动态稳定器植入术后颈椎生物力学的有限元分析

王晨曦1 赵改平l 柏磊磊 陈楠心 宋燕美1 陈二云？赵庆华3

1（上海理工大学医疗器械与食品学院，上海200093）

2（上海理工大学能源与动力学院，上海市动力工程多相流动与传热重点实验室，上海200093）

3（上海市第一人民医院，上海200080）

摘要：本文研究动态稳定器(DCI)植入术对下颈椎邻近节段的关节活动度（ROM)、椎间盘与椎体的生物力学特性及力传导模式的影响。首先采用DCI植入和椎间植骨融合两种术式建立颈椎C节段退变治疗的有限元模型，分析两种术式下C3~段颈椎在前屈、后伸、侧弯和旋转时的ROM及椎间盘和椎体的应力分布情况。结果表明DCI植入后手术节段ROM保留效果明显(减小幅度<25%)，对邻近节段运动学特性影响较小。植骨融合后手术节段的ROM丧失86%~91%，邻近节段的ROM和椎间盘、椎体应力均显著增加，C；椎体应力增加达171.21%。因此DCI植入对颈椎ROM和应力影响较小，本文结果可为DCI植入与植骨融合的临床手术提供理论依据。

关键词：动态稳定器；植骨融合术；下颈椎；有限元分析：生物力学

中图分类号 R318.01  文献标志码 A   DOI 10.7507/1001-5515. 20160107

引言

颈椎病治疗的经典术式是颈椎前路减压植骨融合术(anterior cervical discectomy and fusion,ACDF)，它被认为是治疗退行性颈椎病的黄金标准-2，广泛应用于颈椎病患者的临床手术治疗。但是研究表明融合会导致颈椎活动度（range of mo-tion，ROM)的降低以及邻近节段的生物力学改变，从而加速相邻节段的退行性病变（5。非融合术由于能够保持手术节段的活动能力，避免相邻节段ROM的代偿性增加“，成为学者们重点关注和研究的领域。

       颈椎动态稳定器（dynamic cervical implant,DCI)是一种U型钛合金颈椎植入稳定装置，可在非融合的情况下提供颈椎的动态稳定性。国内外学者[-10]通过临床随访、尸体标本实验和有限元分析等方法来评价DCI植入对颈椎节段活动及邻近节段的生物力学影响，研究结果表明DCI植入可以维持脊柱的运动学特性，并且对邻近节段的ROM无明显影响。DCI作为一种新型的颈椎植入非融合稳定装置，具有即刻稳定性、避免异位骨化、抗疲劳特性及震荡吸收功能等特性，其与ACDF的比较成为国内外学者的研究热点。由于DCI出现的时间比较短，并且颈椎段的术式比较复杂，面临的风险较大，所以DCI植入术后对邻近节段椎间盘及椎体的生物力学影响以及力传导模式的研究相对较少，本文的研究可以分析DCI植入后颈椎的力学特性，分析DCI的受力特点，以及预测DCI的断裂倾向，从而为DCI的优化提供参考。

有限元方法是一种求解工程中边值问题近似解的计算方法，已广泛应用于工程技术的各领域[-1]。有限元方法早在1973年就被用于研究脊柱的生物力学问题，经过40多年的发展，它在预测颈椎的活动范围和运动角度等方面与尸体标本实验结果呈现较好的一致性，并具有可分析内部力的传导模式和植入器械力学特性的优势。本文采用DCI植入和椎间植骨融合两种术式建立颈椎C3.a节段退变治疗的有限元模型，分析相邻运动节段的关节ROM变化以及椎间盘和锥体应力变化，为临床改进和优化DCI植入手术提供理论依据。

1材料与方法

1.1颈椎有限元模型的建立

      收集一名既往无脊椎病史的男性志愿者颈椎节段CT扫描图像，受试者知情并同意将该CT图像用于本文研究。将图像导入医学图像处理软件Mimics，运用图像分割、填充、区域增长等功能，提取出C3~：节段颈椎的儿何轮廓并导入到逆向工程软件Geomagic中，对模型复杂曲面拟合处理，填充椎间隙生成椎间盘，将其分割成纤维环基质、髓核和软骨终板。将几何模型导入到Hypermesh软件中对其进行网格划分与材料赋值，将脊椎骨性结构分为皮质骨、松质骨和后方骨性单元，并创建胶原纤维和韧带，胶原纤维交叉附着在纤维环基质上，使用杆单元构建椎间韧带：前纵韧带(anterior longitudinal liga-ment,ALL）、后纵韧带（posterior longitudinal liga-ment,PLL）、棘间韧带（intersinous ligament,ISL)、黄韧带(ligamentum flavum,LF)和囊韧带(capsular ligament，CL)。关节突之间引入接触关系，摩擦系数设置为0.01。建立的颈椎C3~，节段无损有限元模型如图1(a)所示。

