頸椎椎間孔螺釘、側塊螺釘、椎弓根螺釘生物力學強度有限元分析

陳建清，葉春平，趙劉軍，黃維運，曹 揚

1.金華市人民醫院脊柱外科，金華 321000

2.寧波市第六醫院骨科，寧波 315040

頸椎后路內固定技術已廣泛運用于頸椎退行性疾病、創傷、腫瘤、感染及畸形等的治療。目前，在臨床上運用最多是椎弓根螺釘（PS）和側塊螺釘（LMS）內固定。PS 較長且通過骨質最硬的椎弓根，具有較強的把持力，能夠提供最佳的初始穩定性［1-2］；但因技術難度高，且可能發生椎動脈、神經根損傷，硬膜撕裂或食管穿孔等嚴重并發癥，限制了其臨床應用［3］。LMS 內固定技術較PS 難度相對低，并發癥發生率低，手術安全性高，但初始穩定性弱，對于需要堅固固定及嚴重骨質疏松的患者，LMS 不能提供充分的穩定性，可能導致內固定失效［4-5］。

2014 年，Aramomi 等［6］提出了新型頸椎后路內固定技術——椎間孔螺釘（PVFS）內固定，該技術選擇側塊中垂線內移1 mm 與相鄰上位椎體下關節突交點作為進釘點，釘道方向為上內傾20°～ 25°，矢狀面上與終板平行。Kim 等［7］在針對頸椎PVFS置釘的解剖學參數研究中發現，除C7外，C3～6橫突孔均位于椎體后緣之前，基于此解剖結構的特點，椎體后緣常作為PVFS 置釘的安全線。在臨床實際置釘過程中，術中通過拍攝頸椎側位X 線片來監測螺釘尖深度，避免螺釘尖越過椎體后緣，可最大限度地避免椎動脈損傷，保證手術安全性。另外，PVFS 能夠提供良好的生物力學穩定性，體外拔出力實驗［8］顯示其平均直接拔出力234 N，優于LMS的158 N。

為進一步研究PVFS 的生物力學特性及其與PS、LMS 的生物力學差異，本研究采用三維有限元方法建立PVFS、LMS 及PS 內固定模型，并分析比較3 種模型的活動度（ROM）及螺釘、螺釘-骨界面最大應力。

1 材料與方法

1.1 實驗對象

以1名22歲健康男性志愿者為研究對象，無頸椎病史，攝頸椎正側位、斜位及過伸過屈位X線片，排除頸椎病變。采用飛利浦 brillionce 64排螺旋CT系統（GE公司，美國）獲取數據，掃描參數：120 kV，125 mA，層厚0.625 mm，范圍C2～ T1；所采集數據以標準dicom 格式保存，共獲得260 張圖像。軟件：Windows 7 X 64 Professional Edition（MicroSoft 公司，美國）；Mimics 16.0（Materialise 公司，比利時）；Geomagic 12.0（3D Systems 公司，美國）；Pro/E5.0（PTC公司，美國）；ABAQUS 6.14（達索公司，法國）。

1.2 模型建立

完整下頸椎骨性模型（對照組）：將CT 掃描dicom 格式圖像導入Mimics 16.0 軟件，建立C3～7模型，保存為二進制stl 格式，導入Geomagic 12.0 軟件進行曲面構建并分離皮質骨和松質骨，擬合空間封閉的非均勻有理化樣條曲面（nurbs），均以iges 格式導出。在Pro/Engineer 5.0 軟件中完成各個椎體的實體化。參考CT 原始數據，構建椎間盤、髓核的三維模型。

在Pro/Engineer 5.0軟件中建立C5/C6節段PVFS、LMS 和PS 內固定重建模型：PVFS 組包括4 枚長12.0 mm、直徑4.5 mm 的螺釘及2 根連接桿；LMS組包括4 枚長14.0 mm、直徑3.5 mm 的螺釘及2 根連接桿；PS 組包括4 枚長24.0 mm、直徑3.5 mm 的螺釘及2 根連接桿。單元及材質賦予：皮質骨、松質骨、椎弓根采用高階四面體單元C3D4，關節突關節、終板、髓核采用高階四面體單元C3D8；纖維環及各韌帶（前縱、后縱、棘間、棘上、關節囊、黃、橫突間韌帶）采用 TRUSST3D2 單元模擬，并設置其屬性為只承受張力；內固定器（螺釘及連接桿）采用C3D4 單元。各組織參照文獻［9］賦予材質屬性（表1）。

