本文研究動態穩定器(DCI)植入術對下頸椎鄰近節段的關節活動度(ROM)、椎間盤與椎體的生物力學特性及力傳導模式的影響。首先采用DCI植入和椎間植骨融合兩種術式建立頸椎C5、6節段退變治療的有限元模型, 分析兩種術式下C3~7段頸椎在前屈、后伸、側彎和旋轉時的ROM及椎間盤和椎體的應力分布情況。結果表明DCI植入后手術節段ROM保留效果明顯(減小幅度＜25%), 對鄰近節段運動學特性影響較小。植骨融合后手術節段的ROM喪失86%~91%, 鄰近節段的ROM和椎間盤、椎體應力均顯著增加, C5椎體應力增加達171.21%。因此DCI植入對頸椎ROM和應力影響較小, 本文結果可為DCI植入與植骨融合的臨床手術提供理論依據。
引用本文： 王晨曦, 趙改平, 柏磊磊, 陳楠心, 宋燕美, 陳二云, 趙慶華. 動態穩定器植入術后頸椎生物力學的有限元分析. 生物醫學工程學雜志, 2016, 33(4): 645-651. doi: 10.7507/1001-5515.20160107 復制
引言
頸椎病治療的經典術式是頸椎前路減壓植骨融合術(anterior cervical discectomy and fusion，ACDF)，它被認為是治療退行性頸椎病的黃金標準[1-2]，廣泛應用于頸椎病患者的臨床手術治療。但是研究表明融合會導致頸椎活動度(range of motion, ROM)的降低以及鄰近節段的生物力學改變，從而加速相鄰節段的退行性病變[3-5]。非融合術由于能夠保持手術節段的活動能力，避免相鄰節段ROM的代償性增加[6]，成為學者們重點關注和研究的領域。
頸椎動態穩定器(dynamic cervical implant, DCI)是一種U型鈦合金頸椎植入穩定裝置，可在非融合的情況下提供頸椎的動態穩定性。國內外學者[7-10]通過臨床隨訪、尸體標本實驗和有限元分析等方法來評價DCI植入對頸椎節段活動及鄰近節段的生物力學影響，研究結果表明DCI植入可以維持脊柱的運動學特性，并且對鄰近節段的ROM無明顯影響。DCI作為一種新型的頸椎植入非融合穩定裝置，具有即刻穩定性、避免異位骨化、抗疲勞特性及震蕩吸收功能等特性，其與ACDF的比較成為國內外學者的研究熱點。由于DCI出現的時間比較短，并且頸椎段的術式比較復雜，面臨的風險較大，所以DCI植入術后對鄰近節段椎間盤及椎體的生物力學影響以及力傳導模式的研究相對較少，本文的研究可以分析DCI植入后頸椎的力學特性，分析DCI的受力特點，以及預測DCI的斷裂傾向，從而為DCI的優化提供參考。
有限元方法是一種求解工程中邊值問題近似解的計算方法，已廣泛應用于工程技術的各領域[11-12]。有限元方法早在1973年就被用于研究脊柱的生物力學問題，經過40多年的發展，它在預測頸椎的活動范圍和運動角度等方面與尸體標本實驗結果呈現較好的一致性，并具有可分析內部力的傳導模式和植入器械力學特性的優勢。本文采用DCI植入和椎間植骨融合兩種術式建立頸椎C5、6節段退變治療的有限元模型，分析相鄰運動節段的關節ROM變化以及鄰近椎間盤和椎體的應力變化，為臨床改進和優化DCI植入手術提供理論依據。
1 材料與方法
1.1 頸椎有限元模型的建立
收集一名既往無脊椎病史的男性志愿者頸椎節段CT掃描圖像，受試者知情并同意將該CT圖像用于本文研究。將圖像導入醫學圖像處理軟件Mimics，運用圖像分割、填充、區域增長等功能，提取出C3～7節段頸椎的幾何輪廓并導入到逆向工程軟件Geomagic中，對模型復雜曲面擬合處理，填充椎間隙生成椎間盤，將其分割成纖維環基質、髓核和軟骨終板。將幾何模型導入到Hypermesh軟件中對其進行網格劃分與材料賦值，將脊椎骨性結構分為皮質骨、松質骨和后方骨性單元，并創建膠原纖維和韌帶，膠原纖維交叉附著在纖維環基質上，使用桿單元構建椎間韌帶：前縱韌帶(anterior longitudinal ligament, ALL)、后縱韌帶(posterior longitudinal ligament, PLL)、棘間韌帶(intersinous ligament, ISL)、黃韌帶(ligamentum flavum, LF)和囊韌帶(capsular ligament, CL)。關節突之間引入接觸關系，摩擦系數設置為0.01。建立的頸椎C3～7節段無損有限元模型如圖 1(a)所示。
