Источник: Biomimetics
DOI: https://doi.org/10.3390/biomimetics11020128
Авторы: Mansoureh Rezapourian, Anooshe Sadat Mirhakimi, Mahan Nematollahi, Tatevik Minasyan, Irina Hussainova
Перевод с английского
Первая часть тут
Аннотация
Имплантаты с индивидуальной решетчатой структурой (PSLI) и модульные пористые каркасы стали перспективными решениями для лечения сегментарных дефектов диафиза бедренной и большеберцовой костей, особенно в тех случаях, когда традиционные методы реконструкции оказываются неэффективными. Вторая часть нашего двухчастного обзора посвящена тому, как современные исследования трансформируют компьютерную томографию (КТ) иμМы рассматриваем преобразование данных КТ в архитектурные решетчатые имплантаты, а также способы изготовления и численной, механической, биологической и клинической верификации этих конструкций. Мы описываем конвейеры обработки изображений, включая получение изображений в формате DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine), сегментацию, зеркальное отображение на противоположной стороне и отображение единиц Хаунсфилда (HU) – плотность – упругость, и показываем, как эти решения влияют на модели конечных элементов (FE) и геометрию, готовую к печати. Далее, стратегии проектирования решеток и концепции смешанных материалов сравниваются и связываются с конкретными методами аддитивного производства в металлах, полимерах и биокерамике, такими как лазерное спекание порошкового слоя (LPBF), электронно-лучевое плавление (EBM), моделирование методом послойного наплавления (FDM), струйная печать материалов и экструзионная биопечать. Для классификации исследований по четырем направлениям (моделирование, S), механическое моделирование, клеточные исследования in vitro, исследования на животных in vivo и ранние клинические серии используются методологические обзоры линейно-упругих моделей и гомогенизированных моделей конечных элементов (КЭ), а также результаты лабораторных механических испытаний, исследований in vitro и in vivo на животных. На основе проанализированной литературы мы устанавливаем общий рабочий процесс для имплантатов КТ. Мы выявляем распространенные пробелы в процессе, отмечаем недостаточное описание деталей визуализации и моделирования, указываем на недостаток данных об усталости и ремоделировании, а также признаем ограниченный размер клинических когорт. Кроме того, мы предлагаем практические рекомендации по разработке более стандартизированных и масштабируемых алгоритмов планирования. В первой части этого двухчастного обзора изучались модели дефектов, анатомическое расположение и стратегии фиксации для индивидуальных решетчатых имплантатов, используемых при сегментарной реконструкции бедренной и большеберцовой костей, с акцентом на то, как морфология дефектов и субрегиональная анатомия влияют на выбор конструкции и механическое поведение. В результате был разработан подход, ориентированный на дефекты и фиксацию, который обеспечивает клинический и анатомический контекст для рабочего процесса и анализа валидации, представленных в Части 2.
Ключевые слова: Имплантаты с решетчатой структурой, изготовленные с учетом индивидуальных особенностей пациента ; сегментарные дефекты костей ; бедренная кость ; большеберцовая кость ; компьютерная томография ; аддитивное производство ; пористые каркасы ; анализ методом конечных элементов ; механические испытания ; валидация in vivo ; пористые каркасы, напечатанные на 3D-принтере.
