比較腰椎堅強固定與彈性固定的三維有限元模型在不同生理載荷條件下的力學特點。我們以健康男性志愿者為樣本建立模型, 觀察它們在垂直、屈曲和后伸扭矩下的應力分布特點。結果顯示:在不同的載荷下, 堅強固定連接棒的受力是彈性固定的4~6倍, 彈性固定應力峰值及受力面積較堅強固定大。表明彈性固定在促進椎間融合方面比堅強固定更有生物力學的優越性。
引用本文： 韋江波, 宋躍明, 劉立岷, 周春光, 楊曦. 腰椎椎間融合堅強固定與彈性固定生物力學效果的三維有限元分析. 生物醫學工程學雜志, 2015, 32(2): 316-320. doi: 10.7507/1001-5515.20150058 復制
引言
大多數腰椎疾病術后脊柱穩定性的重建都需要行脊柱融合。在臨床上，脊柱內固定的使用、脊柱融合技術的發展以及各種植骨材料的應用, 大大提高了脊柱的融合率。有文獻報道[1]脊柱內固定術后存在很多如鄰近節段退變、螺釘斷裂、假關節形成等并發癥，很多脊柱外科醫生[2]認為這些并發癥與腰椎融合術后脊柱功能單位生物力學的變化有關, 再完美的脊柱融合術也存在螺釘斷裂、假關節形成等問題[3]，因此為保留運動節段和防止鄰近節段退變，提出了非融合的概念，即脊柱穩定性的重建不需要進行手術節段的融合，保留了脊柱的正常運動和節段間生理性負荷的傳遞[4]。但是，非融合技術不能解決所有的腰椎問題，脊柱融合術仍不可或缺。本研究采用有限元軟件及影像學技術，通過建立腰椎堅強固定和彈性固定的三維有限元模型，在各種生理性載荷條件下，探索彈性固定的應力特點，為彈性固定在臨床應用的可行性提供生物力學依據。
1 資料與方法
1.1 研究對象
28歲健康男性志愿者，無骨科及全身性疾病。
1.2 內固定材料
1.2.1 材料類型(見圖 1 )
圖1
主要材料
(a)堅強固定材料：Legacy系統(包括椎弓根螺釘及固定棒); (b)彈性固定材料：ISOBAR TTL Semi-rigid系統(包括椎弓根螺釘及固定棒); (c)Capstone椎間融合器(PEEK質材)
Figure1. Main materials(a) rigid fixing material: Legacy systems (including pedicle screws and rods); (b) elastic fixing material: ISOBAR TTL Semi-rigid system (including pedicle screws and rods); (c) Capstone intervertebral fusion (PEEK)
1.2.2 彈性固定材料的特點(見圖 2 )
圖2
彈力棒鉸鏈區的內部結構特點
彈力棒包含一個受控微動關節，具有±2°的伸曲活動度和±0.2 mm的縱向位移，作為“新鉸鏈”起到了震蕩吸收器的作用
Figure2. Internal structural characteristics of elastic rodelastic rod contain a controlled micro joint, which plays the role of shock absorber as the "new hinge" with±2°bending and±0.2 mm longitudinal displacement activity
1.3 建模
將螺旋CT掃描志愿者腰椎以及3D HL S400激光掃描內固定材料取得的DICOM圖像數據導入Mimics 10.0軟件，選取L4-L5范圍的圖像進行分割、填充、網格化和優化，建立腰椎L4-L5運動節段的醫學仿真模型并進行驗證。在Mimics軟件中將激光掃描內固定材料的數據分別植入椎體和椎間隙，建立堅強固定和彈性固定的L4-L5運動節段的實體模型。最后導入Abaqus軟件建立四面體實體網格。如圖 3所示。
圖3
腰椎的三維有限元模型
Figure3.
