방법 논문

기하학적 파라메트릭 환자별 유한 요소 모델을 사용한 척추 융합 수술 후 인접 세그먼트의 생체역학적 분석

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DOI:

10.3791/66247

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2024년 1월 19일

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

이 논문에서

요약

여기에서는 척추 유합 수술 후 인접 분절의 기계적 변화를 분석하기 위해 환자별 유한 요소 모델을 사용했습니다. 그 결과, 유합 수술은 요추의 전반적인 움직임을 감소시켰지만, 인접 분절, 특히 근위부에 가해지는 하중과 스트레스는 증가시켰다.

초록

본 연구는 인접 분절 퇴행(ASD)의 기전을 규명하기 위해 기하학적으로 파라메트릭 환자 특이적 유한 요소 모델을 사용하여 척추 융합 수술 후 인접 분절에 대한 기계적 분석을 수행하여 조기 질병 예방을 위한 이론적 증거를 제공하는 것을 목표로 했습니다. 환자의 수술 전 컴퓨터 단층 촬영(CT) 스캔에서 환자별 척추 기하학을 기반으로 한 14개의 매개변수를 추출하고 이미지 일치 방법을 사용하여 각 척추 분절의 상대적 위치를 결정했습니다. 위의 방법을 통해 수술 전 환자별 척추 모델을 수립했습니다. L4-L5 후요추 체간 유합술(PLIF) 수술 후 모델은 얇은 판과 추간판을 제거하고 케이지, 척추경 나사 4개, 커넥팅 로드 2개를 삽입한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 구성했습니다. 운동 범위(ROM) 및 응력 변화는 수술 전과 수술 후 모델 간의 각 해부학적 구조 값을 비교하여 결정되었습니다. 유합 후 요추의 전체 ROM은 감소한 반면, ROM, 후관절의 스트레스, 인접한 분절의 추간판의 스트레스는 모두 증가했습니다. 고리 섬유(annulus fibrosus), 수핵(nucleus pulposus) 및 후관절(facet joints)의 응력 분포를 분석한 결과, 이러한 조직의 최대 응력이 증가했을 뿐만 아니라 중등도에서 높은 응력 영역도 확장되었음을 보여주었습니다. 비틀림 동안, 근위 인접 분절(L3-L4)의 후관절 및 고리 섬유의 응력은 원위 인접 분절(L5-S1)의 응력보다 더 크게 증가했습니다. 유합 수술은 요추의 전반적인 움직임을 제한하는 반면, 융합된 분절을 보상하기 위해 인접한 분절이 더 많은 하중을 공유하여 ASD의 위험을 증가시킵니다. 근위부 인접 분절은 스트레스의 현저한 증가로 인해 척추 유합 후 원위 인접 분절보다 퇴행하기 쉽습니다.

서론

추간 척추 유합 수술은 요추의 퇴행성 질환 치료를 위해 가장 일반적으로 사용되는 수술절차입니다 1. 수술 후 단기간에 90% 이상의 환자에서 우수한 결과를 얻을 수 있다2. 그러나 장기간의 추적 연구 결과에 따르면 일부 환자는 융합된 분절3에 인접한 분절의 퇴행이 발생했다. 요추 체간 유합술은 인접 분절 퇴행(ASD)으로 알려진 인접 분절의 퇴행성 변화를 가속화합니다. 문헌에 따르면, 의료 영상 검사에서 진단된 ASD 발병률은 융합 수술5년 후 36%에서 84%에 이르며, 4 이는 방사통이나 간헐적 파행과 같은 증상을 유발할 수 있으며, 심지어 재수술이 필요할 수도 있습니다. ASD의 메커니즘은 아직 밝혀지지 않았지만, 대부분의 연구자들은 생체역학적 요인이 중요한 역할을 한다고 생각합니다. 일부는 ASD가 수술 후 인접 분절의 운동 범위(ROM) 증가에 기인한다고 주장하고, 5,6 다른 사람들은 인접 분절 7,8,9의 추간판 내 압력 증가에 기인하며, 다른 일부는 인접 분절10의 후관절의 응력 증가에 기인합니다.

척추 생체 역학을 연구하는 데 사용되는 다양한 방법 중 유한 요소(FE) 모델링은 비침습적이고 저렴하며 재현성이 있기 때문에 널리 사용됩니다. 일부 연구자들11,12,13은 수술 전 컴퓨터 단층 촬영(CT) 스캔에서 추출한 데이터를 사용하여 전체 요추(L1-L5)의 3D FE 모델을 구축했으며, 이를 통해 다양한 하중 조건14,15에 대한 척추의 반응에서 다양한 병리학16의 영향 및 관련 치료 방식 및 기술의 효과에 이르기까지 척추 생체 역학의 다양한 측면을 탐구할 수 있었습니다17. 위의 모델링 방법은 복잡한 인터페이스와 생체 내 실험에서 얻을 수 없는 풍부한 정보를 통해 척추의 환자 특정 기하학에 대한 출력을 제공할 수 있지만, 시간이 많이 소요되는 프로세스의 특성으로 인해 임상적 사용이 제한되어 있어 하나 또는 몇 개의 피험자를 기반으로 하는 모델에만 사용할 수 있습니다14. 이 문제를 해결하기 위해 Nikkhoo 등[18]은 환자의 수술 전 이미지 데이터에서 추출한 매개변수에 의해 척추의 기하학을 제어하는 단순화된 L1-S1 요추 모델을 구축하여 입력 매개변수에 따라 환자별 모델을 자동으로 생성하거나 업데이트할 수 있도록 했습니다. 이 모델링 방법을 기반으로 하는 FE 모델은 타당성이 좋은 것으로 입증되었습니다. 그러나 이전의 CT 기반 재구성 모델과 비교하여 디스크내 압력, 후관절의 평균 응력 및 고리 섬유의 평균 응력에 상당한 차이가 있었습니다. 또 다른 단순화된 척추 모델이 Ghezelbash et al.19의 연구에 적용되었지만, 이 모델은 척추뼈의 원통형 모양과 후방 요소에 대한 구조 부족으로 인해 요추의 실제 기하학과 크게 달랐습니다.

