不同骨密度軌跡內固定系統對腰椎L4-L5節段的影響

羅輝卿， 居來提·買提肉孜*， 帕爾哈提·熱西提， 買買提明·艾尼，任航寧， 郭圖聖， 陶 杰

(1.新疆大學機械工程學院， 烏魯木齊 830047；2. 新疆醫科大學第一附屬醫院， 烏魯木齊 830054)

脊柱內固定術作為治療胸腰椎疾病的一種重要手段在臨床應用中得到了較好的發展，對于脊柱穩定性，傳統椎弓根螺釘技術(traditional pedicle screw technique，TT)起到了積極的作用，然而對于腰椎骨質疏松患者來說，松質骨退化嚴重，導致傳統椎弓根螺釘在椎體內不能達到良好的康復固定效果，容易發生松動、脫落等各種并發癥，使得固定失敗[1-2]。Santoni等[3]提出了皮質骨通道螺釘內固定技術，該技術相較TT增強了內固定系統的軸向抗拉力及螺釘扭矩，對骨質疏松患者的內固定康復有了極大地幫助。Keitaro等[4]通過三維有限元模型分析，結果顯示正常腰椎中皮質骨螺釘技術(cortical screw technique，CBT)螺釘抗拔出力強度比傳統椎弓根螺釘增加 23.4%。CBT中螺釘與皮質骨的有效接觸面積增加，使得椎體對螺釘的把持力增強，使螺釘—骨接觸面的力的大小不再受松質骨骨密度影響，CBT也在骨質疏松的患者的康復治療中更具優勢。吳曉宇等[5]研究發現CBT組釘道計算機體層攝影(computed tomography，CT)值高于TT組，并且對比了兩種內固定方式的椎間活動度，研究發現CBT是治療骨質疏松患者腰椎內固定的優選方式。在使用CBT的置釘過程中，由于螺釘直徑過大可能導致皮質骨出現骨折，螺釘方向的不當同樣會導致上神經根受損或頭傾角度不夠導致的下神經根損傷。帕爾哈提·熱西提[6]在臨床及影像解剖的進一步研究工作中發現，CBT釘道本身存在缺陷性，未能有效的利用釘道周緣的皮質骨，特別是椎弓根的內側壁，造成其生物力學強度只與初始部分椎板骨質有關；而改良皮質骨螺釘技術(modified cortical screw technique，MCBT)在CBT的基礎上，通過改良進釘位置及進釘角度[7-8]，從釘頭至釘尾的頂到軌跡的全部環節，都進一步增加了與皮質骨的接觸，增加了其生物力學性能。

為了評價MCBT與其他傳統內固定方式對腰椎骨質疏松濕標本L4-L5節段的生物力學影響，現建立了人體腰椎L4-L5節段三維模型，在ANSYS軟件中對前屈、后伸、側彎、扭轉四種工況進行數值模擬，通過對模擬結果的觀察分析，揭示MCBT在骨質疏松患者治療中的應用優勢，為臨床應用提供理論依據。

1 模型的建立

1.1 腰椎有限元模型的建立

在新疆醫科大學第一附屬醫院PET(正電子發射型計算機斷層顯像；positron emission tomography，PET)/CT中心，進行CT數據采集。選取一名骨質疏松癥的女性患者，年齡39歲，身高160 cm，體重65 kg，L4腰椎骨密度(BMD)-0.54 g/cm，T[與青年人相比標準差的倍數，T-Score，簡稱T]值-3.4；對其腰部進行CT斷層掃描，層厚0.75 mm，從而得471張腰椎橫斷截面的CT圖像，將得到的CT數據后導入醫用建模專用軟件Mimics17.0中，得到相應涂層，建立L4～L5節段腰椎的數字化三維模型，椎體部分和椎間盤分別在3-matic模塊中進行劃分，椎體部分包括松質骨和1 mm厚度的皮質骨；椎間盤部分為54%的纖維環和46%的髓核，其中終板厚度設置為0.5 mm[9]。椎體劃分及椎間盤模型分別如圖1、圖2所示。

