓根スクリューを減法エンティティとして使用して、操作タイプを減算に設定します。これにより、L4 と L5 の椎弓根スクリューの軌跡のモデリングが行われます。
   5. 操作タイプを追加に設定して、同じ手順でネジと固定棒のモデルを統一した全体に統合します。構築された患者固有の PLIF モデルについては、 図 1B を参照してください。

3. パラメトリック、患者特異的、術前、術後FEモデルの確立

1. メッシュ生成
   1. メッシュソフトウェア²² を使用して、幾何学的処理後に術前および術後のモデルをメッシュ化する。stpモデルをインポートし、 2D Meshing Auto Mesh モジュールを使用してサーフェスメッシュサイズと要素タイプを設定します。モデルのサーフェス メッシュを生成します。
   2. 3D Meshing Solid Mapモジュールを使用して、エンティティメッシュ要素タイプを設定し、ソリッドメッシュを自動的に生成します。椎弓根ねじと固定棒の表面メッシュに1mmサイズの四辺形要素を使用し、C3D4要素とC3D8R要素が混在するソリッドメッシュを自動的に生成します。
   3. 椎間固定装置は、表面メッシュに1mmサイズの三角形要素を使用し、ソリッドメッシュにはC3D4四面体要素を使用します。
   4. L4-L5セグメントの残存椎間板モデルの形状が不規則なため、端面の表面メッシュには1.5 mmサイズの三角形要素を使用します。C3D8R要素とC3D4要素の組み合わせを利用して、押し出しによってソリッドメッシュを生成します。
   5. 術前モデルと同じ方法でPLIF後モデルの残りの部分をメッシュ化すると、PLIF後モデルに617,231個の細胞と151,078個のノードが作成されました。
2. 材料特性と相互作用の設定
   1. メッシュ化された術前モデルと術後モデルをFEソフトウェアにインポートして、前処理を行います。
      1. Material Managerパネルで、椎弓根スクリュー、固定ロッド、および椎間固定装置のMaterial Behaviorを等方性線形弾性材料として設定します。
      2. [データ]タブで、材料のヤング率とポアソン比を指定します。
      3. ネジとロッドにはチタン合金を使用し、フュージョンデバイスにはポリエーテルエーテルケトンを使用します。これら2つの材料の特定の材料特性パラメータについては、 表2 を参照してください。
      4. L4-L5の残留椎間板のメッシュは六面体ではなく、超弾性材料として定義できないため、関連文献²³ を参照し、 マテリアルマネージャーで等方性線形弾性材料として設定してください。その ヤング率 を 4 MPa に、 ポアソン比 を 0.45 に指定します。
   2. インタラクションモジュールに移動し、Constraint Managerを開き、[Create]ボタンをクリックして[Create Constraint]ウィンドウを開きます。
      1. タイプを [バインディング] に設定します。 「モデル表示」(Model Display ) ウィンドウで、上部と下部の椎体端面、および融合デバイスのタイド節点を選択します。
      2. 確認後、[ Edit Constraint] ウィンドウを開き、[ Discretization Method ]を解析のデフォルトに設定し、シェル要素の厚みを除外しないように指定します。
      3. 理想的な椎間固定術後の生体力学的条件に応じて、相互作用の設定を行います。骨とネジまたはケージとの間の滑りの可能性は無視してください。
      4. スクリューと海綿骨との接触関係、およびケージと上下の椎体の端面との間の接触関係をバインディングとして設定します。
      5. ジョイント接触面間の接触相互作用プロパティを、 Penalty 関数によって制御される滑り摩擦として設定し、接線方向の摩擦係数を0.01、接触後の分離が許容される法線方向にハード接触します。
   3. 人間の腰仙部運動のルールに従って境界条件を設定し、すべての脊椎セグメントが移動でき、仙骨が主にサポートと固定を提供します。
      1. FE ソフトウェアの Load モジュールにアクセスし、 Boundary Conditions Manager を開き、[ Create ] ボタンをクリックして [Create Boundary Condition ] ウィンドウを開きます。
      2. [カテゴリ]を[メカニカル]に設定し、選択した解析ステップに適用可能なタイプとして[対称性]/[反対点]/[完全固定性]を選択します。
      3. Continueをクリックし、モデル表示インターフェースで仙骨のサーフェス節点を選択します。
      4. 完了したら、表示される [ 境界条件の編集 ] ウィンドウで、[ 完全固定] (U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0) オプションを選択します。
   4. すべての材料特性設定については、 表 1 と 表 2^24、25、26 を参照してください。術前モデルと術後モデルの他の組織や構造に対して、同じ材料特性、相互作用関係、境界条件設定を使用します。
3. 個別化されたFEモデルの検証
   1. 負荷をかける前に、L3椎骨の上部端板の中央のすぐ後方に負荷ポイントを確立します。L3上部エンドプレート上のすべての節点を、拘束関係を通じてこの荷重ポイントに結合します。
   2. モデルの荷重点に3.5N・mの純粋な曲げモーメントを異なる方向に適用して、屈曲、伸展、および横方向の曲げ中の腰椎の動きをシミュレートします。各セグメントのROMを測定し、Guan et ^al.27によって報告された実験データと比較します。
   3. 荷重点に150Nの垂直荷重を加え、2.5N・m、5N・m、7.5N・mの異なる方向荷重を印加して、腰椎のさまざまな方向への動きをシミュレートします。各セグメントのROMを測定し、Panjabi et ^al.28によって報告された実験データと比較します。
   4. 瞬時回転軸法を使用して、各腰椎セグメントのROMを測定および計算します。
      1. FEソフトウェアの後処理モジュールで、ビューを固定し、同じビュー内のモデルの変位前後の画像をキャプチャし、画像処理ソフトウェアにインポートします。
      2. 文献に記載されている方法に従って、各セグメントの瞬間的な中心と脊椎の動きを決定します。
      3. 各セグメントについて、測定を3回行い、その平均を使用して、異なる測定面からの誤差を最小限に抑えます。
   5. 荷重点に500Nの垂直荷重と7.5N・mのモーメントを適用して、屈曲、伸展、および横方向の曲げ運動をシミュレートします。
   6. 後処理では、各セグメントの椎間板の髄核の最大内部応力を抽出し、データをDreischarfおよび^Wike14,29によって報告された結果と比較します。