따라서 본 연구에서는 보다 효율적인 모델링 및 분석 프로세스와 우수한 타당성을 달성하기 위해 기하학적으로 파라메트릭 환자별 FE 모델을 개발했습니다. 그런 다음 유합 수술 후 인접 분절에 대한 기계적 분석을 수행하여 메커니즘을 규명하고 ASD의 조기 예방을 위한 이론적 증거를 제공했습니다.

프로토콜

이 의정서는 헬싱키 선언에 따라 진행되었으며, 이 의정서는 중국-일본 우호 병원의 기관 검토 위원회의 승인을 받았다.

1. 요추 형상의 파라메트릭 모델링

  1. 척추의 외상, 기형 또는 종양 병력이 없는 건강한 성인 남성(신장 180cm, 체중 68kg)의 CT 스캔 데이터 세트에서 모델링을 위한 초기 데이터(픽셀 크기 0.33mm, 레이어 간격 1mm의 DICOM 3.0 형식)를 추출합니다.
  2. 척추 윤곽 생성을 달성하기 위해 14개의 특징적인 매개변수를 선택하고, 임상 실습에서 가장 우려되는 요추의 형태학적 특징과 최신 문헌18,20을 고려한다.
    1. 그림 1A와 같이 3D 이미지 처리 소프트웨어를 사용하여 CT 이미지에서 이러한 14개의 파라미터를 모두 직접 측정합니다.
    2. Axial View 창에서 Ellipse Tool을 사용하여 척추 종판의 매개변수를 정확하게 측정합니다.
    3. 각 척추 분절과 척추에 대해 처음에는 축 방향으로 위에서 아래로 CT 이미지를 면밀히 조사합니다. 후속 데이터 측정을 위해 척추 경계의 가장 완전하고 가장 큰 영역을 보여주는 이미지를 식별합니다.
    4. 측정 모듈 내의 Ellipse Tool 을 사용하여 그림 1A와 같이 척추의 아래쪽 종판을 맞춥니다.
    5. 여러 번 측정한 후 타원 영역과 척추 영역 간의 차이가 10% 이내로 유지되도록 평균값을 계산합니다.
    6. 피팅된 타원의 긴 축과 짧은 축의 길이를 측정하여 파라미터 A1 및 A2로 표시합니다.
    7. 또한 중간 부분과 상단 종판의 가장 좁은 부분에서 단면을 측정하여 매개변수 B1, B2, C1 및 C2로 지정합니다.
    8. Coronal View 창에서 Distance Measurement Tool을 사용하여 매개변수 H로 표시되는 척추 높이를 결정합니다.
  3. Angle Measurement Tool을 사용하여 시상면(sagittal view)에서 상부 및 하부 패싯의 후방 기울기 각도를 정량화하며, 이는 α 및 β 매개변수로 식별됩니다.
    1. CT Axial View 창에서 Distance Measurement Tool 을 사용하여 척추 중간 부분에서 얇은 판까지의 수직 거리를 척추 경 길이 제어 매개변수 L1로 측정합니다.
    2. 유사한 방식으로 각도 측정 도구와 거리 측정 도구를 사용하여 CT 축 보기 창에서 각각 매개변수 L2, γ, L3 및 θ를 횡돌기 및 가시 과정에 대한 제어 매개변수로 측정합니다.
    3. 관찰자 간 및 관찰자 내 변동성을 통제하기 위해 척추 수술 분야에서 5년 이상의 교육을 받은 두 명의 의사가 각 매개변수를 3번 측정하여 데이터의 신뢰성을 확인하도록 합니다.
  4. 모델링 소프트웨어를 적용하여 그림 1A의 단순화된 모델 설계 체계에 따라 천골을 제외한 모든 척추 분절에 대해 Solid Release 기능을 사용하여 모델을 구축합니다.
    1. 세 개의 참조 평면을 설정하고 척추 높이와 일치하도록 맨 위 평면 및 맨 아래 평면 사이의 거리를 조정합니다. 각 평면에서 세 개의 동심 타원을 스케치하여 해당 치수를 CT 데이터 측정값에 정렬합니다.
    2. 이러한 스케치된 타원을 솔리드 릴리즈 기능에 대한 구속조건 윤곽으로 활용하여 단순화된 척추 모델을 작성할 수 있습니다.
  5. 면 접합에서 호 표면 접촉을 재현하려면 원통형 표면(Cylindrical Surfaces )을 사용하여 면 표면을 모방합니다.
    1. 위쪽 패싯은 오목한 1/4 원통형 호 표면의 형태를 취하고 아래쪽 패싯은 볼록한 1/4 원통형 호 표면의 형태를 취해야 합니다. 깎인면 정렬 중 응력 집중을 완화하려면 위쪽 및 아래쪽 깎인면의 가장자리를 적절하게 둥글게 만듭니다.
  6. 척추경을 에뮬레이트하기 위해 패싯과 척추뼈 사이에 돌출된 개체를 생성합니다. 횡돌기 또는 가시돌기의 모양은 후속 인대 요소 추가에 최소한의 영향을 미치기 때문에 이러한 과정의 기하학적 윤곽을 복제하기 위해 일반 평행 육면체를 사용합니다.
    1. 세련된 표현을 위해 일부 모서리를 둥글게 만듭니다. 모델링 소프트웨어에서 14개의 피처 파라미터 값을 수정하여 환자별 척추 형상을 생성합니다.
  7. FE 모델 계산이 주로 패싯과 상부 종판의 응력에 초점을 맞춘다는 점을 고려하여 CT 단면 창에서 천골 상부 종판의 매개 변수 C1 및 C2와 시상 창에서 α 상부 패싯 경사각 매개 변수만 측정합니다.
    1. 위쪽이 넓고 아래쪽이 좁은 원뿔 구조를 천골의 단순화된 모델로 생성하고, 양쪽에서 확장되는 기둥 모양의 구조를 사용하여 천골 날개를 모방하고 모델링 소프트웨어에서 인대 부착 지점을 제공합니다. 위의 세 가지 매개변수를 사용하여 S1 형상을 제어합니다. 단순화된 천골 모델에 대해서는 그림 1B 를 참조하십시오.
  8. 이미지 일치 방법을 적용하여 각 척추 분절의 상대적 위치를 확인합니다.
    1. 모든 척추 및 천골 모델을 모델링 소프트웨어의 어셈블리 인터페이스로 가져오면 CT 이미지의 중간 시상면이 참조 배경으로 로드됩니다.
    2. 각 척추 세그먼트를 회전, 이동 및 확장하여 참조 이미지의 해당 부분과 일치시킵니다(그림 1B).
  9. 단단한 방출을 위해 인접한 척추 종판의 윤곽을 추출합니다.
    1. 인접한 척추 끝판을 선택하고 스케치에 삽입하여 추간 디스크를 얻습니다.
    2. 엔티티 참조 변환 명령을 사용하여 스케치에서 척추 종판 윤곽선을 타원형 선으로 추출하고 스케치 릴리즈를 수행하여 단순화된 디스크 매트릭스 모델을 생성할 수 있습니다.
    3. 디스크 매트릭스와 유사한 방식으로 핵 pulposus를 만들며, 타원 스케치를 원래 영역의 40%로 줄이고 스케치에서 약간 뒤로 이동합니다.
    4. 또한 메싱 시 종단 플레이트 분할을 용이하게 하기 위해 nucleus pulposus 모델을 10% 확대합니다. 최종 단순화된 디스크 모델은 그림 1B 를 참조하십시오.