1. Введение
Имплантаты с решетчатой структурой, разработанные с учетом индивидуальных особенностей пациента и спланированные на основе КТ, быстро переходят от экспериментальных прототипов к реалистичным вариантам реконструкции сегментарных дефектов бедренной и большеберцовой костей. Однако базовые инженерные и валидационные процессы остаются сложными и лишь частично документированы. Хотя ранние отчеты показали, что виртуальное планирование на основе КТ может помочь в разработке пористых каркасов или сегментов решетки, адаптированных к индивидуальным дефектам и стратегиям фиксации, связанные с этим процессы, от получения изображений и сегментации до генерации решетки, конечно-элементного анализа, печати, постобработки и лабораторных или in vivo испытаний, значительно различаются между группами [ 1 , 2 , 3 , 4 ]. В то же время пространство проектирования расширилось и теперь включает архитектурные морфологии и рассасывающиеся каркасы, которые должны одновременно удовлетворять ограничениям по технологичности изготовления, механическим характеристикам и остеоинтеграции [ 5 , 6 , 7 , 8 , 9 , 10 ].Конечно-элементное моделирование, наряду с экспериментами in vitro и in vivo, стало необходимым для оценки этих конструкций. Однако оно использует различные законы материала, граничные условия и показатели результатов, что затрудняет сравнение и перенос [ 1 , 10 , 11 , 12 , 13 ]. Металлические решетки, наряду с полимерными, керамическими, композитными и градиентными архитектурами, в настоящее время производятся с помощью методов аддитивного производства (АМ), включая лазерное спекание порошкового слоя (LPBF, часто называемое SLM (селективное лазерное плавление) в цитируемых исследованиях), электронно-лучевое плавление (EBM), моделирование методом послойного наплавления (FDM), струйную печать материалов и биопечать, часто с последующим снятием напряжений, горячим изостатическим прессованием или спеканием; однако взаимосвязь между параметрами процесса, микроструктурой и характеристиками конструкции редко рассматривается надлежащим образом [ 13 , 14 , 15 , 16 , 17 ]. Эти пробелы замедляют разработку воспроизводимого процесса КТ-имплантации, который можно было бы масштабировать за пределы отдельных клинических случаев.После обзора дефектов и фиксации в Части 1 [ 18 ], эта вторая статья посвящена процессу проектирования и валидации. Части 1 и 2 вместе образуют двухчастную серию обзоров индивидуальных решетчатых имплантатов для сегментарной реконструкции бедренной и большеберцовой костей. В Части 1 подробно описано, как сегментарные дефекты бедренной и большеберцовой костей классифицируются по размеру и морфологии, как выбираются стратегии фиксации (пластины, гвозди, внешняя фиксация, конструкции Маскеле и альтернативы мегапротезам) и как этот выбор определяет локальную механическую среду. Поэтому эти аспекты здесь лишь кратко упомянуты, и читателям рекомендуется обратиться к сопутствующему обзору Части 1 для полного обсуждения. В этой статье мы сначала суммируем рабочие процессы персонализации и визуализации для реконструкции длинных костей, включая КТ иμМы рассматриваем стратегии КТ, методы сегментации, а также определение областей дефектов и интересующих участков кости. Затем мы анализируем выбор архитектуры решетки и совместное проектирование оболочек и внутренних структур, а также концепции смешанных и градиентных материалов, прежде чем перейти к изучению материалов и методов аддитивного производства металлических и неметаллических каркасов. Наконец, мы обобщаем и анализируем методологические обзоры, полученные в результате моделирования методом конечных элементов, механических и биологических испытаний, а также исследований на животных или ранних клинических исследований, и в заключение излагаем практические проблемы и будущие направления стандартизации рабочих процессов имплантации решетчатых конструкций на основе изображений.
![Рисунок 1. Историческая эволюция стратегий реконструкции сегментарных дефектов бедренной и большеберцовой костей (1886–2025 гг.). Хронология от ранних внутренних фиксирующих пластин, интрамедуллярного остеосинтеза, внешней фиксации по Илизарову и планирования на основе КТ до блокирующих компрессионных пластин, титановых сетчатых клеток, магнитных удлиняющих гвоздей и современных индивидуальных решений для пациентов, таких как титановые решетчатые клетки, каркасы mPCL-TCP SGBR и имплантаты, изготовленные методом 3D-печати [ 3 , 51 , 52 , 53 , 54 , 55 , 56 , 57 , 58 , 59 , 60 , 61 ].](https://avatars.dzeninfra.ru/get-zen_doc/271828/pub_69fc3bbffcdf840e9d3bfe2c_69fc3bea8034f13afed3fb9e/scale_1200)
3. Процесс персонализации и обработки изображений
В рассмотренных исследованиях конвейеры персонализации КТ-решетки можно разделить на три основных направления. Во-первых, в большинстве клинических исследований используется стандартная клиническая КТ бедренных и большеберцовых костей человека с миллиметровым шагом среза; эти наборы данных используются как для проектирования имплантатов с учетом индивидуальных особенностей пациента, так и для конечноэлементных моделей [ 1 , 3 , 7 , 11 , 14 , 62 , 63 , 64 ]. Во-вторых, в доклинических моделях на крысах и овцах используютсяμКТ для получения изображений морфологии высокого разрешения, что позволяет проводить продольное наблюдение и количественную оценку как периимплантатной, так и внутрипоровой кости [ 4 , 6 , 9 ]. Во-третьих, в ряде исследований используются эталонные или суррогатные наборы данных, такие как композитные бедренные кости или данные Visible Human, для прототипирования рабочих процессов или проверки механики, когда данные о пациенте недоступны [ 15 , 65 , 66 ]. На рисунке 2 представлен рабочий процесс от КТ до имплантации для индивидуальных решетчатых имплантатов при реконструкции бедренной и большеберцовой костей, начиная с получения и сегментации КТ/МРТ, 3D-реконструкции области интереса (ROI) и цифрового предоперационного планирования, за которым следуют индивидуальное проектирование имплантата (CAD и FEA), аддитивное производство (AM), постобработка (термическая обработка и финишная обработка поверхности) и, наконец, радиологическое и клиническое наблюдение.
