Analisi biomeccanica di segmenti adiacenti dopo chirurgia di fusione spinale utilizzando un modello agli elementi finiti specifico per il paziente geometricamente parametrico

Riepilogo

Qui, abbiamo utilizzato un modello agli elementi finiti specifico per il paziente per analizzare i cambiamenti meccanici nei segmenti adiacenti dopo l'intervento di fusione spinale. I risultati hanno mostrato che la chirurgia di fusione ha ridotto il movimento complessivo della colonna lombare, ma ha aumentato il carico e lo stress nei segmenti adiacenti, in particolare il segmento prossimale.

Abstract

Questo studio mirava a eseguire un'analisi meccanica dei segmenti adiacenti dopo un intervento chirurgico di fusione spinale utilizzando un modello di elementi finiti geometricamente parametrico specifico per il paziente per chiarire il meccanismo della degenerazione del segmento adiacente (ASD), fornendo così prove teoriche per la prevenzione precoce della malattia. Quattordici parametri basati sulla geometria spinale specifica del paziente sono stati estratti dalla tomografia computerizzata (TC) preoperatoria di un paziente e le posizioni relative di ciascun segmento spinale sono state determinate utilizzando il metodo della corrispondenza delle immagini. Attraverso il metodo di cui sopra è stato stabilito un modello preoperatorio specifico per il paziente della colonna vertebrale. Il modello postoperatorio dopo la chirurgia di fusione intersomatica lombare posteriore L4-L5 (PLIF) è stato costruito utilizzando lo stesso metodo, tranne per il fatto che la lamina e il disco intervertebrale sono stati rimossi e sono stati inseriti una gabbia, 4 viti peduncolari e 2 bielle. La gamma di movimento (ROM) e le variazioni di stress sono state determinate confrontando i valori di ciascuna struttura anatomica tra i modelli preoperatorio e postoperatorio. Il ROM complessivo della colonna lombare è diminuito dopo la fusione, mentre il ROM, lo stress nelle faccette articolari e lo stress nel disco intervertebrale dei segmenti adiacenti sono aumentati. Un'analisi della distribuzione dello stress nell'anulus fibroso, nel nucleo polposo e nelle faccette articolari ha anche mostrato che non solo lo stress massimo in questi tessuti era elevato, ma anche le aree di stress da moderato ad alto erano espanse. Durante la torsione, lo stress nelle faccette articolari e nell'anulus fibroso del segmento adiacente prossimale (L3-L4) è aumentato in misura maggiore rispetto a quello del segmento adiacente distale (L5-S1). Mentre la chirurgia di fusione provoca una restrizione generale del movimento nella colonna lombare, provoca anche una maggiore condivisione del carico da parte dei segmenti adiacenti per compensare il segmento fuso, aumentando così il rischio di ASD. Il segmento adiacente prossimale è più incline alla degenerazione rispetto al segmento adiacente distale dopo la fusione spinale a causa del significativo aumento dello stress.

Introduzione

La chirurgia di fusione spinale intervertebrale è la procedura chirurgica più comunemente utilizzata per il trattamento delle malattie degenerative della colonna lombare¹. Un risultato eccellente nel breve periodo successivo all'intervento chirurgico può essere raggiunto per oltre il 90% dei pazienti². Tuttavia, i risultati di uno studio di follow-up a lungo termine hanno rivelato che alcuni pazienti hanno sviluppato la degenerazione dei segmenti adiacenti al segmento³ fuso. La fusione intersomatica lombare accelera i cambiamenti degenerativi nei segmenti adiacenti, nota come degenerazione del segmento adiacente (ASD). Secondo la letteratura, l'incidenza dell'ASD diagnosticato sulla base di esami di imaging medico varia dal 36% all'84% cinque anni dopo l'intervento chirurgico di fusione⁴, il che potrebbe portare a sintomi come dolore irradiato o claudicatio intermittente e forse anche alla necessità di un intervento chirurgico di revisione. Il meccanismo dell'ASD rimane sconosciuto, ma la maggior parte dei ricercatori ritiene che i fattori biomeccanici svolgano un ruolo importante. Alcuni hanno attribuito l'ASD all'aumento del range di movimento (ROM) dei segmenti adiacenti dopo l'intervento chirurgico ^5,6, alcuni lo hanno attribuito all'aumento della pressione intradiscale nei segmenti adiacenti ^7,8,9 e altri ancora lo hanno attribuito a un aumento dello stress nelle faccette articolari dei segmenti adiacenti¹⁰.

