有限元分析技術在腰椎推拿手法生物力學中的應用現狀*

曾雪玲，張 帆，王芳莉

安徽中醫藥大學，安徽 合肥 230000

有限元分析技術（finite element analysis，FEA）這一概念最早出現于20世紀40年代，被應用于工程力學領域，是根據變分原理求解數學物理問題的一種數值和用于結構分析的矩陣分析方法[1]。有限元分析在20 世紀70 年代被引入醫學研究。由于當下對推拿手法在生物力學效應機制的基礎實驗研究尚不完善，故其安全性和手法作用的理論假說不統一，常有爭議。而FEA 能通過數字化的方式將脊柱內部應力改變及生物力學特性的變化過程更加直觀的展示出來。

1 國外研究現狀

國外研究于1972 年BREKELMANS 等［2］首次將FEA 應用于骨生物力學問題的研究，開醫工合作之先河。基本原理是將自由連續的脊柱分割為有限的小單元幾何體。再推導出這些小單元的作用方程，該過程稱之為有限元的離散化。之后組合整個自由連續體的單元推算出系統方程組，后將其求解。此后其在脊柱外科領域的應用日益廣泛和深入。腰椎有限元分析研究的發展主要有以下幾個階段：1）原有工學有限元模型變形后建立二維對稱模型。1978 年LIN 等［3］首次建立腰椎活動節段的有限元模型，研究小關節傳遞軸向載荷的作用，并得出腰椎間盤的9 個彈性模量；2）建立三維有限模型。1986 年SPIKER 等［4］在二維對稱有限元模型的基礎上建立了三維有限元模型，從而為椎體有限元分析創立了最初始方法。3）1994年SHIRAZI-ADL等［5］首次建立了L2～L3椎體有限元模型。從而對椎體的有限元建立更加精準化，細微化，該模型包括了椎間盤、終板、皮質骨、松質骨。并進行了應力分析研究。4）引入椎體，椎間盤材料屬性。RAO等［6］分別測量皮質骨、松質骨、終板、髓核、纖維環的波松比和楊氏模量，建立了不同材料下的椎體模型。5）加入錐體旁軟組織。SHIRAZI-ADL 等［7］不再區分皮質骨與松質骨，而在原有模型基礎上引入了前縱朝帶、后縱鑰帶、關節囊朝帶、黃初帶、橫突間韌帶、棘間初帶和棘上韌帶等7種韌帶。

2 國內研究現狀

國內對于脊柱有限元模型研究起步較晚。1990 年戴力揚等［8］首次在國內依靠SHIRAZI-ADL等所建模型的基礎上，建立了包括椎體、椎間盤、韌帶的腰椎活動節段三維有限元模型，探討了腰椎在屈伸活動下對椎體間應力分布的情況。后2002 年張美超等［9］建立L4～L5節段有限元模型分析了小關節不同狀態下的生物力學特性。陳肇輝等［10］首次對頸椎CT 圖進行了三維重建。畢勝等［11］對腰椎牽引過程進行了有限元分析，得出纖維環由于負壓的產生促使應力增加，小關節垂直應力幾乎為零，髓核內壓力隨著牽引力的增加而逐漸減小后增大。后畢勝等［12］再次通過有限元法探究了三類腰椎斜板手法下對髓核內壓、纖維環、小關節的受力機制。通過實驗模擬后得出牽引扳法下髓核內壓最小，甚而出現負值，小關節受力減小，內側纖維環所受壓力最大，有助于椎間盤的回納。坐位扳法和斜板法外側纖維環受力增加，小關節受力和髓核內壓變化不明顯。

3 腰椎有限元建模的原理及其研究方法

利用有限元分析技術探究手法作用，首先是建立一個與脊柱相類似的生物力系統模型，該模型根據所研究的目的不同可以建立為正常生理模型和病理模型。將臨床診斷收集來的原始資料通過三維重建軟件建立一個與受試者相類似的脊柱三維結構。并在此基礎上添加椎間盤（纖維環、髓核）之后采用劃分立體網格的方式將模型分割為許多小單元個體并賦予各個單元相應的材料屬性。眾多國內外學者［13-14］將腰椎旁周圍韌帶，肌肉直接或間接加入模型中。進而獲得完善的腰椎有限元模型。所建模型應當接近真實人體腰椎，故當驗證其可靠性。常用的驗證手段有文獻驗證、尸體標本驗證和臨床觀察驗證。在確定該模型的可靠性后再將手法力進行轉化分解為模擬力，假設出不同的工況帶入模型中運算所得腰椎和椎間盤各個部位受力和位移情況。工況可以由模擬手法操作所得或自定義工況中的某個單位數值來探究在獲得最大療效時所需手法操作的角度或力的大小。