Более поздние работы демонстрируют наличие специализированного отдела контроля качества, гдеμКТ используется только для проверки целостности каркаса, а не для построения самой модели пациента; например, Ли и др. использовали Scanco.μСистема КТ 100 (4,9)μразмер вокселя м, 90 кВп, 200μA, 140 мс) для оценки взаимосвязи пор и точности стержней напечатанных титановых решеток без необходимости использования геометрии CAD [ 8 ]. Другие авторы сообщали о подробных параметрах получения клинической КТ, таких как расстояние между срезами 2 мм и 1816 аксиальных срезов перед обработкой с помощью Mimics 10.01, SolidWorks 2020 и ANSYS workbench 2021 [ 17 ] и продемонстрировали сегментацию с открытым исходным кодом в InVesalius с мелкими вокселями (0,115 × 0,115 × 0,600 мм) для планирования и последующей количественной оценки у овец [ 10 ]. В сложных реконструкциях Тетсворт и др. [ 2 ] показали, что КТ спейсера Маскеле на этапе 1 в сочетании с зеркальным отображением на противоположной стороне может быть использована для восстановления контуров кости перед отправкой данных DICOM производителю для изготовления индивидуального титанового имплантата. В модели овец Чжана и др. [ 4 ],μПостобработка КТ с пороговыми значениями HU от 1000 до 3885 HU и двумя областями интереса — 2-миллиметровым периимплантатным поясом и внутрипористой областью — обеспечила стандартизированную основу для количественной оценки врастания кости. Чанг и др. [ 12 ] дополнительно продемонстрировали, как эффективные свойства решетки могут быть извлечены с помощью ANSYS Material Designer (гомогенизация представительного объемного элемента (RVE)) из модели дистального отдела бедренной кости на основе КТ, а затем использованы для выбора кубооктаэдрической решетки с столбиками 0,8 мм под углом 45°, которая нацелена на окно деформации кости приблизительно 4000.μϵна границе раздела.
Типичные клинические конвейеры обработки данных сообщают о матрицах изображений размером ~512 × 512 с толщиной среза ~1,0–1,5 мм, за которыми следует сегментация в Mimics, 3D Slicer или Amira-Avizo; экспорт в формат STL с очисткой поверхности в Meshmixer, Geomagic или Magics; и последующее создание сетки и конечно-элементный анализ в ANSYS или Abaqus [ 3 , 7 , 14 , 62 , 63 , 64 , 67 ]. В рамках этой общей схемы было описано несколько вариаций. Бласкес и др. использовали InVesalius для интерактивной обработки и организации данных DICOM овец, имеющих размеры вокселей 0,115 × 0,115 × 0,600 мм, перед созданием каркасов из гидроксиапатита (HA) методом робокастинга [ 10 ]. Васантанатан и др. проанализировали плотные метаданные КТ (расстояние между срезами 2 мм и 1816 срезов) перед рабочим процессом Mimics–SolidWorks–ANSYS [ 17 ]. Чжан и др. [ 4 ] использовали Mimics Research 20.0 для сегментации и Abaqus 6.14 для конечно-элементного анализа КТ-модели овцы для сборки бедренной кости, имплантата и пластины; в то время как Ли и др. [ 8 ] использовали NX 12.0 в качестве основной конечно-элементной среды, где клиническая КТ в основном служила точкой проверки, иμКТ использовалась для контроля качества напечатанного каркаса. В исследовании конструкции дистального отдела бедренной кости на основе КТ Чанг и др. [ 12 ] использовали Creo для CAD и ANSYS Material Designer для вычисления упругих постоянных решетки из RVE перед выполнением конечно-элементного анализа всей кости с 10-узловыми тетраэдрическими элементами при нагрузке, имитирующей походку.