2. 환자 맞춤형 기하학을 이용한 PLIF(posterior lumbar interbody fusion) 모델 구축

  1. 모델링 소프트웨어에서 단순화된 모델을 다시 로드합니다. 융합을 위한 L4-L5 추간판 세그먼트를 선택합니다.
  2. 요추의 개별화된 파라메트릭 모델을 기반으로 L4 척추의 층판과 가시돌기를 수동으로 제거합니다. L4-L5 추간판을 제거합니다.
  3. 뼈 융합을 위해 추간 공간에 케이지를 배치하고 융합 케이지 주변의 나머지 추간 공간을 뼈 구조로 채웁니다.
  4. 척추경 나사를 척추경에 양측으로 삽입하여 PLIF(posterior lumbar intervertebral fusion) 방법을 적용합니다.
    1. 문헌21에 따르면 직경 5.5mm, 길이 45mm의 나사, 직경 6mm, 길이 60mm의 고정 막대, 길이 22mm, 너비 8mm의 이식 케이지를 사용하십시오.
    2. 진입점이 척추경의 대략 중심에 오도록 척추경 나사의 위치를 조정합니다.
    3. 모델링 소프트웨어에서 Boolean 연산 방법을 사용하여 기능 옵션 내의 조합 명령을 사용합니다.
    4. L4 및 L5 척추 뼈를 기본 엔티티로 사용하고 척추경 나사를 빼기 엔티티로 활용하여 작업 유형을 빼기로 설정하여 L4 및 L5 척추 경추 나사 궤적의 모델링을 수행합니다.
    5. 동일한 절차를 사용하여 작업 유형을 추가로 설정하여 나사 및 고정 막대 모델을 하나의 통일된 전체로 통합합니다. 구성된 환자별 PLIF 모델에 대해서는 그림 1B 를 참조하십시오.