Tra i vari metodi utilizzati per studiare la biomeccanica spinale, la modellazione agli elementi finiti (FE) è ampiamente utilizzata perché non invasiva, economica e riproducibile. Alcuni ricercatori 11,12,13 hanno stabilito un modello FE 3D dell'intera colonna lombare (L1-L5) con dati estratti da scansioni preoperatorie di tomografia computerizzata (TC), che ha permesso di esplorare vari aspetti della biomeccanica spinale, che vanno dalla risposta della colonna vertebrale a diverse condizioni di carico ^14,15 agli effetti di diverse patologie¹⁶ e agli effetti delle relative modalità e tecniche ^{di trattamento17}. Sebbene il metodo di modellazione di cui sopra possa fornire risultati relativi alla geometria specifica del paziente della colonna vertebrale con un'interfaccia complessa e una ricchezza di informazioni altrimenti irraggiungibili dagli esperimenti in vivo, il suo uso clinico è rimasto limitato a causa della natura dispendiosa in termini di tempo del processo, rendendo il metodo disponibile solo per modelli basati su uno o pochi soggetti¹⁴. Per affrontare questo problema, Nikkhoo et ^al.18 hanno stabilito un modello lombosacrale L1-S1 semplificato in cui la geometria della colonna vertebrale è controllata da parametri estratti dai dati delle immagini preoperatorie dei pazienti, consentendo di generare o aggiornare automaticamente modelli specifici per il paziente in base ai parametri di input. Il modello FE basato su questo metodo di modellazione ha dimostrato di avere una buona validità. Tuttavia, c'erano differenze significative nella pressione intradiscale, nelle sollecitazioni medie nelle faccette articolari e nelle sollecitazioni medie nell'anulus fibroso rispetto al precedente modello ricostruito basato su TC. Un altro modello spinale semplificato è stato applicato in uno studio di Ghezelbash et ^al.19, ma questo modello differiva notevolmente dalla geometria reale della colonna lombare a causa della forma cilindrica delle vertebre e della mancanza di struttura per quanto riguarda gli elementi posteriori.

Pertanto, in questo studio, abbiamo sviluppato un modello FE paziente-specifico geometricamente parametrico per ottenere un processo di modellazione e analisi più efficiente con una buona validità. Quindi, abbiamo eseguito un'analisi meccanica dei segmenti adiacenti dopo un intervento chirurgico di fusione per chiarire il meccanismo e fornire prove teoriche per la prevenzione precoce dell'ASD.

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Protocollo

Il protocollo è stato condotto in conformità con la Dichiarazione di Helsinki e il protocollo è stato approvato dal Comitato di Revisione Istituzionale dell'Ospedale dell'Amicizia Cina-Giappone.