Как правило, введение дефектов в эти модели также осуществляется по двум основным стратегиям. В некоторых исследованиях дефекты берутся непосредственно из КТ-снимков травм или опухолей, сохраняя точную морфологию и состояние кости хозяина [ 3 , 11 ]. В других случаях виртуальные остеотомии создают стандартизированные зазоры — обычно диафизарные дефекты размером 50–90 мм — для обеспечения контролируемого сравнения конструкций имплантатов и концепций фиксации [ 1 , 7 , 62 , 63 ]. Чанг и др. [ 12 ] определили дистальное окно бедренной кости размером 25 мм, расположенное на расстоянии 55 мм от суставной линии, для параметрического изучения слоев решетки и контакта кости, тогда как Бласкес и др. [ 10 ] смоделировали удаление 13-миллиметрового метатарзального сегмента у овец и добавили элементы соединителя и отверстия для трансплантата непосредственно в 3D-модель для размещения роболитированного ГА-каркаса. Несколько клинических и доклинических рабочих процессов восстанавливают анатомию путем зеркального отображения неповрежденной конечности перед разработкой индивидуальных инструментов или решетчатых имплантатов [ 3 , 62 ]. В случае Маскелета, Тетсворт и др. [ 2 ] использовали цементную прокладку в качестве мишени для визуализации, зеркально отобразили контралатеральную конечность для восстановления естественных контуров, а затем создали титановый каркас, который соответствует как оболочке прокладки, так и зеркально отображенной геометрии кости.
Для более полного описания механики кости используется подмножество рабочих процессов, в которых применяется сопоставление HU-модуля плотности с бедренной или большеберцовой костью, что позволяет реконструировать неоднородное упругое поле, а не присваивать единое значение жесткости всей кости [ 1 , 14 , 63 , 67 ]. Бласкес и др. [ 10 ] объединили этот подход с калибровкой минеральной плотности кости (МПК) с использованием фантомов QRM-BDC (0–0,8 г HA).см− 3) и контрольные КТ-сканирования с временными метками, что позволило им отслеживать формирование и ремоделирование костной ткани во времени на овечьей модели. Что касается имплантата, Чанг и др. [ 12 ] выполнили гомогенизацию на основе RVE в ANSYS Material Designer для получения эффективных упругих констант для решетки, которые затем были внедрены в полномасштабную конечноэлементную модель. В этой работе топология решетки и размеры столбиков были настроены таким образом, чтобы генерировать деформации на границе раздела около 4000μϵ, цель, которая все чаще используется на первом этапе проектирования решеток для определения выбора параметров, таких как диаметр столбиков и наклон [ 4 , 8 , 12 ].