3. 파라메트릭, 환자별, 수술 전 및 수술 후 FE 모델 구축

  1. 메시 생성
    1. 메쉬 소프트웨어22 를 사용하여 기하학적 처리 후 수술 전 및 수술 후 모델을 메쉬합니다. stp 모델을 가져오고 2D 메싱 자동 메쉬 모듈을 활용하여 표면 메쉬 크기 및 요소 유형을 설정합니다. 모델의 표면 메쉬를 생성합니다.
    2. 3D 메싱 솔리드 맵(3D Meshing Solid Map) 모듈을 사용하여 개체 메시 요소 유형을 설정하고 솔리드 메시를 자동으로 생성할 수 있습니다. 척추경 나사와 고정 막대의 표면 메싱을 위해 1mm 크기의 사변형 요소를 사용하고 C3D4 및 C3D8R 요소가 혼합된 솔리드 메쉬를 자동으로 생성합니다.
    3. 추간 융합 장치의 경우 표면 메싱을 위해 1mm 크기의 삼각형 요소를 사용하고 솔리드 메쉬를 위해 C3D4 사면체 요소를 사용합니다.
    4. L4-L5 세그먼트에 대한 잔류 추간판 모델의 불규칙한 모양으로 인해 끝면의 표면 메싱을 위해 1.5mm 크기의 삼각형 요소를 사용합니다. C3D8R 및 C3D4 요소를 혼합하여 압출을 통해 솔리드 메시를 생성합니다.
    5. 수술 전 모델과 동일한 방법으로 PLIF 모델의 나머지 부분을 메쉬하여 PLIF 후 모델에서 617,231개의 셀과 151,078개의 노드를 생성합니다.
  2. 재질 속성 및 상호 작용 설정
    1. 전처리를 위해 메쉬된 수술 전 및 사후 모델을 FE 소프트웨어로 가져옵니다.
      1. 재질 관리자 패널에서 척추경 나사, 고정 막대 및 추간 융합 장치의 재질 동작을 등방성 선형 탄성 재질로 설정합니다.
      2. 데이터 탭에서 재료의 Young Modulus 및 Poisson Ratio를 지정합니다.
      3. 나사와 막대에는 티타늄 합금을 사용하고 융합 장치에는 폴리에테르에테르케톤을 사용합니다. 이 두 재료의 특정 재료 속성 매개 변수는 표 2 를 참조하십시오.
      4. L4-L5에서 잔류 추간판의 메쉬는 육면체가 아니며 초탄성 재료로 정의할 수 없으므로 관련 문헌23 을 참조하고 재료 관리자에서 등방성 선형 탄성 재료로 설정합니다. 영 계수 를 4MPa로 지정하고 푸아송 비 를 0.45로 지정합니다.
    2. 인터랙션(Interaction) 모듈로 이동하여 컨스트레인트 매니저(Constraint Manager) 를 열고 생성(Create) 버튼을 클릭하여 컨스트레인트 생성(Create Constraint) 창을 엽니다.
      1. 유형을 바인딩으로 설정합니다. 모델 디스플레이 창에서 위쪽 및 아래쪽 척추 끝 면과 융합 장치의 묶인 노드를 선택합니다.
      2. 확인한 후 Edit Constraint 창을 열고 Discretization Method 를 해석 기본값으로 설정한 다음 쉘 요소 두께를 제외하지 않도록 지정합니다.
      3. 이상적인 추간 융합 후 생체 역학적 조건에 따라 상호 작용 설정을 지정합니다. 뼈와 나사 또는 케이지 사이의 미끄러짐 가능성은 무시하십시오.
      4. 나사와 해면골 사이, 케이지와 상부 및 하부 척추체의 끝 표면 사이의 접촉 관계를 바인딩으로 설정합니다.
      5. 접합 접촉면 사이의 접촉 상호 작용 속성을 접선 방향의 마찰 계수가 0.01이고 접촉 후 분리가 허용되는 수직 방향의 하드 접촉으로 Penalty 기능에 의해 제어되는 슬라이딩 마찰로 설정합니다.
    3. 인간의 요추 운동 규칙에 따라 경계 조건을 설정하면 모든 척추 분절이 움직일 수 있고 천골은 주로 지지와 고정을 제공합니다.
      1. FE 소프트웨어의 하중 모듈에 액세스하고, 경계 조건 관리자를 열고, 생성 버튼을 클릭하여 경계 조건 생성 창을 엽니다.
      2. 카테고리( Category )를 기계(Mechanical )로 설정하고 선택한 분석 단계에 적용할 수 있는 유형을 대칭(Symmetry)/반대칭(Anti-symmetry)/완전 고정성(Full fixity)으로 선택합니다.
      3. 계속(Continue)을 클릭하고 모형 디스플레이 인터페이스에서 천골의 표면 절점을 선택합니다.
      4. 완료되면 나타나는 경계 조건 편집 창에서 완전히 고정(U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0) 옵션을 선택합니다.
    4. 모든 재료 속성 설정에 대해서는 표 1 및 표 2 24,25,26을 참조하십시오. 수술 전후 모델에서 다른 조직과 구조에 대해 동일한 재료 속성, 상호 작용 관계 및 경계 조건 설정을 사용합니다.
  3. 개별화된 FE 모델의 검증
    1. 하중을 가하기 전에 L3 척추의 상부 종판 중심 바로 뒤에 하중 지점을 설정합니다. 구속조건 관계를 통해 L3 상단 엔드플레이트의 모든 절점을 이 하중 점과 결합합니다.
    2. 모델의 하중 지점에서 3.5N∙m의 순수 굽힘 모멘트의 다른 방향을 적용하여 굴곡, 신전 및 측면 굽힘 중 요추 움직임을 시뮬레이션합니다. 각 세그먼트에 대한 ROM을 측정하고 Guan et al.27에서 보고한 실험 데이터와 비교합니다.
    3. 하중 지점에서 150N의 수직 하중을 가하고 2.5N∙m, 5N∙m 및 7.5N∙m의 다양한 방향 하중을 가하여 다양한 방향으로 요추의 움직임을 시뮬레이션합니다. 각 세그먼트에 대한 ROM을 측정하고 Panjabi et al.28에 의해 보고된 실험 데이터와 비교합니다.
    4. 순간 회전축(Instantaneous Axis of Rotation) 방법을 사용하여 각 요추 분절에 대한 ROM을 측정하고 계산합니다.
      1. FE 소프트웨어의 후처리 모듈에서 뷰를 수정하고, 동일한 뷰에서 모델의 변위 전후 이미지를 캡처하고, 이를 이미지 처리 소프트웨어로 가져옵니다.
      2. 문헌에 설명된 방법에 따라 각 세그먼트의 순간 중심과 척추 움직임을 결정합니다.
      3. 각 세그먼트에 대해 세 번 측정하고 평균을 사용하여 서로 다른 측정 평면의 오류를 최소화합니다.
    5. 하중 지점에서 500N의 수직 하중과 7.5N∙m 모멘트를 적용하여 굴곡, 신전 및 측면 굽힘 동작을 시뮬레이션합니다.
    6. 후처리에서 각 세그먼트의 추간판에 있는 펄포수핵에서 최대 내부 응력을 추출하고 데이터를 Dreischarf 및 Wike14,29에 의해 보고된 결과와 비교합니다.