A three-dimensional finite element model of lumbar
包括椎弓根螺釘及連接棒(包括彈性棒)在內的所有材料數據均采用目前大多數文獻所公認的數
據[5-6]。椎間融合器和椎體上下軟骨終板之間的關系及L4和L5之間小關節的關節面建成共節點的界面都設定為綁定。椎弓根螺釘與椎體骨質釘道的交界面定義為接觸，有摩擦無滑動，椎弓根螺釘與連接桿之間視為一個整體。另外，設定彈性棒的受控關節為無摩擦滑動關系，且限定條件為矢狀位活動范圍±2°和軸向移位范圍±0.2 mm。設定L5椎體的下終板在加載各種載荷時固定不動。
1.4 加載[7 ]
分別施加三種類型的載荷。垂直載荷：沿中心軸線在L4椎體上方施加500 N垂直向下的載荷；前屈載荷：在垂直載荷的基礎上，在其前緣施加10 Nm的載荷；后伸載荷：在垂直載荷的基礎上，在其后緣施加10 Nm的載荷。
2 結果
2.1 垂直載荷下的應力分布(如圖 4 所示)
圖4
垂直載荷下內固定支架及椎間植骨區的von Mises應力云圖
Figure4.
Nephogram of von Mises stress including fixed bracket and intervertebral bone graft under vertical load
2.1.1 內固定支架
堅強固定組應力集中于左側連接棒下部的后面及與螺帽交接處，以及右側椎弓根螺釘中部的下面，其中左側連接棒下端與螺帽交接處的應力最高，左側連接棒的應力由上端向下端椎弓根螺帽連接部逐漸增大。彈性固定組應力集中于椎弓根螺釘及彈性棒，其中椎弓根螺釘中部的應力最高，連接棒受力相對較小；椎弓根螺釘的應力由遠端向近端逐漸增大，螺釘的頭端基本上沒有受力，螺釘體部受力相對均勻；下位椎弓根螺釘應力峰值大于上位椎弓根螺釘應力峰值，下位左側椎弓根螺釘的應力最高。在相同載荷下，堅強固定連接棒的受力為彈性固定的4~5倍。
2.1.2 椎間植骨區
兩組模型在不同的載荷下，應力均集中在融合器植骨區、融合器及其周圍。堅強固定組最高應力在融合器左前下方，彈性固定組在融合器右后下方。彈性固定組的最高應力及分布范圍均較堅強固定組大，提示有更多的載荷通過椎間傳遞。
2.2 屈曲載荷下的應力分布(如圖 5 所示)
圖5
屈曲載荷下內固定支架及椎間植骨區的von Mises應力云圖
Figure5.
Nephogram of von Mises stress including fixed bracket and intervertebral bone graft under the buckling load
2.2.1 內固定支架
兩組模型應力集中部位均在椎弓根螺釘、連接棒及釘帽連接處，并且各部分結構的應力峰值均比垂直載荷時增加得更為明顯，其中下位左側椎弓根螺釘的應力最高。堅強固定組連接棒的應力約為彈性固定組的6倍。
2.2.2 椎間植骨區
堅強固定組最高應力在融合器右前上方，彈性固定組最高應力位置與垂直載荷時相同。與垂直載荷比較，堅強固定組應力峰值增加10.3%，彈性固定組增加7.5%，且兩組模型受力
面積均增大。彈性固定組應力峰值及受力面積均大于堅強固定組。
2.3 后伸載荷下的應力分布(如圖 6 所示)
圖6
后伸載荷下內固定支架及椎間植骨區的von Mises應力云圖
Figure6.