1. Modellazione parametrica della geometria della colonna lombare

1. Estrarre i dati iniziali (formato DICOM 3.0 con una dimensione dei pixel di 0,33 mm e una spaziatura degli strati di 1 mm) per la modellazione da un set di dati di scansione TC di un maschio adulto sano senza storia di traumi, deformità o tumori della colonna vertebrale (altezza 180 cm, peso 68 kg).
2. Selezionare 14 parametri caratteristici per ottenere la generazione del contorno spinale, considerando le caratteristiche morfologiche della colonna lombare che sono più preoccupanti nella pratica clinica e nella letteratura più recente^18,20.
   1. Misurare tutti i 14 di questi parametri direttamente sulle immagini CT utilizzando il software di elaborazione delle immagini 3D, come mostrato nella Figura 1A.
   2. Nella finestra Vista assiale , utilizzare lo strumento Ellisse per misurare con precisione i parametri della placca terminale vertebrale.
   3. Per ogni segmento spinale e vertebra, inizialmente, esaminare le immagini TC in direzione assiale dall'alto verso il basso. Identificare l'immagine che mostra l'area più completa e più ampia del confine vertebrale per la successiva misurazione dei dati.
   4. Utilizzare lo strumento Ellipse all'interno del modulo di misurazione per conformarsi alla piastra terminale inferiore della vertebra, come illustrato nella Figura 1A.
   5. Dopo aver condotto più misurazioni, calcolare il valore medio per assicurarsi che la varianza tra l'area dell'ellisse e l'area vertebrale rimanga entro il 10%.
   6. Misurare la lunghezza degli assi lungo e corto dell'ellisse adattata, indicandoli come parametri A1 e A2.
   7. Inoltre, misurare la sezione trasversale nella parte più stretta della sezione centrale e della piastra terminale superiore, designandoli come parametri B1, B2, C1 e C2.
   8. Nella finestra Vista coronale , utilizzare lo strumento di misurazione della distanza per determinare l'altezza vertebrale, rappresentata dal parametro H.
3. Utilizza lo strumento di misurazione dell'angolo per quantificare gli angoli di inclinazione posteriore delle faccette superiore e inferiore nella vista sagittale, identificati come parametri α e β.
   1. Nella finestra CT Axial View , utilizzare lo strumento di misurazione della distanza per misurare la distanza verticale dalla sezione centrale della vertebra alla lamina come parametro di controllo della lunghezza del peduncolo L1.
   2. In modo analogo, utilizzare lo strumento di misurazione dell'angolo e lo strumento di misurazione della distanza per misurare rispettivamente i parametri L2, γ, L3 e θ nella finestra di visualizzazione assiale CT, come parametri di controllo per il processo trasversale e il processo spinoso.
   3. Per controllare la variabilità interosservatore e intraosservatore, lasciare che due medici con più di 5 anni di formazione in chirurgia spinale misurino ciascuno dei parametri 3 volte per confermare l'affidabilità dei dati.
4. Applicare il software di modellazione per costruire il modello utilizzando la funzione Solid Release secondo lo schema di progettazione semplificato del modello nella Figura 1A per tutti i segmenti spinali tranne l'osso sacro.
   1. Stabilisci tre piani di riferimento e regola la distanza tra i piani superiore e inferiore in modo che corrisponda all'altezza vertebrale. Su ogni piano, disegnare tre ellissi concentriche, allineando le loro dimensioni con le misurazioni dei dati CT.
   2. Utilizzare queste ellissi di schizzo come contorni di vincolo per la funzione di rilascio solido , ottenendo la creazione di un modello vertebrale semplificato.
5. Per ricreare il contatto della superficie dell'arco in corrispondenza del giunto di sfaccettatura, utilizzate le superfici cilindriche per simulare le superfici di sfaccettatura.
   1. Assicuratevi che la sfaccettatura superiore assuma la forma di una superficie concava di 1/4 di arco cilindrico, mentre la sfaccettatura inferiore assuma la forma di una superficie convessa di 1/4 di arco cilindrico. Per mitigare la concentrazione delle sollecitazioni durante l'allineamento delle sfaccettature, arrotondare adeguatamente i bordi delle sfaccettature superiore e inferiore.
6. Generare un'entità estrusa tra la faccetta e la vertebra per emulare il peduncolo. Poiché la forma del processo trasversale o del processo spinoso influisce minimamente sulle successive aggiunte di elementi legamentosi, utilizzare un parallelepipedo regolare per replicare il contorno geometrico di questi processi.
   1. Arrotonda alcuni angoli per una rappresentazione raffinata. Modifica i valori dei 14 parametri delle funzioni nel software di modellazione per generare una geometria spinale specifica per il paziente.
7. Misurare solo i parametri C1 e C2 dell'endplate superiore dell'osso sacro nella finestra della sezione trasversale CT e il parametro dell'angolo di inclinazione della faccetta superiore α nella finestra sagittale con un metodo di misurazione simile a quello descritto al passaggio 1.1, considerando che il calcolo del modello FE si concentra principalmente sulla sollecitazione della faccetta e dell'endplate superiore.
   1. Genera una struttura a cono con una parte superiore larga e una parte inferiore stretta come modello semplificato dell'osso sacro, con una struttura colonnare che si estende da entrambi i lati per imitare le ali sacrali e fornire punti di attacco ai legamenti nel software di modellazione. Utilizzare i tre parametri precedenti per controllare la geometria S1. Vedere la Figura 1B per il modello sacrale semplificato.
8. Applicare il metodo di corrispondenza delle immagini per determinare le posizioni relative di ciascun segmento spinale.
   1. Importa tutti i modelli vertebrali e sacrali nell'interfaccia di assemblaggio del software di modellazione, dove viene caricata una vista sagittale centrale dell'immagine TC come sfondo di riferimento.
   2. Ruotare, spostare e ridimensionare ogni segmento vertebrale in modo che corrisponda alla parte corrispondente dell'immagine di riferimento (Figura 1B).
9. Estrarre i contorni della placca terminale vertebrale adiacente per un rilascio solido.
   1. Selezionare le placche vertebrali adiacenti e inserirle nello schizzo per ottenere il disco intervertebrale.
   2. Utilizzare il comando Converti riferimento entità per estrarre i contorni della placca vertebrale come linee ellittiche nello schizzo ed eseguire il rilascio dello schizzo per generare un modello semplificato di matrice del disco.
   3. Create il nucleo polposo in modo simile alla matrice del disco, oltre a ridurre lo schizzo dell'ellisse al 40% dell'area originale e spostarlo leggermente indietro nello schizzo.
   4. Inoltre, ingrandire il modello del nucleo polposo del 10% per facilitare la segmentazione della placca terminale durante l'ingranamento. Vedere la Figura 1B per il modello finale semplificato del disco.