4. FE 모델 로딩

  1. PLIF 수술 후 기계적 변화 분석을 용이하게 하기 위해 수술 전 및 PLIF 모델에 동일한 프로세스와 하중 값을 적용합니다.
  2. L3 척추 위의 하중 지점에서 400N의 수직 하향 하중을 가하고 하중 지점에서 각 방향으로 7.5N∙m 모멘트 하중을 가하여 인간의 전방 굴곡, 후방 확장, 측면 굽힘 및 비틀림 동작을 시뮬레이션합니다.
    참고: 측면 굽힘 및 비틀림 중 일방적 방향으로의 동작만 시뮬레이션해야 하는데, 이는 파라메트릭 요추 모델이 시상면에 대해 대칭이기 때문입니다.
  3. 최종 환자별 PLIF FE 후 모델은 그림 1B 를 참조하십시오.

결과

이전 문헌 결과와 비교한 환자별 모델의 시뮬레이션 결과
추간판의 ROM
Guan et al.27의 실험적 하중 조건에 따라 모델의 하중 지점에 서로 다른 방향으로 3.5N∙m의 순수 굽힘 모멘트 하중을 적용하여 굴곡, 신전 및 측면 굽힘에서 요추 운동을 시뮬레이션하고 각 세그먼트의 ROM을 측정하여 Guan의 연구 결과와 비교했습니다. 비교 결과는 그림 2A-C에 나와 있습니다. Guan의 실험 데이터와 비교했을 때, 본 연구에서 확립된 FE 모델은 굴곡의 각 세그먼트에 대해 더 작은 ROM과 확장에서 L3-L4의 더 큰 ROM을 가졌으며, 둘 다 기본적으로 실험 표준 편차의 합리적인 범위 내에 있었습니다. 측면 굽힘 동안 이 연구의 결과는 모두 표준 편차 범위 내에 있었습니다.

결합 하중(축방향 하중 및 굽힘 모멘트 하중)에서의 검증을 위해 Panjiabi et al.28in vitro 실험의 조건을 참조하여 하중 지점에 150N의 수직 하중을 가하고 서로 다른 방향으로 2.5 N∙m, 5 N∙m 및 7.5 N∙m의 모멘트를 적용하여 각 방향의 요추 움직임을 시뮬레이션했습니다. 결과는 그림 2D-I에 나와 있으며, 여기서 y축의 방향은 움직임의 방향을 나타냅니다. 이 연구의 대부분의 결과는 이전의 체외 실험 데이터와 잘 일치하며 전반적인 추세는 유사합니다. 큰 부하에서 L4-L5 세그먼트의 ROM은 표준 오류 범위를 약간 벗어났습니다.

pulposus 핵의 스트레스
결과는 그림 2J-L에 나와 있습니다. 여기에 사용된 환자별 모델의 시뮬레이션 결과는 이전에 입증된 다른 검증된 FE 모델 및 관련 체외 실험 데이터14,29의 시뮬레이션 결과와 일치한다는 결론을 내릴 수 있습니다.

PLIF 수술 전후 인접 세그먼트의 ROM 변화
인접 세그먼트의 ROM 변화는 그림 3에 나와 있습니다. 모든 운동 방향에서 유의미한 증가가 유합 수술 후에 발견되었다. 전방 굴곡 하에서 L3-L4 및 L5-S1 세그먼트의 추간 이동성은 각각 15.9% 및 25.9% 증가했습니다. 후방 신전 하에서 L3-L4 및 L5-S1 분절의 추간 이동성은 각각 5.9%와 15.6% 증가했습니다. 측면 굽힘 하에서 L3-L4 및 L5-S1 세그먼트의 이동성은 각각 10% 및 17.5% 증가한 반면, L3-L4 및 L5-S1 세그먼트의 이동성은 비틀림 중 각각 19% 및 21.4% 증가했으며, 이는 기존 FE 연구 30,31 및 관련 체외 실험32,33의 결과와 일치합니다.

PLIF 수술 전후 요추 모델의 전체 ROM의 변화
L4-L5 융합 후 전체 요추 운동성은 전방 굴곡 중 33.5%, 후방 신전 중 44.3%, 측면 굴곡 중 35.6%, 염전 중 28.6% 감소했습니다. 표 3에서 볼 수 있듯이, 유합 수술 후 요추 모델의 전체 ROM이 모든 운동 방향에서 현저히 감소했다는 결론을 내릴 수 있으며, 이는 유합 후 인접 분절의 이동성이 증가했음에도 불구하고 융합 분절의 이동성의 현저한 감소로 인해 전체 ROM이 감소하고 요추 영역의 전체 강성이 증가했음을 나타냅니다.

PLIF 전후의 인접 세그먼트의 면 접합에 있는 응력
패싯 접합의 균등하게 분포된 9개 점의 평균 von Mises 응력 값은 양쪽에서 계산되었습니다. 그 중 가장 높은 값을 가진 지점을 PLIF 수술 전과 후의 후관절의 생체역학을 비교하기 위한 지표로 선정하였다.