Nephogram of von Mises stress including fixed bracket and intervertebral bone graft under the stretch load
2.3.1 內固定支架
堅強固定組應力集中在椎弓根螺釘、椎弓根螺釘的骨質釘道、連接棒和釘帽連接處，各部分結構的應力峰值均比垂直載荷時有所增大。其中連接棒與釘帽交接處的應力最高，椎弓根螺釘其次，椎弓根螺釘中部均勻受力，椎弓根螺釘尖端及根部應力較小，上位椎弓根螺釘應力峰值與下位椎弓根螺釘的相似。連接桿的應力從上位椎弓根螺釘連接處到下位椎弓根螺釘連接處逐漸增大。彈性固定組則是下位椎弓根螺釘的中部上面及下面受力最大，其次是上位椎弓根螺釘中后部受力，受力最小的是連接棒。在相同載荷下，堅強固定連接棒的受力約是彈性固定的6倍。
2.3.2 椎間植骨區
堅強固定組最高應力在融合器左前下方，彈性固定組受力位置與垂直載荷時相同。與垂直載荷比較，堅強固定組應力峰值減少1.3%，彈性固定組減少5.4%，兩組受力面積減少不明顯。彈性固定組應力峰值及受力面積仍大于堅強固定組。
3 討論
脊柱融合術經歷了百余年的發展，目前己經成為治療腰椎滑脫、腰椎管狹窄及其他各種腰椎退行性疾病的經典手術方式[8]。隨著椎弓根螺釘的應用、椎體間融合技術的發展以及各種植骨材料的研究，極大地提高了脊柱的融合率。但是，仍然有不少螺釘斷裂及松動的報道。人們逐漸意識到堅強固定的理念存在不合理的地方。彈性固定的思想出現于20世紀末，有歐洲學者提出并進行了一些人類尸體標本研究[8-12]。由于有限元分析具有替代性、可控性及可重復性的特點，在腰椎生物力學研究方面較動物及尸體實驗更有優勢。因此，越來越多的研究開始采用有限元分析。
近年來，國外很多學者做過相關研究。例如，Rohlmann等通過堅強固定有限元模型發現，植入內固定后手術節段椎間隙受力減小，產生應力遮擋效應，椎弓根螺釘支架承擔了絕大部分的應力[13-15]。但是，這些試驗都是在假設椎間盤存在的情況下進行的，不能真實反映臨床的客觀事實。本研究與以往試驗不同的是，用椎間融合器及植骨塊代替椎間盤，并且所采用的彈性棒包含一個受控微動關節，具有±2°的伸曲活動度和±0.2 mm的縱向位移[16]。本研究兩組模型在不同的載荷下，應力均集中在融合器植骨區、融合器及其周圍，但是彈性固定組的最高應力及分布范圍均較堅強固定組大，提示有更多的載荷通過椎間傳遞。由于椎間融合器形狀不規則，其表面有很多齒狀突起，根據受力云圖可見受力情況不均勻，因此不能準確測算出椎間隙總的受力情況。然而，在不同載荷條件下，堅強固定連接棒的受力為彈性固定的4~5倍，從而可以間接地說明在生理負荷條件下，有更多的載荷通過椎間隙傳導。
我們還發現，對堅強固定模型施加垂直與后伸載荷時，均為融合器左前下方的應力最高，而在施加屈曲載荷時，椎間融合器及植骨的應力中心向右前上方明顯移位，并且椎間融合器右前上方的壓應力明顯高于后部。椎間融合器及植骨塊在三種載荷條件下，受到的壓應力相對較大且變化明顯，最關鍵的是椎間融合器及植骨塊受到應力的部位發生改變，產生剪切力，不利于骨痂生長。這可能也是影響堅強固定椎間融合的一個主要原因。而在彈性固定模型，其應力集中部位均為后方的右側，我們分析這可能與右側植入椎間融合器及植骨塊有關。與垂直載荷相比，椎間融合器及植骨塊在垂直-前屈扭矩時最高應力峰值增大7.5%，后伸載荷時應力峰值減小5.4%。雖然受到的壓應力較小且變化不大，但是這個應力持續作用于椎間融合器及植骨塊的后部，有利于反復刺激骨痂生長。
除此之外，椎間融合器放置的位置對椎弓根螺釘及椎間融合器自身受力的部位有一定的影響，但是對整個研究沒有實質性的影響。在這個模型中，我們模仿實際臨床情況，從脊柱右側約呈45°的方向植入彈性模量低于皮質骨的PEEK材料制成的椎間融合器。在三種載荷條件下對椎弓根螺釘受力情況進行分析，盡管存在左右側的差別，但是沒有改變下位椎弓根螺釘根部受力的實質。在椎間融合器及植骨塊的受力分析時，同樣存在左右側的差別，但是其受力的部位沒有改變，依舊是椎間融合器的前部。
本研究通過將腰椎彈性固定與堅強固定進行對比性的有限元分析，進一步了解堅強固定術后腰椎生物力學的變化，有利于闡明某些并發癥的發病機制。同時，也提示彈性固定較堅強固定有一定的優勢，為其臨床應用提供有力的生物力學依據。