2. Costruzione del modello di fusione intersomatica lombare posteriore (PLIF) con geometria specifica per il paziente

1. Ricarica il modello semplificato nel software di modellazione. Selezionare il segmento del disco intervertebrale L4-L5 per la fusione.
2. Rimuovere manualmente la lamina e il processo spinoso della vertebra L4 sulla base del modello parametrico individualizzato della colonna lombare. Rimuovere il disco intervertebrale L4-L5.
3. Posizionare una gabbia nello spazio intervertebrale per la fusione ossea e riempire lo spazio intervertebrale rimanente attorno alla gabbia di fusione con la struttura ossea.
4. Applicare il metodo di fusione intervertebrale lombare posteriore (PLIF) inserendo le viti peduncolari nel peduncolo bilateralmente.
   1. Secondo la letteratura²¹, utilizzare viti di 5,5 mm di diametro e 45 mm di lunghezza, aste di fissaggio di 6 mm di diametro e 60 mm di lunghezza e una gabbia di innesto di 22 mm di lunghezza e 8 mm di larghezza.
   2. Regolare la posizione delle viti peduncolari in modo tale che il punto di ingresso si trovi approssimativamente al centro del peduncolo.
   3. Utilizza il metodo operativo booleano nel software di modellazione, utilizzando il comando di combinazione all'interno delle opzioni della funzione.
   4. Impostare il tipo di operazione da sottrarre, utilizzando le vertebre L4 e L5 come entità primarie e le viti peduncolari come entità sottrattive per eseguire la modellazione delle traiettorie delle viti peduncolari L4 e L5.
   5. Utilizzare la stessa procedura, impostando il tipo di operazione da aggiungere, per consolidare i modelli di viti e aste di fissaggio in un insieme unificato. Vedere la Figura 1B per il modello PLIF specifico per il paziente costruito.