      基于临床研究[13]下颈椎最大伸屈活动均发生在C1；颈椎、C3.。颈椎间隙，该节段退行性病变发生率较高，因此选择C、节段为手术节段，模拟DCI植入和植骨融合两种术式。基于无损模型，切除Cs.椎间盘、软骨终板及前纵韧带，分别建立如下两种模型：①植入DCI，其尺寸（长高宽）为12mm×14mm×5mm，DCI与椎体之间设置为绑定接触。②将融合节段的椎间盘替换为松质骨材料[6]，并在前路植入钢板来模拟植骨融合。DCI植入和植骨融合的颈椎有限元模型如图1（b）（c）所示，DCI和钢板均由钛合金（Ti6A14V）构成。颈椎各部分和DCI的材料属性见表1。

        表l颈椎C3~7有限元模型单元类型及材料属性（1+-8

1.2 边界条件与载荷

固定C7，椎体下表面所有节点，限制其六个方向的自由度。耦合C3椎体上表面所有节点于中性点，用MPC184刚性梁单元连接。在Ca椎体上表面施加50N的预载荷，模拟头颅的重量。同时根据右手螺旋定则，在该中性点上施加1.0Nm纯扭矩，模拟颈椎在前屈、后伸、左右侧弯和左右旋转六个方向的运动，使用ANSYS软件进行计算，探讨下颈椎的ROM和应力变化。

2结果

2.1C3~段颈椎无损有限元模型验证计算无损有限元模型C1~，在各工况下的ROM，将得到的数据与Panjabi等19的体外生物力学实验数据和Zhang等[20在相同条件下的有限元模型数据进行对比分析，结果如表2所示，

各节段椎体的活动范围和变化趋势与前人研究结果基本一致。颈椎C3-模型中后伸工况下的关节ROM小于前屈工况，在相邻小关节面相互接触前，ROM的差异主要是韧带的牵拉作用引起的，当关节面相互接触时，相邻关节面的抵触作用是导致ROM差异的主要原因。

2.2  DCI植入和植骨融合模型的ROM测量DCI植入和植骨融合模型中各节段椎体的ROM，与无损模型对比来衡量DCI植入和植骨融合对颈椎ROM的影响。颈椎Ca，各节段在前屈、后伸、侧弯和轴向旋转工况下的ROM如图2所示。

两种术式中手术节段C3、；在各工况下与正常模型的ROM对比表明，DCI植入后该节段的ROM减小幅度<25%，仍可维持手术节段的正常活动；植骨融合后该节段的ROM<0.5°，ROM丧失86%~91%，推测植骨融合过于坚强导致手术节段的ROM丧失。DCI植入模型中，C1节段和C；节段的ROM没有增大，C节段除侧弯时ROM减小18.99%外，前屈、后伸和轴向旋转时ROM减小幅度均小于9%，C节段在各工况下ROM最大减小6.84%；C3节段ROM在前屈、后伸、侧弯和轴向旋转时分别增大了3.46%、7.45%、7.85%和6.71%。本组结果中颈椎各节段ROM的变化趋势与Mo等10的研究结果基本一致。而植骨融合后，C3.1、C1.3和C1、节段ROM显著增大，最大增幅达32.21%，由于它的运动学与动力学累积效应，增加了邻近节段退变发生和加重的可能性[2]。由于上颈椎ROM大于下颈椎ROM，因此融合节段上方相邻节段ROM增大较多，发生退变的概率较大。两种手术模型邻近节段在各工况下的ROM对比表明，DCI植入后邻近节段的ROM变化幅度较植骨融合小，与正常模型的ROM比较接近。

  2.3椎间盘内应力

    将DCI植入模型和植骨融合模型中颈椎相邻节段的椎间盘所受应力与无损模型进行对比，结果如图3所示。

DCI植入后，除轴向旋转工况下C13椎间盘和C6；椎间盘所受应力分别比无损模型增大8.37%和1.25%外，其他工况下椎间盘所受应力均略小于无损模型，说明DCI植入对邻近节段椎间盘应力影响较小。植骨融合模型中邻近节段的椎间盘应力显著增大，前屈时C3，，椎间盘、C1椎间盘和C6椎间盘应力最大增加分别为6.87%、2815%和26.70%，C1椎间盘和C4.椎间盘应力增加比Ca.椎间盘大，且上位节段椎间盘应力增加比下位椎间盘大。说明DCI植入对邻近节段椎间盘的影响较小，而植骨融合对邻近节段椎间盘应力影响较大，应力的不正常增大可能导致邻近节段椎间盘的退行性病变。椎间盘（纤维环和髓核）在椎体之间起到缓冲垫的作用，在承受身体重力的同时保证颈椎具有一定的活动范围，在承受过大载荷或长期受单向力的情况下容易发生滑脱、纤维环破裂等疾病。