圖1 椎體劃分模型(皮質骨、松質骨)Fig.1 Vertebral partition model(cortical bone, cancellous bone)

圖2 椎間盤模型(纖維環、上、下終板、髓核)Fig.2 Intervertebral disc model(annulus fibrosus, superior and inferior endplates, nucleus pulposus)

1.2 MCBT置釘位置的確定

中外研究者認為可以將上關節突中央垂直中線與同側橫突下1 mm水平線的交點作為CBT螺釘的理想進釘點[3,10-11]。MCBT進釘點與CBT螺釘技術相比，在坐標橫軸的位置上沒有發生變化，而是改變了進釘點的具體解剖參照標志，傳統法是以橫突下緣作為基準線，改良法則以兩側峽部側緣曲線切點連線為基準線，CBT以原來的橫突下緣基線1 mm距離處進釘，改良法則以峽部切線基線向上D3 mm距離處進釘[7-8]，相比之下改良法相對更加微創、實用。MCBT進釘位置如圖3所示。

1.3 模型裝配及網格劃分

在SolidWorks2015軟件中設計萬向螺釘，以STL格式導入Mimics17.0，利用Roy-Camille技術、CBT和MCBT置釘技術，通過布爾減法運算制作不同軌跡釘道并與萬向螺釘進行裝配，建立無軌跡、TT軌跡、CBT軌跡和MCBT軌跡模型，利用3-matic模塊對4種模型分別進行實體單元網格劃分，其中椎體模型的劃分采用三維四面體單元進行網格劃分，單元類型為Solid187，椎間盤模型Solid97單元類型進行網格劃分，完成模型建立，導入ANSYS Workbench15.0進行有限元分析。

腰椎L4-L5節段網格劃分模型如圖4所示。內固定系統網格劃分模型如圖5所示。

藍色x為MCBT置釘點坐標的選取；D1為橫坐標參照峽部參數； D3為縱坐標參照峽部參數；黑色圓點為傳統的CBT置釘點表示圖3 MCBT進釘位置[7-8]Fig.3 Screw position of MCBT[7-8]

圖4 腰椎L4-L5節段網格模型Fig.4 L4-L5 Segment mesh model of lumbar spine

圖5 內固定系統網格模型Fig.5 Grid model of internal fixation system

1.4 材料屬性

椎體與腰椎間盤在模型劃分后可把材料按照各項同性進行設置，通過彈性模量與泊松比進行表示；韌帶具有拉伸效果，可利用彈簧單元進行模擬，其中脊椎間韌帶根據其位置可以分為：前縱韌帶、后縱韌帶、棘上韌帶、橫突間韌帶和棘間韌帶，對以上5種韌帶進行參數設置，其剛度分別為8.74、5.83、15.38、2.39、0.19[12]。腰椎各部分材料參數如表1所示。

表1 模型材料參數Table 1 Material parameters of the model

1.5 邊界條件設置及載荷工況

當腰椎在受到載荷過程中，椎體和椎間盤不會發生分離，椎間盤中的纖維環與髓核也不產生分離，骶骨與L5腰椎的連接處無相對滑動產生，故將L5腰椎下表面設置為完全固定約束，其余模型中相互接觸位置設置為綁定接觸。研究重點是對人體的前屈、后伸、側彎和扭轉進行模擬，對比MCBT模型與傳統置釘模型的穩定性。