그림 4 및 그림 5에서 볼 수 있듯이, 모든 운동 방향에서 PLIF 후 인접한 세그먼트의 패싯 조인트의 평균 응력이 크게 증가한 것으로 나타났습니다. L3-L4 및 L5-S1 세그먼트의 패싯 조인트의 평균 응력은 전방 굴곡 중 42.2% 및 45.3%, 신전 중 3.1% 및 26.8%, 측면 굽힘 중 24.8% 및 43%, 비틀림 중 각각 136.4% 및 113% 증가했습니다. 이러한 결과는 문헌34,35에 나와 있는 결과와 일치한다. 이 연구에서는 또한 L3-L4 분절에 인접한 분절의 후관절의 응력 증가가 후방 신전 시 경미한 반면(5% 미만), 비틀림 중 증가는 매우 유의한 반면(모든 경우에 100% 이상 증가) 것을 발견했습니다.

그림 5는 PLIF 절차 전후의 모든 방향에서 동작하는 동안 인접한 세그먼트의 패싯 접합부의 응력 분포를 보여줍니다. PLIF 수술 후 L4-L5 분절의 후관절의 응력은 현저히 감소한 반면, 집중 응력이 높은(적색 영역) 및 중간 정도(노란색 및 녹색 영역) 영역에서는 증가했는데, 이는 유합 후 인접 분절의 후관절의 최대 응력이 증가했을 뿐만 아니라 집중 응력 영역도 증가했음을 나타냅니다. 이는 ASD에 영향을 미치는 중요한 요인 중 하나일 수 있습니다.

PLIF 전후의 인접 분절의 추간판에 가해지는 응력
PLIF 수술 후, L3-L4 및 L5-S1 분절의 고리 섬유에서 최대 응력은 전방 굴곡 중 11.9% 및 11.1%, 신전 중 3.7% 및 18.3%, 측면 굽힘 중 47.6% 및 59.5%, 염전 중 81.0% 및 63.8% 각각 증가했습니다. L3-L4 및 L5-S1 분절의 핵 펄포수스에서 최대 응력은 전방 굴곡 중 10.3% 및 8.3%, 신전 중 5% 및 10.7%, 측면 굽힘 중 32.3% 및 21.6%, 비틀림 중 55.6% 및 50% 각각 증가했습니다.

그림 6에서 볼 수 있듯이, PLIF 수술 후 모든 방향으로 움직이는 동안 섬유환과 수핵 모두의 응력이 증가했으며, 가장 큰 증가는 비틀림 중에 발생했습니다. 고리 섬유(annulus fibrosus)와 수핵(nucleus pulposus) 모두의 응력은 수술 전 거의 모든 방향에서 움직이는 동안 L5-S1 분절보다 L3-L4 분절에서 더 컸습니다. PLIF 수술 후, 염전 중 L3-L4 분절에서 스트레스가 가장 크게 증가했으며, 디스크 고리 섬유는 81%, 수핵은 55.6% 증가했습니다. 측면 굽힘 동안 고리 섬유(annulus fibrosus)와 수핵(nucleus pulposus)의 응력 증가는 전방 굴곡 및 신전 동안의 응력 증가보다 더 유의했습니다.

그림 7은 PLIF 수술 전후에 인접한 분절의 고리 섬유(annulus fibrosus)와 수핵(nucleus pulposus)의 응력 분포를 보여줍니다. 후관절의 패턴과 유사하게, 응력 집중과 더 집중적인 응력 분포가 비틀림 동안 고리 섬유(annulus fibrosus)와 수핵(nucleus pulposus)에서 발생했습니다. 또한, 전방 굴곡, 신전 및 측면 굽힘 운동 중 최대 내부 응력은 압축되는 쪽에서 발견된 반면, 비틀림 중 최대 응력의 위치는 한쪽에 국한되지 않았습니다.

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그림 1: 환자별 FE 모델을 개발하기 위한 매개변수 및 절차. (A) 환자별 요추 기하학을 생성하기 위한 매개변수. (B) 요추(L3-S1)의 환자별 수술 전 및 수술 후 FE 모델을 개발하기 위한 절차. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

figure-results-2
그림 2: 이전 문헌 결과와 비교한 환자별 모델의 시뮬레이션 결과.(A-C) Guan의 연구와 비교한 환자별 모델의 ROM. (D-F) 환자별 모델을 사용한 FE 분석과 L3-L4 세그먼트에서 유사한 결합 부하에서 Panjiabi의 데이터 간의 ROM 비교. (지아이) 환자별 모델을 사용한 FE 분석과 L4-L5 세그먼트에서 유사한 결합 부하에서 Panjiabi의 데이터 간의 ROM 비교. (제이엘) 본 연구와 다른 연구 사이의 핵 pulposus의 응력 시뮬레이션 결과. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 3: 서로 다른 방향으로 동작하는 동안 PLIF 전후의 L3-L4 세그먼트 및 L5-S1 세그먼트의 ROM. (A) L3-L4 세그먼트 및 (B) L5-S1 세그먼트. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 4: PLIF 전후의 후관절에서 굴곡, 신전, 측면 굽힘 및 비틀림 동안의 평균 응력. (A) 굴곡. (b) 연장. (C) 측면 굽힘. (D) 비틀림. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 5: PLIF 전후의 서로 다른 방향으로 동작하는 동안 면 접합의 응력 분포. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 6: PLIF 전후 인접 분절의 고리 섬유(annulus fibrosus) 및 핵 펄프(nucleus pulposus)의 내부 응력. (A) 고리 섬유(annulus fibrosus). (B) 펄포수스핵(nucleus pulposus). 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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그림 7: PLIF 수술 전과 후의 인접 분절의 고리 섬유화(annulus fibrosus) 및 수핵(nucleus pulposus)의 응력 분포.이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