После определения границ дефекта, либо на основе резецированной анатомии, либо на основе зеркальной реконструкции, разрабатываются решетчатые и PSI-геометрии, которые занимают доступный объем, соблюдая пути фиксации и биологические ограничения. Конструкции варьируются от пористых оболочек с согласованной жесткостью и градуированных трабекулярно-миметических архитектур до поверхностных решеток, включающих каналы для винтов с потайной головкой и окна для трансплантатов [ 11 , 14 , 62 , 64 , 67 ]. Побло и др. [ 68 ] сообщили о сотовых конструкциях из титановой сетки с мягкими и жесткими вариантами, оптимизированными для передачи деформации в модели сегментарного дефекта у овец, а затем перенесли аналогичные конструкции из титановой сетки в клинические случаи. Чанг и др. [ 12 ] исследовали кубооктаэдрические поверхностные решетки, диаметр и угол столбиков которых были настроены для стимулирования благоприятных паттернов деформации на границе раздела, в то время как Бласкес и др. [ 10 ] сгенерировали каркасы из гидроксиапатита методом робокастинга непосредственно из сегментированной модели овцы InVesalius. Геометрии обычно экспортируются в виде файлов STL или STEP. Затем детали, готовые к изготовлению, подготавливаются для послойных методов изготовления, таких как LPBF из Ti6Al4V, с минимальными ограничениями по размерам элементов около 0,5 мм для стенок или стержней, и часто сравниваются с прогнозами FE с использованием композитных костей или цифровой корреляции изображений перед любым этапом перемещения [ 1 , 14 , 15 ]. LPBF использовался не только для обычных решеток, но и для клинических сотовых сеток из титана как у пациентов, так и у овец [ 68 ], а также для конструкций из титановой решетки, проверенных с помощью биомеханических, in vitro и животных испытаний [ 12 ]. Другие методы производства включают прототипы из акрилонитрилбутадиенстирола (ABS), напечатанные методом FDM на основе конвейеров CT-Mimics-STL [ 69 ], печать с использованием геометрии на основе КТ с нарезкой в Cura и стендовыми испытаниями в стиле ISO [ 17 ], а также робокастинг каркасов из 45 об.% ГК для исследований в области тканевой инженерии овец [ 10 ].
Таким образом, клиническая КТ обеспечивает контекст всей кости и реалистичное планирование, но за счет более крупных вокселей; она выигрывает от контралатерального зеркального отображения и картирования свойств на основе единиц Хаунсфилда, хотя это вводит предположения о двусторонней симметрии и чувствительности калибровки [ 1 , 3 , 14 , 63 ]. В отличие от этого,μКТ обеспечивает превосходное разрешение деталей пористого масштаба и врастания костной ткани, но ограничена доклиническими масштабами и ограниченным полем зрения [ 4 , 6 , 9 ]. Только контроль качестваμКТ, даже без прямого САПР, специфичной для пациента, остается решающим фактором для проверки взаимосвязи пор и геометрии напечатанных элементов в решетчатых имплантатах [ 8 ]. Инструменты сегментации теперь явно указывают размеры вокселей и пороговые значения HU, как в рабочих процессах на основе InVesalius, разработанных Бласкесом и др. [ 10 ], а стандартизированные определения ROI (например, 1000–3885 HU, 2 мм периимплантатный пояс, внутрипористая ROI) повышают воспроизводимость показателей врастания кости [ 4 ]. Выбор решателя конечных элементов и стратегии построения сетки (NX, ANSYS или Abaqus; тетраэдрические или гексаэдрические элементы; связанные или контактные интерфейсы), а также инструментов гомогенизации, таких как ANSYS Material Designer, существенно влияют на прогнозируемую деформацию на границе кость-решетка и, следовательно, на предполагаемую оптимальную топологию [ 4 , 8 , 12 ]. Важно отметить, что клиническая применимость улучшается, когда авторы документируют параметры DICOM (например, расстояние между срезами и количество разрезов), операции сегментации, отображение плотности в единицах Хаунсфилда (HU), форматы экспорта и ограничения технологичности производства наряду с лабораторной или in vivo валидацией [ 1 , 4 , 11 , 14 , 15 , 17 , 62 , 63 ]. В таблице 1 для каждого исследования приведены сводные данные о параметрах получения изображений, инструментах сегментации и объединения изображений, форматах экспорта, этапах зеркального отображения, а также ссылки на анализ методом конечных элементов и аддитивное моделирование, что позволяет различать клиническую КТ и доклиническую.μКомпьютерная томография (КТ) и сканирование для контроля качества (КК). Благодаря объединению терминологии и выявлению неучтенных полей, этот реестр обеспечивает сопоставимость рабочих процессов персонализации и разъясняет, как данные КТ используются в проектировании решеток, механике, моделировании и производстве.
Полная статья на сайте Industry3d.ru