腰椎模型在靜載時，在L4椎體上表面施加500 N的軸向載荷，同時在上表面施加10 N·m的扭矩，分別模擬前屈、后伸、側彎、扭轉4種運動工況。

2 模型驗證及結果分析

2.1 模型驗證

在數值仿真的研究中，對有限元模型進行驗證是確保模型計算精度的必要條件，而驗證方式取決于其研究目的，采用MCBT對CBT的進釘位置進行改良，增加了螺釘與皮質骨的有效接觸面積，旨在提高受損腰椎在融合期間內固定系統的穩定性，確保術后腰椎得到最大化的康復效果；作為脊柱穩定性的驗證標準，椎間活動度可以更好地反映患者病情的嚴重程度?；谝陨涎芯磕康膶τ邢拊Ｐ退玫淖甸g活動度進行驗證，以此來驗證有限元模型的計算精度。有限元(finite element，FE)模型數據與實驗數據對比結果如圖6所示。

圖6 腰椎L4～L5節段活動度Fig.6 Lumbar L4～L5 range of motion

如圖6所示，有限元模型在前屈工況下的最大轉角為6.22°，處于文獻[13-15]的實驗數據之間，并與文獻[13]實驗結果接近；在后伸工況下，FE模型的前屈角度為3.17°略高于文獻[13]實驗結果，總體上依舊處在3種實驗結果之間；側彎工況下FE模型的最大轉角為4.17°，扭轉工況下的最大轉角為1.84°，與文獻[14]研究結果相近。綜合4種不同工況可知，FE模型結果與實驗結果相近，其變化規律與實驗規律相同，本文模型具有較好的仿真性。

2.2 三種內固定系統應力對比

TT模型內固定系統應力分布如圖7(a)所示。CBT模型內固定系統應力分布如圖7(b)所示。MCBT模型內固定系統應力分布如圖7(c)所示。

內固定系統的建立分別采用了TT、CBT和MCBT，其中MCBT是通過對腰椎峽部置釘參數、影像測量等的進一步研究，對CBT置釘點、置釘角度的改進；由3種模型的內固定系統應力分布情況(圖7)可以看出，應力主要分布于連接桿與螺桿前端，其中在球窩結構處所產生的應力最大；說明椎體后端腰椎峽部對內固定系統穩定性有著重要作用，進行脊柱內固定前要考慮患者腰椎峽部是否完整。對比3種內固定系統，可以看出，隨著進釘位置、進釘角度的改變，3種內固定系統所受應力隨之改變，在同一工況下，隨著進釘軌跡的不斷改良，釘道內皮質骨含量增加，椎體對內固定系統的把持力增強，內固定系統應力也隨之增加。

2.3 腰椎L4～L5節段整體活動度對比

不同內固定模型關節活動度(range of motion，ROM)對比如圖8所示。由圖8可以看出，腰椎L4～L5節段在未進行內固定融合前，未置釘模型的活動度在前屈、后伸、側彎、扭轉4種工況下遠大于置釘后模型整體活動度。這與材料的不同有關，鈦合金剛度遠大于人體組織剛度，骨質疏松患者在接受手術治療后需要內固定系統對其穩定性進行保障，以此使得患者的術后組織得到更好的融合，同時置釘后模型的椎間活動度相應降低。3種置釘模型在前屈、后伸、側彎、扭轉4種工況下的椎間活動度同樣存在差異，其中前屈、后伸和扭轉工況下MCBT模型椎間活動度小于其余兩種傳統置釘模型，側彎工況下MCBT模型的椎間活動度稍大于其余兩種傳統置釘模型，總體而言MCBT模型在4種工況下的活動度小于傳統置釘模型，這與內固定系統與椎體之間皮質骨含量不同有關，釘道內皮質骨含量與椎體對螺釘把持力有關。