악기재료 속성메쉬 유형영률(MPa)푸아송 비
척추경 나사타이타늄C3D41100000.3
고정 막대
추간 융합 장치폴리에테르에테르케톤C3D437000.3

표 1: 내부 고정 및 융합 기기의 재료 특성

구조유닛 유형탄성 계수 (MPa)푸아송 비조밀도 (kg/mm3)
피질뼈시즌 4120000.31.7 × 10-6
피질뼈C3D41000.21.1 × 10-6
후방 요소C3D435000.251.4 × 10-6
엔드 플레이트시즌 423.80.41.2 × 10-6
고리 섬유증C3D8H씨10 = 0.18, 씨01 = 0.045-1.05 × 10-6
핵 pulposusC3D8HC10 = 0.12, C01 = 0.03-1.02 × 10-6

표 2: 요추 FE 모델의 재료 속성 매개변수

이동 경로PLIF/mm 전 최대 변위PLIF/mm 후 최대 변위백분율 변경
전방 굴곡49.833.1-33.50%
확장19.210.7-44.30%
측면 굽힘29.819.2-35.60%
비틀림18.513.2-28.60%

표 3: PLIF 전후 서로 다른 방향으로 동작하는 동안 최대 변위

토론

본 연구에서는 PLIF 수술 후 요추의 생체역학적 특성을 분석하기 위해 기하학적 파라메트릭 환자별 FE 모델을 확립하였다. 그 결과, PLIF 수술 후 융합 분절의 후관절 및 추간판의 응력이 현저히 감소한 것으로 나타났으며, 이는 PLIF가 감압된 분절의 안정성을 효과적으로 강화하고 병변의 추가 악화를 지연시킬 수 있음을 나타냅니다. PLIF 수술 후 요추의 전반적인 움직임은 감소한 반면, ROM, 후관절 스트레스, 후관절의 집중 응력 영역, 인접한 추간판의 스트레스는 모두 다양한 정도로 증가했습니다. 이는 융합이 요추 운동을 제한했을 뿐만 아니라 인접한 세그먼트가 더 넓은 범위를 이동하고 융합된 세그먼트를 보상하기 위해 더 많은 하중을 공유할 수 있도록 했음을 시사합니다. 따라서 인접 분절의 응력을 더욱 증가시키는 악순환이 형성되어 인접 분절의 응력 집중이 증가하고 퇴행성 질환의 위험이 증가합니다. 본 연구의 결과는 다른 연구자들의 FE 연구36,37 및 Weinhoffer의 시체 표본 실험 26 및 Cunningham38의 결과와 일치한다. 추간판의 응력 증가 정도는 연구마다 크게 다르지만, 이러한 차이는 샘플, 하중 또는 측정 방법의 차이와 관련이 있다고 생각합니다.

우리는 또한 거의 모든 방향(전방 굴곡, 후방 신전 및 비틀림)에서 움직이는 동안 근위 인접 분절(L3-L4)의 후관절의 후관절의 응력이 원위 분절(L5-S1)의 후관절의 응력보다 높다는 것을 발견했습니다. 비틀림 중 근위부와 원위부의 인접 분절 모두에서 응력 증가는 다른 방향으로의 운동 중 응력 증가보다 더 유의했습니다(>50%). 특히, 근위 인접 분절(L3-L4)의 후관절 및 고리 섬유의 응력은 원위 인접 분절(L5-S1)의 응력보다 더 크게 증가했습니다. 근위부 인접 분절은 스트레스의 현저한 증가로 인해 척추 유합 후 원위 인접 분절보다 퇴행하기 쉬운 것으로 제안되었다39.

이 연구의 결과를 바탕으로 외과의가 척추 유합 수술 중 특히 근위부에서 ASD의 위험을 줄이기 위한 전략을 구현하는 것이 매우 중요합니다. 여기에는 ASD의 위험 요인(예: 인접 분절의 기존 퇴행 또는 비정상적인 시상 균형)을 평가하는 것과 같은 수술 전 계획이 포함됩니다. 또한, 융합된 분절의 수를 제한하는 것과 같이 수술 과정에서 보다 보수적인 접근 방식을 채택하는 것이 좋습니다. 또한, 염전 중 응력이 크게 증가한다는 점을 고려할 때, 요추 염전의 진폭을 최소화하기 위해 상인접 분절의 후관절을 융합하거나 환자가 수술 후 회복 중 하지 활동으로 요추 움직임을 보상하도록 권장하는 등의 사전 예방적 조치가 도움이 될 수 있습니다.

본 연구는 요추 FE 모델링에서 개별화된 매개변수화 방법을 제안한다. 본 연구에서 수행된 검증 테스트는 본 연구에서 확립된 L3-S1 요추 FE 모델이 이전 문헌27,28의 데이터와 일치함을 입증했습니다. 적은 양의 시뮬레이션 데이터가 큰 부하에서 L4-L5 세그먼트의 ROM과 같은 표준 오류 범위를 약간 초과했는데, 이는 개체 차이 또는 모델 매개 변수 차이로 인해 발생했을 수 있습니다. 그러나 편차는 크지 않았고 경향은 문헌의 결과와 일치했습니다. 더욱이, 우리는 인체가 수평 비틀림 하에서 큰 하중을 거의 견디지 못한다는 점을 감안할 때 이러한 차이가 다른 방향의 시뮬레이션 결과와 최종 임상 설명에 거의 영향을 미치지 않는다고 믿습니다. 압력을 받는 핵 pulposus의 응력과 관련하여, 본 연구에 사용된 모델의 시뮬레이션 결과는 문헌 데이터14,29와도 일치하였다. 일반적으로 이 연구 모델의 생체역학적 특성은 기존 이론과 일치하며, 이는 이 모델을 사용하여 기존 하중 하에서 요추 영역의 움직임을 시뮬레이션하고 요추 척추 수술 후 개별 생화학적 특성을 분석하는 데 사용할 수 있음을 나타냅니다.