3. Definizione di modelli FE parametrici, paziente-specifici, preoperatori e postoperatori

1. Generazione di mesh
   1. Utilizza il software mesh²² per creare la mesh dei modelli preoperatori e postoperatori dopo l'elaborazione geometrica. Importare il modello stp e utilizzare il modulo Mesh automatica 2D per impostare le dimensioni della mesh di superficie e i tipi di elemento. Genera la mesh di superficie dei modelli.
   2. Utilizzare il modulo Mappa solida mesh 3D per impostare i tipi di elemento mesh dell'entità e generare automaticamente la mesh solida. Utilizza elementi quadrilateri di 1 mm per l'ingranamento superficiale di viti peduncolari e aste di fissaggio e genera automaticamente una rete solida con un mix di elementi C3D4 e C3D8R.
   3. Per il dispositivo di fusione intervertebrale, utilizzare elementi triangolari di 1 mm di dimensione per la mesh superficiale e utilizzare elementi tetraedrici C3D4 per la mesh solida.
   4. A causa della forma irregolare del modello di disco intervertebrale residuo per il segmento L4-L5, utilizzare elementi triangolari di 1,5 mm per l'ingranamento superficiale sulle facce terminali. Genera la mesh solida attraverso l'estrusione, utilizzando un mix di elementi C3D8R e C3D4.
   5. Meshare le parti rimanenti del modello post-PLIF con lo stesso metodo del modello preoperatorio, con conseguente creazione di 617.231 cellule e 151.078 nodi nel modello post-PLIF.
2. Proprietà dei materiali e impostazioni di interazione
   1. Importa i modelli mesh pre e postoperatori nel software FE per la pre-elaborazione.
      1. Nel pannello Gestione materiali , impostare il comportamento del materiale delle viti peduncolari, delle aste di fissaggio e dei dispositivi di fusione intervertebrale come materiali elastici lineari isotropi.
      2. Nella scheda Dati , specificare il modulo di Young e il rapporto di Poisson dei materiali.
      3. Per le viti e le aste, utilizzare la lega di titanio e per il dispositivo di fusione, utilizzare il polietereterchetone. Fare riferimento alla Tabella 2 per i parametri specifici delle proprietà del materiale di questi due materiali.
      4. Poiché la maglia del disco intervertebrale residuo a L4-L5 non è esaedrica e non può essere definita come un materiale iperelastico, fare riferimento alla letteratura pertinente²³ e impostarla come materiale elastico lineare isotropo nel Material Manager; specificare il suo modulo di Young come 4 MPa e il rapporto di Poisson come 0,45.
   2. Passare al modulo Interazione , aprire Gestione vincoli, fare clic sul pulsante Crea per aprire la finestra Crea vincolo .
      1. Impostare il tipo come Binding. Nella finestra Visualizzazione modello , selezionare le facce terminali vertebrali superiori e inferiori, nonché i nodi legati del dispositivo di fusione.
      2. Dopo aver confermato, aprire la finestra Modifica vincolo , impostare il Metodo di discretizzazione sul valore predefinito dell'analisi e specificare di non escludere lo spessore dell'elemento shell.
      3. Impostare le impostazioni di interazione in base alle condizioni biomeccaniche dopo la fusione intervertebrale ideale. Ignorare il possibile slittamento tra l'osso e le viti o la gabbia.
      4. Impostare le relazioni di contatto tra le viti e l'osso spongioso e tra la gabbia e le superfici terminali dei corpi vertebrali superiori e inferiori come legante.
      5. Impostate la proprietà di interazione di contatto tra le superfici di contatto del giunto come attrito radente controllato dalla funzione Penalità , con un coefficiente di attrito di 0,01 nella direzione tangenziale e un contatto duro nella direzione normale in cui è consentita la separazione dopo il contatto.
   3. Imposta le condizioni al contorno secondo le regole del movimento lombosacrale umano, dove tutti i segmenti vertebrali possono muoversi, mentre l'osso sacro fornisce principalmente supporto e fissaggio.
      1. Accedere al modulo Carico nel software EF, aprire il Boundary Conditions Manager e fare clic sul pulsante Crea per aprire la finestra Crea condizione al contorno .
      2. Impostate la categoria su Meccanica (Mechanical ) e scegliete il tipo applicabile alla fase di analisi selezionata come Simmetria (Symmetry/Anti-symmetry/Full fixity).
      3. Fate clic su Continua (Continue) e, nell'interfaccia di visualizzazione del modello, selezionate i nodi di superficie dell'osso sacro.
      4. Al termine, nella finestra Modifica condizione al contorno che appare, scegli l'opzione Completamente fisso (U1=U2=U3=UR1=UR2=UR3=0).
   4. Vedere la Tabella 1 e la Tabella 2 24,25,26 per tutte le impostazioni delle proprietà dei materiali. Utilizzare le stesse proprietà del materiale, la relazione di interazione e le impostazioni delle condizioni al contorno per altri tessuti e strutture nei modelli pre e postoperatori.
3. Validazione del modello FE individualizzato
   1. Stabilire un punto di carico appena dietro il centro della placca terminale superiore della vertebra L3 prima di applicare qualsiasi carico. Accoppiare tutti i nodi sulla piastra d'estremità superiore L3 con questo punto di carico attraverso le relazioni di vincolo.
   2. Applicare diverse direzioni di momenti flettenti puri di 3,5 N∙m al punto di carico del modello per simulare i movimenti della colonna lombare durante la flessione, l'estensione e la flessione laterale. Misura il ROM per ogni segmento e confrontalo con i dati sperimentali riportati da Guan et ^al.27.
   3. Applicare un carico verticale di 150 N nel punto di carico e imporre diversi carichi direzionali di 2,5 N∙m, 5 N∙m e 7,5 N∙m per simulare il movimento della colonna lombare in varie direzioni. Misura il ROM per ogni segmento e confrontalo con i dati sperimentali riportati da Panjabi et ^al.28.
   4. Utilizzare il metodo dell'asse di rotazione istantaneo per misurare e calcolare il ROM per ciascun segmento lombare.
      1. Nel modulo di post-elaborazione del software FE, fissare la vista, acquisire le immagini di spostamento prima e dopo il modello nella stessa vista e importarle nel software di elaborazione delle immagini.
      2. Determinare il centro istantaneo e il movimento spinale di ciascun segmento secondo i metodi descritti in letteratura.
      3. Per ogni segmento, effettuare le misurazioni tre volte e utilizzare la media per ridurre al minimo gli errori dai diversi piani di misurazione.
   5. Applicare un carico verticale di 500 N e un momento di 7,5 N∙m nel punto di carico per simulare i movimenti di flessione, estensione e flessione laterale.
   6. In post-elaborazione, estrarre il massimo stress interno al nucleo polposo nei dischi intervertebrali di ciascun segmento e confrontare i dati con i risultati riportati da Dreischarf e Wike^14,29.

