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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

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DOI：

10.3791/66247

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2024年1月19日

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

この記事について

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 224、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.28in vitro実験の条件を参照し、荷重点に150 Nの垂直荷重を加え、2.5 N・m、5 N・m、7.5 N・mのモーメントを異なる方向に印加して、各方向の腰椎運動をシミュレートしました。結果を図2D-Iに示し、y軸の方向は運動の方向を示しています。この研究の結果のほとんどは、以前のin vitro実験データとよく一致しており、全体的な傾向は似ています。大きな負荷がかかった状態でのL4-L5セグメントのROMは、標準誤差範囲をわずかに超えていました。

髄核のストレス
結果を図2J-Lに示します。ここで使用した患者特異的モデルのシミュレーション結果は、以前に実証された他の検証済みFEモデル、および関連するin vitro実験データ14,29のシミュレーション結果と一致していると結論付けることができます。

PLIF手術前後の隣接セグメントのROMの変化
隣接セグメントのROMの変更を図3に示します。固定術後、すべての運動方向で有意な増加が見られました。前方屈曲下でのL3-L4およびL5-S1セグメントの椎間可動性は、それぞれ15.9%と25.9%増加しました。後方伸展下では、L3-L4セグメントとL5-S1セグメントの椎間可動性はそれぞれ5.9%と15.6%増加しました。横方向の曲げ下では、L3-L4セグメントとL5-S1セグメントの移動度は、ねじり時にそれぞれ10%と17.5%増加し、L3-L4セグメントとL5-S1セグメントの移動度はそれぞれ19%と21.4%増加した。これは、既存のFE研究30,31および関連するin vitro実験32,33の結果と一致している。

PLIF手術前後の腰仙椎モデルの全体的なROMの変化
L4-L5固定術後の全体的な腰椎可動性は、前方屈曲中に33.5%、後方伸展中に44.3%、側屈中に35.6%、捻転中に28.6%減少しました。 表3に示すように、腰仙骨モデルの全体的なROMは、融合手術後にすべての運動方向に有意に減少したと結論付けることができ、融合後に隣接するセグメントの可動性が増加したが、融合したセグメントの可動性の有意な減少は、全体的なROMの減少と腰仙部の全体的な剛性の増加をもたらしたことを示しています。

PLIFの前後の隣接セグメントのファセットジョイントの応力
ファセットジョイントの9つの均等に分布した点の平均フォンミーゼス応力値が両側で計算されました。その中で、最も値が高いポイントを指標として選択し、PLIF手術前後の椎間関節の生体力学を比較しました。

図 4 と図 5 に示すように、PLIF 後の隣接するセグメントのファセット ジョイントの運動方向全方向の平均応力に有意な増加が見られました。L3-L4セグメントとL5-S1セグメントの椎間関節の平均応力は、前屈で42.2%と45.3%、伸展で3.1%と26.8%、横屈で24.8%と43%、ねじれでそれぞれ136.4%と113%増加しました。これらの結果は、文献34,35の結果と一致しています。また、本研究では、L3-L4セグメントに隣接するセグメントの椎間関節における応力の増加は、後方伸展時にわずかに(5%未満)であった一方で、ねじれ時の増加は非常に有意であった(すべての例で100%以上の増加)こともわかりました。

図 5 は、PLIF 手順の前後のすべての方向への移動中の、隣接するセグメントのファセットジョイントの応力分布を示しています。PLIF手術後、L4-L5セグメントのファセットジョイントの応力は有意に減少し、高ストレス領域(赤色領域)と中程度(黄色と緑色の領域)の領域は増加し、隣接するセグメントのファセットジョイントの最大応力が融合後に増加しただけでなく、ストレスが集中する領域も増加したことを示しています。 これは、ASDに影響を与える重要な要因の1つかもしれません。

PLIF前後の隣接セグメントの椎間板の応力
PLIF手術後、L3-L4セグメントとL5-S1セグメントの輪線維筋の最大応力は、前屈で11.9%と11.1%、伸展で3.7%と18.3%、横屈で47.6%と59.5%、ねじれで81.0%と63.8%増加しました。L3-L4セグメントとL5-S1セグメントの髄核の最大応力は、前方屈曲時に10.3%と8.3%、伸展時に5%と10.7%、横屈時に32.3%と21.6%、ねじり時に55.6%と50%増加しました。

図6に示すように、PLIF手術後の全方向への運動中に線維輪と髄核の両方の応力が増加し、最も顕著な増加はねじれ時に発生しました。線維輪と髄核の両方のストレスは、術前のほぼすべての方向への運動中に、L5-S1 セグメントよりも L3-L4 セグメントの方が大きかった。PLIF手術後、捻転時のL3-L4セグメントでストレスの有意な増加が見られ、線維性椎間板輪が81%、髄核が55.6%増加しました。横方向の屈曲中の線維輪と髄核の応力増加は、前方屈曲および伸展中の応力増加よりも有意でした。