이 모델링의 핵심은 척추뼈와 주변 조직의 형태, 특히 하중을 견디는 뼈의 모양을 밀접하게 모방하기 위해 단순한 기하학적 모양을 사용하는 데 있습니다. 이는 모델링 소프트웨어에서 간단한 운영 방법을 통해 간단한 형상으로 구성된 매개변수 제어 모델을 생성함으로써 달성됩니다. 이 프로세스의 주요 과제는 모델링된 척추 분절을 3차원 공간에 배치하여 측면 X선 이미지를 시상 참조로 사용하여 일관된 요추 척추 모델을 형성하는 것입니다. 이를 위해서는 척추 사이의 공간적 정렬 불량 또는 간섭을 피하기 위해 시상면, 관상면 및 횡면에 대한 수동 조정이 필요합니다. 현재 이 단계는 수동으로만 완료할 수 있으며, 이는 시간이 많이 걸리고 기능 포인트 인식 기술을 도입하지 않고는 쉽게 해결할 수 없습니다.

본 연구에서 제안하는 모델링 방법도 몇 가지 한계가 있다. 첫째, 이 매개변수화된 모델은 주로 요추의 내부 고정 또는 융합을 고려하며, 천골의 형태를 크게 단순화했습니다. 이는 요추의 하중을 견디는 특성에 초점을 맞춘 연구에서 천골이 일반적으로 움직이지 않는 것으로 간주되기 때문입니다. 그러므로, 이 모델은 내부 고정에 천골이 관여하는 상황에는 적용할 수 없다. 둘째, 모델의 각 척추체는 피질골(cortical bone)에 대해 균일한 두께와 균질성(homogeneity), 해면골(cancellous bone)에 대한 균질성을 가정하여 피질골(cortical bone)과 해면골(cancellous bone)로 별도로 정의됩니다. 이것은 골다공증으로 인한 골밀도의 잠재적인 변화를 설명하지 않습니다. 셋째, 본 연구는 요추 부위를 표현하기 위해 주로 기본 기하학적 형상을 사용하는 단순화된 정적 모델링 접근법을 사용하지만, 기존 요추 연구에서 흔히 볼 수 있는 점탄성, 다공탄성 및 다공탄성 모델과 같은 더 복잡한 모델20,40이 있습니다. 단순화된 정적 모델을 선택한 이유는 요추 FE 모델링 내에서 개별화된 기하학적 모양에 중점을 두었기 때문입니다. 이 접근 방식은 점탄성 또는 다공탄성 모델보다 덜 복잡하지만 계산 효율성과 개별 사용자 정의 용이성 측면에서 상당한 이점을 제공합니다. 이를 통해 개별 해부학적 변형에 빠르게 적응할 수 있으며, 이는 개인화된 임상 적용에 매우 중요합니다. 더 복잡한 점탄성 또는 다공탄성 모델과 비교했을 때, 여기에 사용된 단순화된 정적 모델은 척추 생체 역학의 특정 동적 또는 유체적 측면을 동일한 충실도로 포착하지 못할 수 있습니다. 그러나 이 연구의 목적을 위해 개별화된 기하학적 모양과 기존의 하중 시뮬레이션에 초점을 맞추고 이 모델은 세부 사항과 실제 적용 가능성 사이의 균형 잡힌 절충안을 제공합니다.

본 연구에서 기하학적 파라메트릭 FE 모델링 방법은 현재 사용되는 CT 모델링 방법보다 계산 시간 단축, 모델 수렴 개선, 환자 맞춤형 모델링 달성 편의성 향상 등 많은 장점을 보여주었다. 향후 연구에서는 여기에 사용된 모델링 방법을 인공 지능 알고리즘 기반 이미지 인식과 병합하여 완전 자동화된 모델링과 효율적인 생체 역학 분석을 증폭하는 데 초점을 맞출 수 있습니다. 우리의 모델링 방법은 표본 크기가 큰 생체 역학 분석 연구에도 적용될 수 있으므로 결론의 신뢰성을 높이는 동시에 척추 질환의 메커니즘을 규명하여 혁신적인 치료 방법과 예방 전략을 개발할 수 있습니다.

공개 사항

저자는 이 논문에 보고된 결과 및/또는 논의에 영향을 미칠 수 있는 경쟁 이해관계나 기타 이해관계가 없음을 선언합니다.

감사의 글

이 연구는 공공, 상업 또는 비영리 부문의 자금 지원 기관으로부터 특정 보조금을 받지 않았습니다.

재료

이 논문에 사용된 재료 목록
이름회사카탈로그 번호댓글
AbaqusDassaulthttps://www.3ds.com/products/simulia/abaqus유한 요소 해석
AutoCADAutodeskhttps://www.autodesk.com/products/autocad/다른 척추 세그먼트의 ROM을 측정하는 데 사용되는 엔지니어링 컴퓨터 지원 설계 소프트웨어 
CT 스캔 데이터 세트 China Japan Friendship Hospital외상, 기형 또는 척추 종양의 병력이 없는 건강한 성인 남성(신장 180cm, 체중 68kg)의 데이터 세트. 원시 데이터는 픽셀 크기가 0.33mm이고 레이어 간격이 1mm인 Dicom 3.0 형식으로 저장되었습니다.
하이퍼메시 2019알테어https://altair.com/hypermesh/  메쉬 생성
은 Research 21.0Materialisehttps://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimics모델 구성을
모방합니다.

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