4. Caricamento del modello FE

1. Applicare gli stessi processi e valori di carico ai modelli preoperatori e post-PLIF per facilitare l'analisi dei cambiamenti meccanici dopo l'intervento chirurgico PLIF.
2. Applicare un carico verticale verso il basso di 400 N nel punto di carico sopra la vertebra L3 e un carico di momento di 7,5 N∙m in ciascuna direzione nel punto di carico per simulare la flessione in avanti, l'estensione all'indietro, la flessione laterale e il movimento di torsione umano.
   NOTA: È necessario simulare solo il movimento in direzione unilaterale durante la flessione laterale e la torsione, poiché il modello lombosacrale parametrico è simmetrico rispetto al piano sagittale.
3. Vedere la Figura 1B per il modello finale di FE post-PLIF specifico per il paziente.

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Risultati

Risultati della simulazione del modello paziente-specifico rispetto ai risultati della letteratura precedente
ROM del disco intervertebrale
Secondo le condizioni di carico sperimentali di Guan et ^al.27, un carico del momento flettente puro di 3,5 N∙m in diverse direzioni è stato applicato al punto di carico del modello per simulare il movimento della colonna lombare in flessione, estensione e flessione laterale, e il ROM...

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Discussione

In questo studio, è stato stabilito un modello FE paziente-specifico geometricamente parametrico per analizzare le caratteristiche biomeccaniche della colonna lombare dopo l'intervento chirurgico PLIF. I risultati hanno mostrato che lo stress nelle faccette articolari e nel disco del segmento fuso è diminuito significativamente dopo l'intervento chirurgico di PLIF, indicando che PLIF potrebbe rafforzare efficacemente la stabilità del segmento decompresso e ritardare l'ulteriore aggrav...

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Materiali

Name	Company	Catalog Number	Comments
Abaqus	Dassault	https://www.3ds.com/products/simulia/abaqus	Finite element analysis
AutoCAD	Autodesk	https://www.autodesk.com/products/autocad/	An Engineering Computer Aided Design software used to measure the ROM of different vertebral segment
CT scan dataset	China Japan Friendship Hospital		Dataset of an adult healthy male with no history of trauma, deformity or tumor of the spine (height 180 cm, weight 68 kg).The raw data were stored in Dicom 3.0 format with a pixel size of 0.33 mm and a layer spacing of 1 mm.
Hypermesh 2019	Altair	https://altair.com/hypermesh/	Mesh generation
Mimics Research 21.0	Materialise	https://www.materialise.com/en/healthcare/mimics-innovation-suite/mimics	Model construction