図7は、PLIF手術前後の隣接セグメントの線維輪と髄核の応力分布を示しています。椎間関節のパターンと同様に、ねじれ時には応力集中と、より集中的な応力分布が線維輪と髄核で発生しました。さらに、前方屈曲、伸展、および横方向の曲げ運動中の最大内部応力は、圧縮されている側で見つかりましたが、ねじり時の最大応力の位置は片側に限定されていませんでした。

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図1:患者固有のFEモデルを開発するためのパラメータと手順(A)患者固有の腰椎形状を生成するためのパラメータ。(B)腰仙椎(L3-S1)の患者固有の術前および術後FEモデルを開発するための手順。この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。

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図2:患者特異的モデルのシミュレーション結果と以前の文献結果の比較(A-C)患者特異的モデルのROMとGuanの研究のROMの比較。(D-F)患者特異的モデルを用いたFE解析と、L3-L4セグメントにおける同様の複合負荷下でのPanjiabiのデータとの間のROMの比較。(G-I)患者特異的モデルを用いたFE解析と、L4-L5セグメントにおける同様の複合負荷下でのPanjiabiのデータとの間のROMの比較。(J-L)本研究と他の研究との間の髄核の応力シミュレーションの結果。この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。

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図3:PLIF前後のL3-L4セグメントとL5-S1セグメントのROMの異なる方向への移動中(A)L3-L4セグメントと(B)L5-S1セグメント。この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。

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図4:PLIF前後のファセットジョイントの屈曲、伸展、横方向の曲げ、ねじりの平均応力。(B) 延長。(C)横方向の曲げ。(D)ねじり。この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。

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図5:PLIFの前後の異なる方向への運動中のファセットジョイントの応力分布この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。

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図6:PLIFの前後の隣接セグメントの線維輪と髄核の内部応力 (A)線維輪。(B)髄核。 この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。

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図7:PLIF手術前後の隣接セグメントの線維輪と髄核の応力分布。 この 図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。

楽器材料特性メッシュタイプヤング率(MPa)ポアソン比
椎弓根ネジチタンC3D41100000.3
固定ロッド
椎間固定装置ポリエーテルエーテルケトンC3D437000.3

表1:内部固定および融合装置の材料特性

構造ユニットタイプ弾性率(MPa)ポアソン比密度(kg / mm3)
皮質骨S4の120000.31.7 × 10-6
皮質骨C3D41000.21.1 × 10-6
後部要素C3D435000.251.4 × 10-6
エンドプレートS4の23.80.41.2 × 10-6
線維性環C3D8HのC10 = 0.18、C01 = 0.045-1.05 × 10-6
髄核C3D8HのC10 = 0.12、C01 = 0.03-1.02 × 10-6

表2:腰椎FEモデルの材料特性パラメータ

移動方向PLIF/mm前の最大変位PLIF/mm後の最大変位変化率
前屈49.833.1-33.50%
延長19.210.7-44.30%
横方向の曲げ29.819.2-35.60%
捻転18.513.2-28.60%

表3:PLIF前後の異なる方向への移動中の最大変位

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、およびWeinhoffer26およびCunningham38による死体標本実験の結果と一致している。椎間板の応力増加の大きさは研究ごとに大きく異なりますが、この変動はサンプル、負荷、または測定方法の違いに関連していると考えています。

また、ほぼ全方向(前方屈曲、後方伸展、ねじれ)において、近位隣接セグメント(L3-L4)のファセットジョイントの応力が遠位セグメント(L5-S1)のファセットジョイントの応力よりも高いこともわかりました。ねじれ時の近位および遠位の隣接セグメントの両方での応力増加は、他の方向への運動中の応力増加よりも有意でした(>50%)。特に、近位隣接セグメント(L3-L4)の椎間関節および輪線維症におけるストレスは、遠位隣接セグメント(L5-S1)におけるストレスよりも大きく増加した。脊椎固定術後の近位隣接セグメントは、ストレスの有意な増加により、遠位隣接セグメントよりも変性しやすいことが示唆されている39。

この研究の結果に基づくと、外科医が脊椎固定術中に戦略を実施することが非常に重要です ASD、特に近位セグメントでのリスクを軽減します。これには、ASDの危険因子の評価などの術前計画が含まれます。例えば、隣接セグメントの既存の変性や異常な矢状バランス。さらに、外科的プロセスでは、融合セグメントの数を制限するなど、より保守的なアプローチを採用することをお勧めします。さらに、捻転中のストレスの大幅な増加を考慮すると、上隣接セグメントの椎間関節を融合させたり、術後の回復中に下肢の活動で腰椎の動きを補うように患者に促したりするなどの積極的な対策が有益です。