引言
大多數腰椎疾病術后脊柱穩定性的重建都需要行脊柱融合。在臨床上，脊柱內固定的使用、脊柱融合技術的發展以及各種植骨材料的應用, 大大提高了脊柱的融合率。有文獻報道[1]脊柱內固定術后存在很多如鄰近節段退變、螺釘斷裂、假關節形成等并發癥，很多脊柱外科醫生[2]認為這些并發癥與腰椎融合術后脊柱功能單位生物力學的變化有關, 再完美的脊柱融合術也存在螺釘斷裂、假關節形成等問題[3]，因此為保留運動節段和防止鄰近節段退變，提出了非融合的概念，即脊柱穩定性的重建不需要進行手術節段的融合，保留了脊柱的正常運動和節段間生理性負荷的傳遞[4]。但是，非融合技術不能解決所有的腰椎問題，脊柱融合術仍不可或缺。本研究采用有限元軟件及影像學技術，通過建立腰椎堅強固定和彈性固定的三維有限元模型，在各種生理性載荷條件下，探索彈性固定的應力特點，為彈性固定在臨床應用的可行性提供生物力學依據。
1 資料與方法
1.1 研究對象
28歲健康男性志愿者，無骨科及全身性疾病。
1.2 內固定材料
1.2.1 材料類型(見圖 1 )
圖1
主要材料
(a)堅強固定材料：Legacy系統(包括椎弓根螺釘及固定棒); (b)彈性固定材料：ISOBAR TTL Semi-rigid系統(包括椎弓根螺釘及固定棒); (c)Capstone椎間融合器(PEEK質材)
Figure1. Main materials(a) rigid fixing material: Legacy systems (including pedicle screws and rods); (b) elastic fixing material: ISOBAR TTL Semi-rigid system (including pedicle screws and rods); (c) Capstone intervertebral fusion (PEEK)
1.2.2 彈性固定材料的特點(見圖 2 )
圖2
彈力棒鉸鏈區的內部結構特點
彈力棒包含一個受控微動關節，具有±2°的伸曲活動度和±0.2 mm的縱向位移，作為“新鉸鏈”起到了震蕩吸收器的作用
Figure2. Internal structural characteristics of elastic rodelastic rod contain a controlled micro joint, which plays the role of shock absorber as the "new hinge" with±2°bending and±0.2 mm longitudinal displacement activity
1.3 建模
將螺旋CT掃描志愿者腰椎以及3D HL S400激光掃描內固定材料取得的DICOM圖像數據導入Mimics 10.0軟件，選取L4-L5范圍的圖像進行分割、填充、網格化和優化，建立腰椎L4-L5運動節段的醫學仿真模型并進行驗證。在Mimics軟件中將激光掃描內固定材料的數據分別植入椎體和椎間隙，建立堅強固定和彈性固定的L4-L5運動節段的實體模型。最后導入Abaqus軟件建立四面體實體網格。如圖 3所示。
圖3
腰椎的三維有限元模型
Figure3.
A three-dimensional finite element model of lumbar
包括椎弓根螺釘及連接棒(包括彈性棒)在內的所有材料數據均采用目前大多數文獻所公認的數
據[5-6]。椎間融合器和椎體上下軟骨終板之間的關系及L4和L5之間小關節的關節面建成共節點的界面都設定為綁定。椎弓根螺釘與椎體骨質釘道的交界面定義為接觸，有摩擦無滑動，椎弓根螺釘與連接桿之間視為一個整體。另外，設定彈性棒的受控關節為無摩擦滑動關系，且限定條件為矢狀位活動范圍±2°和軸向移位范圍±0.2 mm。設定L5椎體的下終板在加載各種載荷時固定不動。
1.4 加載[7 ]
分別施加三種類型的載荷。垂直載荷：沿中心軸線在L4椎體上方施加500 N垂直向下的載荷；前屈載荷：在垂直載荷的基礎上，在其前緣施加10 Nm的載荷；后伸載荷：在垂直載荷的基礎上，在其后緣施加10 Nm的載荷。
2 結果
2.1 垂直載荷下的應力分布(如圖 4 所示)
圖4
垂直載荷下內固定支架及椎間植骨區的von Mises應力云圖
Figure4.