表1 各部位單元類型和材質屬性Tab.1 Unit type and material property of each site

1.3 有限元建模及數據測量

對照組模型所有小關節處設置為接觸，摩擦系數為0；椎間盤、髓核、終板相互之間為綁定關系，并通過網格加密方式驗證模型的有效性。針對模型網格，采用4萬、8萬、16萬、32萬和64萬等級的網格加密分析椎骨應力，結果表明，達到64 萬個網格數量等級后，結果變化誤差在5%以內，兼顧計算效率，椎骨采用50～ 70 萬個網格等級。在模型驗證通過后，在對照組模型上模擬手術操作，在Pro/E 軟件中模擬C5，6椎板切除減壓，螺釘置入，建立PVFS組、LMS 組和PS 組三維模型（圖1）。導入ABAQUS后，除了前述設置外，螺釘與椎骨、螺釘與連接棒、螺釘與螺帽之間設置為綁定接觸。約束C7下終板所有自由度，在C3上終板加載頭顱載荷75 N，力矩為1 N/m，以模擬前屈后伸、左右側曲、左右旋轉6 種運動。然后進行計算，提取數據并計算各組C5/C6節段ROM、螺釘及螺釘-骨界面應力。

圖1 3組有限元模型Fig.1 Finite element model of 3 groups

2 結果

實驗建立了正常人下頸椎（C3～7）有限元模型，共獲得654 982 個單元，869 841 個節點，通過網格加密方法驗證了本模型的有效性。PVFS 組有限元模型獲得639 846 個單元，850 923 個節點；LMS 組有限元模型獲得2 648 732個單元，859 105個節點；PS 組有限元模型獲得650 953 個單元，861 843 個節點。與對照組相比，6 種工況下PVFS、LMS 及PS組C5/C6節段ROM 均降低：前屈（-66.9%，-56.2%，-72.8%），后伸（-53.3%，-49.4%，-63.9%），左側曲（-60.2%，-55.3%，-64.9%），右側曲（-61.7%，-57.3%，-65.8%），左旋（-38.8%，-35.4%，-49.1%），右旋（-41.7%，-37.9%，-51.4%）。3 組模型中，PS組ROM 最小，PVFS 組次之（圖2）。3 組螺釘應力均主要集中在根部，且在后伸時應力最大；3 組螺釘應力相比，PS 組最小，PVFS 組次之，LMS 組最大（圖3）。PS組螺釘-骨界面應力最小，PVFS組次之，LMS 組最大（圖4）。3 組螺釘、螺釘-骨界面應力云圖見圖5～10。

圖2 C5/C6 節段ROMFig.2 ROM of C5/C6 segment

圖3 各組螺釘所受最大應力Fig.3 Maximum stress on screws of each group

圖4 各組螺釘-骨界面所受最大應力Fig.4 Maximum stress on screw-bone interface of each group

圖5 PVFS 組螺釘應力Fig.5 Screw stress of PVFS group

圖6 PVFS 組螺釘-骨界面應力Fig.6 Screw-bone interface stress of PVFS group

圖7 LMS組螺釘應力Fig.7 Screw stress of LMS group

圖8 LMS組螺釘-骨界面應力Fig.8 Screw-bone interface stress of LMS group

圖9 PS組螺釘應力Fig.9 Screw stress of PS group

圖10 PS組螺釘-骨界面應力Fig.10 Screw-bone interface stress of PS group

3 討論

本研究運用三維有限元方法分析了頸椎PVFS、LMS 和PS 生物力學特性，結果表明，在手術節段ROM、螺釘應力及螺釘-骨界面應力方面，PS最小，PVFS 組次之，LMS 組最大。選用“粗短”螺釘的椎間孔內固定技術的術后穩定性優于LMS 內固定，螺釘松動及內固定失敗風險低于LMS 內固定，力學優越性僅次于PS內固定。

3.1 穩定性比較

頸椎內固定手術的穩定性至關重要，尤其是對老年骨質疏松患者。在本研究中，3 種螺釘內固定手術節段的ROM 較對照組分別下降了-53.7%、-48.6%和-61.3%，手術節段ROM 的下降提示3 種螺釘均能提供滿意的穩定性，且PVFS的固定強度強于LMS，稍弱于PS。既往研究中，在尸體上測量螺釘軸向拔出力是生物力學工程中標準化實驗方法，能在一定程度上反映螺釘的固定強度［10］。Maki 等［8］測 得PVFS 的拔出力為（234±144）N、LMS 為（158±81）N；陳希等［11］在老年骨質疏松標本測得PVFS 的拔出力為（327±18）N，LMS 為（305±11）N。上述研究都證實PVFS 的力學強度高于LMS，與本研究結果一致。