この研究は、腰仙骨FEモデリングにおける個別化パラメータ化の方法を提案します。この研究で実施された検証テストは、この研究で確立されたL3-S1腰仙骨FEモデルが以前の文献27,28のデータと一致することを示しました。L4-L5セグメントのROMに大きな負荷がかかるなど、少量のシミュレーションデータが標準誤差範囲をわずかに超えていましたが、これは個人差またはモデルパラメータの違いが原因である可能性があります。しかし、偏差は大きくなく、傾向は文献の結果と一致していました。さらに、この違いは、人体が水平ねじれの下で大きな負荷を負うことはめったにないことを考えると、他の方向のシミュレーション結果や最終的な臨床説明にはほとんど影響を与えないと考えています。圧力下での髄核の応力に関しては、この研究で使用されたモデルのシミュレーション結果も文献データ14,29と一致していました。一般に、この研究モデルの生体力学的特性は既存の理論と一致しており、このモデルを使用して、従来の負荷下での腰仙部の動きをシミュレートし、腰椎手術後の個々の生化学的特性を分析できることを示しています。

このモデリングの核心は、単純な幾何学的形状を使用して、椎骨と周囲の組織の形状、特に荷重を支える骨の形状を厳密に模倣することにあります。これは、モデリングソフトウェアで、単純な形状で構成されるパラメータ制御モデルを簡単な操作方法で作成することで実現されます。このプロセスの主な課題は、モデル化された脊椎セグメントを3次元空間に配置して、矢状参照として横方向のX線画像を使用してコヒーレントな腰仙椎モデルを形成することです。これには、脊椎間の空間的なずれや干渉を避けるために、矢状面、冠状面、および横面を手動で調整する必要があります。現在、このステップは手動でしか完了できず、時間がかかり、特徴点認識技術を導入しなければ簡単に解決することはできません。

本研究で提案したモデリング手法にも一定の限界があります。まず、このパラメータ化されたモデルは、主に腰椎の内部固定または融合を考慮し、仙骨の形態を大幅に単純化します。これは、腰椎の耐荷重特性に焦点を当てた研究では、通常、仙骨が動かないと想定されているためです。したがって、このモデルは、内固定に仙骨が関与している状況には適用できません。次に、モデル内の各椎体は、皮質骨と海綿骨で別々に定義され、皮質骨の厚さと均質性、海綿骨の均質性を仮定します。これは、骨粗鬆症によって引き起こされる骨密度の潜在的な変動を考慮していません。第三に、この研究では、主に腰仙部の表現に基本的な幾何学的形状を使用する簡略化された静的モデリングアプローチを採用していますが、既存の腰椎研究で一般的に見られる粘弾性モデル、多孔質弾性モデル、および多孔超弾性モデルなど、より複雑なモデル20,40があります。簡略化された静的モデルの選択は、腰仙骨FEモデリング内の個別の幾何学的形状に焦点を当てることによって推進されました。このアプローチは、粘弾性モデルや多孔質弾性モデルよりも複雑ではありませんが、計算効率と個々のカスタマイズの容易さの点で大きな利点を提供します。これにより、個々の解剖学的バリエーションに迅速に適応することができ、これはパーソナライズされた臨床アプリケーションにとって重要です。より複雑な粘弾性モデルや多孔質弾性モデルと比較すると、ここで使用される簡略化された静的モデルは、脊椎の生体力学の特定の動的または流体的な側面を同じ忠実度で捉えられない場合があります。ただし、この研究の目的では、個別の幾何学的形状と従来の荷重シミュレーションに焦点を当て、モデルは詳細と実際の適用可能性との間のバランスの取れたトレードオフを提供します。

本研究では、幾何学的にパラメトリックなFEモデリング法は、現在用いられているCTモデリング法に比べて、計算時間が短縮され、モデルの収束性が向上し、患者特異的なモデリングを実現する利便性が高いなど、多くの利点が示されました。今後の研究では、ここで使用されているモデリング手法を人工知能アルゴリズムに基づく画像認識と統合して、完全に自動化されたモデリングと効率的な生体力学的分析を強化することに焦点を当てることができます。また、本手法は、サンプルサイズが大きい生体力学的解析研究にも適用できるため、結論の信頼性を向上させるとともに、脊椎疾患のメカニズムを解明し、革新的な治療法や予防戦略を開発することができます。

開示事項

著者らは、競合する利益や、この論文で報告された結果や議論に影響を与えると認識される可能性のあるその他の利益がないことを宣言します。

謝辞

この研究は、公共、商業、または非営利セクターの資金提供機関から特定の助成金を受けていません。

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
AbaqusDassaulthttps://www.3ds.com/products/simulia/abaqus有限要素解析
AutoCADAutodeskhttps://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 21.0Materialisehttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimicsモデル構築
脊

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