Nephogram of von Mises stress including fixed bracket and intervertebral bone graft under vertical load
2.1.1 內固定支架
堅強固定組應力集中于左側連接棒下部的后面及與螺帽交接處，以及右側椎弓根螺釘中部的下面，其中左側連接棒下端與螺帽交接處的應力最高，左側連接棒的應力由上端向下端椎弓根螺帽連接部逐漸增大。彈性固定組應力集中于椎弓根螺釘及彈性棒，其中椎弓根螺釘中部的應力最高，連接棒受力相對較小；椎弓根螺釘的應力由遠端向近端逐漸增大，螺釘的頭端基本上沒有受力，螺釘體部受力相對均勻；下位椎弓根螺釘應力峰值大于上位椎弓根螺釘應力峰值，下位左側椎弓根螺釘的應力最高。在相同載荷下，堅強固定連接棒的受力為彈性固定的4~5倍。
2.1.2 椎間植骨區
兩組模型在不同的載荷下，應力均集中在融合器植骨區、融合器及其周圍。堅強固定組最高應力在融合器左前下方，彈性固定組在融合器右后下方。彈性固定組的最高應力及分布范圍均較堅強固定組大，提示有更多的載荷通過椎間傳遞。
2.2 屈曲載荷下的應力分布(如圖 5 所示)
圖5
屈曲載荷下內固定支架及椎間植骨區的von Mises應力云圖
Figure5.
Nephogram of von Mises stress including fixed bracket and intervertebral bone graft under the buckling load
2.2.1 內固定支架
兩組模型應力集中部位均在椎弓根螺釘、連接棒及釘帽連接處，并且各部分結構的應力峰值均比垂直載荷時增加得更為明顯，其中下位左側椎弓根螺釘的應力最高。堅強固定組連接棒的應力約為彈性固定組的6倍。
2.2.2 椎間植骨區
堅強固定組最高應力在融合器右前上方，彈性固定組最高應力位置與垂直載荷時相同。與垂直載荷比較，堅強固定組應力峰值增加10.3%，彈性固定組增加7.5%，且兩組模型受力
面積均增大。彈性固定組應力峰值及受力面積均大于堅強固定組。
2.3 后伸載荷下的應力分布(如圖 6 所示)
圖6
后伸載荷下內固定支架及椎間植骨區的von Mises應力云圖
Figure6.