3 討論

目前脊柱內固定術中常用的置釘方式為TT和CBT[16-17]，其中CBT內固定相比TT內固定方式，螺釘與皮質骨的有效接觸面積大，增加了螺釘軸向抗拔出力；CBT的進針點相比TT更偏內側，并且椎旁肌不需要向外進行過多的剝離，同時減小了手術切口的長度，減少手術創傷及手術入路相關并發癥[18-19]。Santoni等[3]采用了CBT，對5具尸體標本的腰椎和48例患者進行了螺釘置入以及生物力學研究，研究得出CBT 螺釘扭力比TT螺釘增加了1.7倍，軸向拔出應力增加了30%。Baluch等[20]等在疲勞測試中通過比較TT與CBT兩種固定方式達到2 mm位移時的轉數和力量，發現CBT均明顯高于TT。Zdeblick等[21]研究發現，決定最終骨與螺釘界面失效的最佳預測因子的是螺釘插入骨質時的扭矩。同樣可以認為螺釘是否發生松動主要是由骨質的強度而決定的，這種觀點在尸體標本上進行皮質骨螺釘的生物力學研究中得到了證實。

但CBT仍存在不足之處，CBT的進釘位置與棘突接近，在置釘過程中容易與棘突和椎板發生碰撞，造成“鄰椎病”的發生。同時帕爾哈提·熱西提[6]認為CBT，由于本身釘道軌跡本身存在的缺陷性，未能有效的利用釘道周緣的皮質骨，特別是與椎弓根的內側壁，是造成其生物力學強度只與初始部分椎板骨質有關的根本原因。結合CBT的優缺點，帕爾哈提·熱西提[6]依據螺釘與皮質骨把持的特點，對皮質骨螺釘釘道本身進行了設計，使其具有良好力學效應。經過改良的CBT，從釘頭至釘尾的釘道軌跡的全部環節，都進一步增加了與皮質骨的接觸，增加了其生物力學性能；MCBT因其置釘點被內移至椎弓根內側壁切線位，可以避免螺釘尾部與關節突關節發生擊，從而避免了鄰近關節突關節退變；MCBT將腰椎峽部的解剖學結構作為參照來確定其進釘位置，為臨床手術治療設計提供更加合理、實用的螺釘，確定進釘釘道的方向參數，縮短了手術所需時間，減少了對鄰近肌肉軟組織的創傷、降低了手術過程中的出血量。

研究旨在探究內固定系統作用下腰椎L4～L5節段活動度的變化，先對所建立的有限元模型進行了驗證分析，得出所建立的有限元模型在4種工況下的模擬結果與實驗結果相近，且變化規律相同，認為該模型的仿真性較好。其次在探討MCBT的生物力學性能時，以未置釘模型為基礎，分別建立TT模型、CBT模型和MCBT模型，對這3種模型的椎間活動度在前屈、后伸、側彎和扭轉4種工況下進行研究，并與未置釘模型的活動度進行對比分析，以此來評價MCBT在骨質疏松患者在進行椎間融合時的腰椎穩定性。根據臨床經驗可知，內固定系統的球窩結構處容易發生斷裂，模擬結果顯示，內固定系統的球窩連接處應力最大，MCBT雖然增強了腰椎穩定性，但球窩結構處的應力集中最為明顯，使得斷裂幾率增加。

4 結論

針對腰椎骨質疏松患者術后腰椎穩定性的研究，結合Roy-Camille技術、CBT螺釘置釘技術、MCBT，采用數值模擬的方法，對比分析未置釘模型、傳統置釘模型與MCBT模型在前屈、后伸、側彎、扭轉4種工況下，內固定系統應力變化及腰椎L4～L5節段椎間活動度的差異，得到如下結論。

(1)模型在置釘前腰椎L4～L5節段椎間活動度最大，置釘后由于鈦合金剛度遠大于人體組織結構剛度，人體在前屈、后伸、側彎、扭轉4種工況下所受載荷主要由內固定系統承擔，導致置釘后腰椎L4～L5節段椎間活動度遠小于未置釘模型。

(2)研究中置釘后的3種模型穩定性對比：改良皮質骨模型在前屈、后伸、側彎3種工況下的穩定性強于TT模型與CBT模型，側彎工況下其穩定性稍弱于傳統椎弓根模型與CBT模型。

(3)相較于兩種傳統置釘模型，MCBT模型更適用于骨質疏松患者的康復治療。