2.4  椎体内应力

      DCI植入和植骨融合两种术式下椎体内应力变化如图4所示，C；和C。椎体所受应力有所增大。DCI植入后增大幅度〈15%；植骨融合后增大幅度为39.03%~171.21%，C。椎体前屈时应力增加达171.21%，但是C；椎体在侧弯时应力减小929%。推断活动节段功能的维持可以改善应力的传导，减少邻近椎体内的应力。总体而言，植骨融合后相邻节段椎体的应力显著增加；DCI植入后虽然相邻节段的应力同样增加但幅度较小，因此DCI在一定范围内缓解了相邻节段的应力，可减少颈椎相邻节段的负荷。

2.5  植入器械应力

      植入器械会导致颈椎上力的传导方式改变，因此对植入器械上应力分布情况的研究可以深入了解不同固定器械在颈椎重建内固定中所起的作用，并预测器械的断裂倾向。前屈作为人体脊柱最常见、运动范围最大的动作，植入器械在颈椎前屈时将产生较大应力。植入器械DCI和钢板在前屈工况下的应力分布如图5所示。

DCI在各工况下应力分布均集中于“U型”底部，在“U型”底部两侧边缘处应力最大，“U型”底部应力由两侧向中间逐渐减小，DCI整体应力由“U型”底部向两侧前缘倒刺处逐渐减小，前屈时应力最大达到193.24MPa。植骨融合状态下，钢板侧弯时应力最大为49.53MPa，植骨融合后力的传导可以通过钢板和植入骨共同进行，由于钢板的中间部位与椎体没有接触，钢板起到支撑作用，故钢板最大应力主要集中于钢板中部，从中部区域向钢板上下两侧逐渐减小，螺钉应力由头部至尾部逐渐增大；因此钢板中部及螺钉根部力学强度的大小是决定其力学疲劳性能的关键。

3 讨论与结论

       本文探讨颈椎中C3节段进行DCI植入术式和ACDF术式对邻近节段ROM与椎间盘、椎体应力的影响。DCI植入术式能使颈椎恢复接近正常的生理运动，并且很大程度上缓解器械植入导致的手术节段运动缺失以及邻近节段运动增加。植骨融合术式则导致手术节段ROM的丧失和邻近节段ROM的显著增大。DCI在各工况下均出现应力集中现象，应力均集中于“U型”底部，这是其设计特征决定的，DCI的植入导致脊柱上力的传导在C；椎体处只能通过DCI的底部向C。椎体传导，此处是易发生断裂部位，在解剖学允许的情况下适当增加其厚度可增加DCI的抗弯曲强度，减少断裂发生的可能。植骨融合后力的传导可以通过钢板和植入骨共同进行，所以钢板所受应力小于DCI，由于钢板的中间部位与椎体没有接触，钢板起到支撑作用，故钢板的应力主要集中于钢板中部及螺钉根部；钢板中部及螺钉根部力学强度的大小是决定其力学疲劳性能的关键，钢板中部及骨螺钉的结合处比较薄弱，易发生内固定失败，适当加大螺钉根部直径可增加抗弯曲强度，减少螺钉断裂的发生。在旋转、前屈和后伸工况下螺钉均受到前后方向的剪切力，这可能与临床上螺钉松动、退出或断裂有关。本文中钢板的应力分布与Mo等[1]的结果不同，Mo等[1]的结果中钢板应力集中于螺钉根部，钢板部位应力相对较小，猜测应力分布的差别是由于钢板结构不同导致的，本文中的蝶形钢板结构分担了一部分螺钉上的应力，减少了螺钉断裂的风险。

      植骨融合会导致邻近节段椎体ROM增加，而上下椎体ROM的异常增加导致瞬时旋转中心改变，椎间盘和椎体所受应力均增加，易导致椎体的应力集中点发生骨质增生，椎间盘发生退行性病变。DCI可以很好地保留节段的活动，并且对邻近节段的影响较小，可减少颈椎邻近节段的负荷，从而延缓由应力不当集中而导致的邻近节段退变。本文结果表明DCI植入术式相比ACDF具有较明显的优势，在保证颈椎ROM的同时对邻近椎间盘和椎体的应力影响较小。本文中DCI的前缘倒齿及DCI上下平面与相邻椎体的接触面贴合严密，而在临床实际操作过程中，DCI作为刚性材料，材料顺应性差，无法与上下椎体达到全面契合，特别是假体后缘无法完全和椎体后缘紧密贴合，出现前柱稳定中柱不稳，容易导致“前缘吸收后缘增生”现象，前缘倒齿与椎体上下平面的摩擦将对骨质产生磨损，这种磨损对长期疗效是否有影响还需要进一步的研究和临床观察。因此，临床操作时应尽可能地使DCI与椎体贴合严密，并对患者进行长期的随访观察。今后在DCI模型的建立中，可通过考虑肌肉的牵张作用、令韧带等材料的赋值更贴近人体实际以及为DC1模型施加动态载荷等措施来完善有限元模型，以便对DCI的生物力学特性作更加深入的分析。

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