Nephogram of von Mises stress including fixed bracket and intervertebral bone graft under the stretch load
2.3.1 內固定支架
堅強固定組應力集中在椎弓根螺釘、椎弓根螺釘的骨質釘道、連接棒和釘帽連接處，各部分結構的應力峰值均比垂直載荷時有所增大。其中連接棒與釘帽交接處的應力最高，椎弓根螺釘其次，椎弓根螺釘中部均勻受力，椎弓根螺釘尖端及根部應力較小，上位椎弓根螺釘應力峰值與下位椎弓根螺釘的相似。連接桿的應力從上位椎弓根螺釘連接處到下位椎弓根螺釘連接處逐漸增大。彈性固定組則是下位椎弓根螺釘的中部上面及下面受力最大，其次是上位椎弓根螺釘中后部受力，受力最小的是連接棒。在相同載荷下，堅強固定連接棒的受力約是彈性固定的6倍。
2.3.2 椎間植骨區
堅強固定組最高應力在融合器左前下方，彈性固定組受力位置與垂直載荷時相同。與垂直載荷比較，堅強固定組應力峰值減少1.3%，彈性固定組減少5.4%，兩組受力面積減少不明顯。彈性固定組應力峰值及受力面積仍大于堅強固定組。
3 討論
脊柱融合術經歷了百余年的發展，目前己經成為治療腰椎滑脫、腰椎管狹窄及其他各種腰椎退行性疾病的經典手術方式[8]。隨著椎弓根螺釘的應用、椎體間融合技術的發展以及各種植骨材料的研究，極大地提高了脊柱的融合率。但是，仍然有不少螺釘斷裂及松動的報道。人們逐漸意識到堅強固定的理念存在不合理的地方。彈性固定的思想出現于20世紀末，有歐洲學者提出并進行了一些人類尸體標本研究[8-12]。由于有限元分析具有替代性、可控性及可重復性的特點，在腰椎生物力學研究方面較動物及尸體實驗更有優勢。因此，越來越多的研究開始采用有限元分析。
近年來，國外很多學者做過相關研究。例如，Rohlmann等通過堅強固定有限元模型發現，植入內固定后手術節段椎間隙受力減小，產生應力遮擋效應，椎弓根螺釘支架承擔了絕大部分的應力[13-15]。但是，這些試驗都是在假設椎間盤存在的情況下進行的，不能真實反映臨床的客觀事實。本研究與以往試驗不同的是，用椎間融合器及植骨塊代替椎間盤，并且所采用的彈性棒包含一個受控微動關節，具有±2°的伸曲活動度和±0.2 mm的縱向位移[16]。本研究兩組模型在不同的載荷下，應力均集中在融合器植骨區、融合器及其周圍，但是彈性固定組的最高應力及分布范圍均較堅強固定組大，提示有更多的載荷通過椎間傳遞。由于椎間融合器形狀不規則，其表面有很多齒狀突起，根據受力云圖可見受力情況不均勻，因此不能準確測算出椎間隙總的受力情況。然而，在不同載荷條件下，堅強固定連接棒的受力為彈性固定的4~5倍，從而可以間接地說明在生理負荷條件下，有更多的載荷通過椎間隙傳導。
我們還發現，對堅強固定模型施加垂直與后伸載荷時，均為融合器左前下方的應力最高，而在施加屈曲載荷時，椎間融合器及植骨的應力中心向右前上方明顯移位，并且椎間融合器右前上方的壓應力明顯高于后部。椎間融合器及植骨塊在三種載荷條件下，受到的壓應力相對較大且變化明顯，最關鍵的是椎間融合器及植骨塊受到應力的部位發生改變，產生剪切力，不利于骨痂生長。這可能也是影響堅強固定椎間融合的一個主要原因。而在彈性固定模型，其應力集中部位均為后方的右側，我們分析這可能與右側植入椎間融合器及植骨塊有關。與垂直載荷相比，椎間融合器及植骨塊在垂直-前屈扭矩時最高應力峰值增大7.5%，后伸載荷時應力峰值減小5.4%。雖然受到的壓應力較小且變化不大，但是這個應力持續作用于椎間融合器及植骨塊的后部，有利于反復刺激骨痂生長。
除此之外，椎間融合器放置的位置對椎弓根螺釘及椎間融合器自身受力的部位有一定的影響，但是對整個研究沒有實質性的影響。在這個模型中，我們模仿實際臨床情況，從脊柱右側約呈45°的方向植入彈性模量低于皮質骨的PEEK材料制成的椎間融合器。在三種載荷條件下對椎弓根螺釘受力情況進行分析，盡管存在左右側的差別，但是沒有改變下位椎弓根螺釘根部受力的實質。在椎間融合器及植骨塊的受力分析時，同樣存在左右側的差別，但是其受力的部位沒有改變，依舊是椎間融合器的前部。
本研究通過將腰椎彈性固定與堅強固定進行對比性的有限元分析，進一步了解堅強固定術后腰椎生物力學的變化，有利于闡明某些并發癥的發病機制。同時，也提示彈性固定較堅強固定有一定的優勢，為其臨床應用提供有力的生物力學依據。