原始資料的收集方法有X 線、電子計算機斷層掃描攝影（CT）、磁共振成像（MRI）、超聲、數字解剖學技術等影像學技術和壓力傳感器、等速肌力測試系統等生物力學檢測技術。處理CT、MRI數據的有關軟件主要有Mimics、Unigraphics、Simpleware 等，生成模型后導入有限元軟件如Abaqus、Ansys和ADINA等［15-17］。其流程圖見圖1。

圖1 腰椎有限元分析流程

4 FEA在腰椎推拿手法中的應用

4.1 腰椎旋轉手法與有限元臨床上，腰椎旋轉手法以腰椎定點腰椎旋轉手法最具代表性。腰椎坐位定點旋轉手法在操作過程中通過兩個杠桿力而使錯位的整個腰椎階段發生同步位移，一個杠桿作用的作用力由施術者置于頸部的右手產生（以棘突右偏為例），自上而下經左側關節突關節進行傳遞，以偏歪椎體右側關節突關節為支點，進而通過杠桿作用將力擴大為15 倍產生偏歪側關節突關節的撥正力。在右手施力的同時左手拇指發生的椎體撥正力通過指腹傳遞于患椎偏歪側棘突，同樣以患椎偏歪側關節突關節為支點。此時兩個不同施力點的杠桿力同時以偏歪側關節突關節為支點促使整個患椎在瞬間復位，帶動小關節粘連得以松動，關節突關節間隙增大，緩解神經根壓迫。由此可見，在定點旋轉手法作用下，對于患椎偏歪側關節突關節的受力顯著增高，這也正是該手法臨床操作的風險所在，提示我們需重視關節突關節的安全性。通過有限元模型模擬該手法操作時施以不同的力和不同角度下探究患椎的位移變化和椎體各個部位的受力情況。徐海濤等［18］在L4～L5有限元模型下，分解坐位旋轉手法探究在不同前屈角（6°、9°、12°）下對椎間盤的應力作用和對退變椎間盤的應力改變。結果顯示前屈角的改變對椎間盤位移影響不明顯，椎間盤幾乎無后突現象。應力主要集中于椎間盤前緣右側和后緣左側（手法右旋操作），退變椎間盤后緣左側壓力隨前屈角增大而增大。向健側旋轉方案優于向患側旋轉且前屈角不宜過大。王國林等［19］通過CT 三維重建L4～L5腰椎有限元模型，檢測坐位旋轉手法作用時椎體各個部位的應力變化（垂直載荷300 N，X 軸側彎6°Y 軸前屈6°L4棘突左偏前30°3NM 旋轉力矩L4椎體上緣右15 NM 旋轉力矩延時0.25 s），結果顯示，應力：在手法操作時應力最早發生于左側小關節下端（右側旋轉），后應力傳遞于左峽部和椎弓根部，后力平行傳遞于右側。椎間盤應力集中點于外側環前外側部和右外側部，左外側部相對較小。位移：位移自上位椎體上緣向下位椎體椎間盤遞減，位移最明顯且最早出現于上位椎體左側關節突，由此使左側椎間孔增大明顯，右側略微減小。胡華等［20］建立“腰椎-骨盆-股骨上端”三維有限元生物力學模型，將使用64層CT掃描志愿者12腰椎下兩側及股骨上端以上，建立模型，前屈（15°、20°）側屈（9°、15°、20°）右旋（15°）縱向（加載300 N牽引300 N），將以上相關數據導入所建模型中，運算手法作用下各部位的位移及其應力變化。進而得出：1）在同前屈15°下，側屈增加，同平面腰椎-骨盆-股骨上端骨質、椎間盤以及各韌帶的最大位移增加。位移最大值出現在前屈20°側曲12°；2）在同前屈15°下，側屈增加，同平面腰椎-骨盆-股骨上端骨質、椎間盤以及各韌帶應力增加。應力最大值出現在前屈15°側曲20°。胡華等［21］用同樣方法建模，探究在旋轉定位手法操作中，約束雙側股骨遠端部分對腰椎位移的影響作用，運算所得腰椎位移值大于以往文獻中數據，推測與約束及加載的范圍有關；但對于腰椎和椎間盤的應力和應變，其結果基本保持一致。