4. FEモデルの読み込み

1. PLIF手術後の機械的変化の解析を容易にするために、術前モデルと術後モデルに同じプロセスと負荷値を適用します。
2. L3椎骨の上の荷重点に400Nの垂直方向の下向き荷重と、荷重点に各方向に7.5N・mのモーメント荷重を加えて、人間の前方屈曲、後方伸展、横方向の曲げ、ねじり運動をシミュレートします。
   注:パラメトリック腰仙骨モデルは矢状面に対して対称であるため、横方向の曲げとねじりの間の片側方向の動きのみをシミュレートする必要があります。
3. 最終的な患者固有の PLIF 後の FE モデルについては、 図 1B を参照してください。

結果

以前の文献結果と比較した患者特異的モデルのシミュレーション結果
椎間板のROM
Guan et ^al.27の実験荷重条件に従って、モデルの荷重点に異なる方向に3.5N・mの純粋な曲げモーメント荷重を加えて、屈曲、伸展、および横方向の腰椎運動をシミュレートし、各セグメントのROMを測定してGuanの研究結果と比較しました。比較結果を図 2A-C に示します。本研究で確立したFEモデルは、Guanの実験データと比較して、屈曲の各セグメントのROMが小さく、伸展のL3-L4のROMが大きく、どちらも基本的に実験標準偏差の妥当な範囲内に収まっていました。横曲げ中、この研究の結果はすべて標準偏差の範囲内でした。

複合荷重(アキシアル荷重と曲げモーメント荷重)での検証では、Panjiabi et ^al.2...

ディスカッション

この研究では、PLIF手術後の腰椎の生体力学的特性を分析するために、幾何学的にパラメトリックな患者固有のFEモデルが確立されました。その結果、PLIF手術後、癒合したセグメントの椎間関節と椎間板のストレスが有意に減少したことが示され、PLIFが減圧セグメントの安定性を効果的に強化し、病変のさらなる悪化を遅らせることができることが示されました。PLIF手術後、腰椎の全体的な可動性は減少しましたが、ROM、椎間関節のストレス、椎間関節の集中ストレス領域、および隣接する椎間板のストレスはすべてさまざまな程度で増加しました。これは、融合が腰椎の動きを制限するだけでなく、隣接するセグメントがより広い範囲に移動し、融合したセグメントを補償するためにより多くの負荷を共有することを可能にしたことを示唆しています。したがって、悪循環が形成され、隣接するセグメントのストレスがさらに増加し、隣接するセグメントのストレス集中が増加し、変性疾患のリスクが増加します。我々の結果は、他の研究者によるFE研究^36,37

材料

この記事で使用された材料の一覧

名前	会社	カタログ番号	コメント
Abaqus	Dassault	https://www.3ds.com/products/simulia/abaqus	有限要素解析
AutoCAD	Autodesk	https://www.autodesk.com/products/autocad/	さまざまな脊椎セグメントのROMを測定するために使用されるエンジニアリングコンピュータ支援設計ソフトウェア
CTスキャンデータセット	China Japan Friendship Hospital		椎の外傷、変形、腫瘍の病歴がない成人の健康な男性 (身長 180 cm、体重 68 kg) のデータセット。生データは、ピクセルサイズが0.33 mm、レイヤー間隔が1 mmのDicom 3.0形式で保存されました。
Hypermesh 2019	アルタイル	https://altair.com/hypermesh/	メッシュ生成
Mimics Research 21.0	Materialise	https://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimics	モデル構築

脊