頸椎不同解剖位置的骨密度存在明顯差異，椎弓根平均骨密度比側塊和椎板高15%［12］。有研究［13-14］證實，螺釘固定軌跡局部的骨密度與螺釘拔出力有關。PVFS 內固定技術，類似短的PS 內固定，螺釘把持了部分椎弓根骨質，解釋了PVFS 較LMS具有更強把持力及更高穩定性的原因。Schreiber等［13］報道釘道軌跡CT 值可能與骨密度相關，局部更高的CT 值代表更高的局部骨密度，局部釘道骨密度越高，螺釘獲得的把持力更大。Tsuda 等［15］測量了PVFS、LMS和PS的釘道軌跡CT值，結果提示，PVFS 釘道軌跡的CT 值均高于LMS，在C5/C6節段甚至高于PS。

PVFS 釘道軌跡無論是骨密度還是CT 值均高于LMS，再次說明其具有更強的穩定性。Tsuda 等［15］還在PVFS 釘道橫斷面發現高密度區域，而LMS、PS 釘道未發現。高密度區域的出現可能與頸椎退行性骨質增生有關，而頸椎退行性骨質增生最先發生在關節突關節。PVFS 內固定技術進釘點靠近關節突關節，導致PVFS 能夠把持相對堅硬的骨質，從而獲得更強的力學穩定性。從進釘點位置、釘道軌跡來看，PVFS 充分把持了堅硬骨質，其力學穩定性可能與PS 相當，這還需要進一步生物力學實驗和臨床研究證實。

3.2 螺釘應力比較

螺釘的高應力可能會削弱內固定系統的抗疲勞性和長期穩定性，增加不融合的風險。本研究結果顯示，PVFS 和PS 在側曲和旋轉時所受應力相近，均小于LMS；在前屈后伸時，PS 組最小，PVFS 組次之，LMS 組最大。長期高應力容易致使螺釘疲勞性斷裂，導致內固定失敗。Shimizu 等［16］報道，在PVFS 的臨床應用中發生3 枚螺釘松動斷裂，均發生在固定節段的兩端，中間節段沒有出現松動、斷裂，故中間節段固定時建議使用PVFS固定。

3.3 骨-螺釘界面應力比較

骨-螺釘界面松動是頸椎內固定失敗的常見原因，臨床上LMS 松動發生率更高［17］。從本研究應力云圖（圖5～ 10）上可觀察到3 種螺釘骨-螺釘界面最大應力主要集中在螺釘頭部的骨質。長期高應力作用導致骨質被破壞，螺釘松動應先發生在頭部。Weiser等［18］對疲勞測試后的椎體進行CT檢查發現，螺釘頭部周圍出現骨質缺損，說明螺釘松動是螺釘周圍骨質逐步破壞的過程。

本研究結果顯示，PS 螺釘-骨界面平均應力最小，PVFS 次之，LMS 最大，螺釘松動的概率也依次增大。但螺釘松動還與螺釘的直徑和長度相關［19］，螺釘直徑對拔出力強度和維持螺釘周圍骨質的存續具有積極的作用，使用粗螺釘可把持更多的骨質，若要破壞骨質需承受更大應力；在螺釘頭部骨質破壞后松動開始，增加螺釘置入深度能夠避免螺釘脫出。本研究中PVFS組采用直徑為4.5 mm的粗螺釘，PS 組螺釘（24.0 mm）較PVFS 和LMS 長，對維持術后穩定性有重要作用。

3.4 研究局限性

本研究僅對單節段內固定進行了比較，多節段內固定實驗可能會出現不同的結果。Shimizu等［16］的PVFS 臨床研究發現，固定節段兩端采用PVFS 更容易發生斷裂、松動，多節段PVFS 內固定是否會出現固定節段兩端螺釘-骨界面應力比中間節段更大，這還需進一步的研究。

對于骨質疏松或需要堅強內固定的頸椎病患者，往往需要后路內固定來增強頸椎穩定性。本研究的有限元模型是基于具有良好骨質的年輕志愿者建立的，模型的骨皮質、骨松質的彈性模量和泊松比設置也是參考既往常規模型設置。有研究［20-21］通過降低骨皮質、骨松質的彈性模量，結合老年患者CT 數據來建立“骨質疏松”的頸椎有限元模型。楊九杰等［21］通過上述方法建立“骨質疏松”頸椎內固定重建模型，與正常骨質內固定重建模型相比，固定節段ROM 明顯增加，需要通過增加鋼板厚度來獲得相同的穩定性，但其并未對螺釘和螺釘-骨界面應力進行分析比較。因此，PVFS 在骨質疏松椎體中的力學性能還需進一步建立更加逼真的“骨質疏松”模型來加以分析。

綜上，與傳統頸椎后路內固定方式相比，PVFS能夠提供良好穩定性，可以作為后路內固定方式的一種補充。