4.2 腰椎斜扳手法與有限元腰椎斜扳法是推拿的常用方法之一，符合力學中的杠桿原理，對脊柱源性疾病有較好的治療作用［22］。但其操作中含有操作者個人的主觀意識，手法確切的操作方法和適應證并未完全清楚，尚缺乏金標準。近些年內由于該手法的普遍使用，臨床醫生的操作經驗參差不齊，從而導致意外事故頻發。國內有學者［23］提出以自身經驗為主要依據的手法教學及臨床操作存在相當的主觀性和隨意性，這也許是斜扳手法發生意外事件的潛在風險之一。“咔噠”聲響預示著關節活動達到極位，同時也標志著旋轉手法整復操作成功，偏位椎體回到正常生理位置［24］。有學者［25］得出了在“咔噠”聲響出現時該手法作用在右側肩部的應力為（12.552±1.714）kg，作用在右側臀部的應力為（13.587±1.631）kg。進而利用有限元模擬“咔噠”聲響出現時的推扳力和力距下對椎管后部應力改變和椎間盤應力改變數值，為該手法的定量化提供了依據。徐海濤等［26］通過在患者腰椎安裝壓力傳感器來測量當斜扳手法所致咔噠聲響時，其力與力矩的大小隨時間曲線的變化。結果顯示手法操作有彈響時力主要集中于椎間盤后部結構，而椎間盤直接所受壓力很小。以上研究說明腰椎斜扳法對椎間盤相對安全。但對椎間盤后部組織薄弱的患者不適用。韓磊等［27］采用有限元光電定位方式測試斜扳手法在體運動軌跡及其作用力的大小。得出斜扳手法的力學特征即預加載力越大，扳動力就越大，最大作用力亦越大；運動特征即高速扳動的運動是腰椎小幅度扭轉的軌跡。因此要求在手法操作時以“醫患穩定接觸”“順勢發力”“隨發隨收”為原則。豆夢琳等［28］用有限元方法模擬L1～L5的自由度振動系統，研究比對脈沖激勵的傳統斜扳法和簡諧激勵的改良斜扳法兩種不同手法的力學特性，對基本方程進行解析，求解得出頻率≤1 的簡諧激勵改良斜扳法作用下的位移大于脈沖激勵傳統斜扳法下的位移且可控制損傷范圍。

4.3 拔伸、按壓類手法與有限元李延紅等［29］通過CT 斷層重建的方法模擬了一名體檢無腰椎退變志愿者，后將所得圖像數據通過ADINA 有限元模擬軟件進行建模，并分別模擬水平位、后伸、前屈3 種拔伸手法，從小到大逐漸模擬提升拔伸力的數值，加載到700N 時提取各個層次的云圖。后分析可得，拔伸手法在各個位置對椎間盤內壓減小都有效，前屈位最為明顯，水平位次之，后伸位最弱。該結論與臨床所得結論大致相同，該分析為離體實驗提供了有力數據。張曉剛等［30-31］通過成年無腰椎退變志愿者，建立有限元模型。探究水平位、后伸10°位、前屈30°位3種體位下模擬拔伸按壓手法對椎間盤組織受力位移情況，發現在前屈30°位下位移最明顯且對椎間盤壓力最小，該位置治療腰椎疾患安全和有效。隨后，張曉剛等［31］、楊學鋒等［32］建立了退變腰椎段（L1～L5）的有限元模型，模擬同等的手法作用力，在實驗過程中發現對于腰椎狹窄和骨質疏松較為嚴重的患者其椎管內供神經根移動的空間過小，用拔伸按壓手法操作時神經根受力的損傷明顯增高，不宜使用拔伸按壓類手法操作。該實驗研究為臨床拔伸按壓類手法操作的適應證和所施術的力度有一個明確的閾值，以示參考。

5 問題與展望

為了更好地評價脊柱生物力學，目前在方法學上有3 種，包括體外生物力學實驗、體內活體生物力學實驗及計算機模擬仿真實驗［33］。近年來，突飛猛進的有限元分析技術使計算機模擬生物力學實驗得到了快速發展。有限元應用于探究腰椎推拿手法在國內雖然起步較晚，早期主要基于L4～L5建模，不過近年發展迅速，立足長遠。為更好模擬手法作用力的特點，形成以L5～S1、腰-盆-髖等的新型建模方法。為臨床所常用腰椎推拿手法闡明了作用機制，肯定了手法操作治療腰椎疾病的有效性并為制定手法的準確操作規范提供了參考。綜合近年來國內外學者用有限元分析法探究腰椎手法看，國內建模和手法力的分解方面仍存在明顯不足。西方學者對腰椎有限元的建模將韌帶及關節囊等關節附屬組織引入模型中，從而更好模擬脊柱生物力學的特點［34-35］。且不單單局限于對正常腰椎體的建模，CharoskySL 和MORENO P 等［36］利用有限元建立了健康、高脫水和完全退變不同病理狀態下的L1～S1模型，目前國內仍以正常腰椎體建模較多，病理性腰椎建模較少，但臨床手法治療大多為病理性腰椎，故其材料的彈性模量和泊松比與文獻所提供的大有不同，因而運算所得手法操作力的參數與臨床有一定誤差。其次對手法操作力的分析過于單一，忽略了在實際操作過程中手法作用力的復雜性。近年有學者［37］提出將推拿手法作用時腰椎的三維運動通過笛卡爾坐標系和光電定位的方法定性、定量的測量，并顯示出來。使各種復雜的手法，轉變為計算機可以識別和模擬的應力、距離、角度等力學參數。今后應深入研究腰椎模型的仿真性、病理性腰椎模型材料、手法操作力的分解等方面。以更好地闡釋推拿手法的作用機制，為手法的臨床操作提供科學的指導依據。