圖1
DCI及植骨融合手術模型
(a)頸椎C3～7無損有限元模型；(b)DCI植入頸椎有限元模型；(c)植骨融合有限元模型
Figure1. DCI and bone graft fusion surgical models(a) lossless finite element model of C3-7 cervical spine; (b) a three-dimensional finite element model of DCI implantation into cervical spine; (c) a three-dimensional finite element model of bone graft fusion
基于臨床研究[13]下頸椎最大伸屈活動均發生在C4、5頸椎、C5、6頸椎間隙，該節段退行性病變發生率較高，因此選擇C5、6節段為手術節段，模擬DCI植入和植骨融合兩種術式。基于無損模型，切除C5、6椎間盤、軟骨終板及前縱韌帶，分別建立如下兩種模型：①植入DCI，其尺寸(長高寬)為12 mm×14 mm×5 mm，DCI與椎體之間設置為綁定接觸。②將融合節段的椎間盤替換為松質骨材料[6]，并在前路植入鋼板來模擬植骨融合。DCI植入和植骨融合的頸椎有限元模型如圖 1(b)(c)所示，DCI和鋼板均由鈦合金(Ti6A14V)構成。頸椎各部分和DCI的材料屬性見表 1。
1.2 邊界條件與載荷
固定C7椎體下表面所有節點，限制其六個方向的自由度。耦合C3椎體上表面所有節點于中性點，用MPC184剛性梁單元連接。在C3椎體上表面施加50 N的預載荷，模擬頭顱的重量。同時根據右手螺旋定則，在該中性點上施加1.0 Nm純扭矩，模擬頸椎在前屈、后伸、左右側彎和左右旋轉六個方向的運動，使用ANSYS軟件進行計算，探討下頸椎的ROM和應力變化。
2 結果
2.1 C3～7段頸椎無損有限元模型驗證
計算無損有限元模型C3～7在各工況下的ROM，將得到的數據與Panjabi等[19]的體外生物力學實驗數據和Zhang等[20]在相同條件下的有限元模型數據進行對比分析，結果如表 2所示，各節段椎體的活動范圍和變化趨勢與前人研究結果基本一致。頸椎C3～7模型中后伸工況下的關節ROM小于前屈工況，在相鄰小關節面相互接觸前，ROM的差異主要是韌帶的牽拉作用引起的，當關節面相互接觸時，相鄰關節面的抵觸作用是導致ROM差異的主要原因。
表2
頸椎C3～7無損模型關節ROM(°)
Table2.
Range of motion of intact finite element model of cervical spine C3-7 (°)
2.2 DCI植入和植骨融合模型的ROM
測量DCI植入和植骨融合模型中各節段椎體的ROM，與無損模型對比來衡量DCI植入和植骨融合對頸椎ROM的影響。頸椎C3～7各節段在前屈、后伸、側彎和軸向旋轉工況下的ROM如圖 2所示。兩種術式中手術節段C5、6在各工況下與正常模型的ROM對比表明，DCI植入后該節段的ROM減小幅度＜25%，仍可維持手術節段的正常活動；植骨融合后該節段的ROM＜0.5°，ROM喪失86%～91%，推測植骨融合過于堅強導致手術節段的ROM喪失。
圖2
頸椎在各工況下的關節ROM
Figure2.
ROM of cervical spine under various conditions
DCI植入模型中，C4、5節段和C6、7節段的ROM沒有增大，C4、5節段除側彎時ROM減小18.99%外，前屈、后伸和軸向旋轉時ROM減小幅度均小于9%，C6、7節段在各工況下ROM最大減小6.84%；C3、4節段ROM在前屈、后伸、側彎和軸向旋轉時分別增大了3.46%、7.45%、7.85%和6.71%。本組結果中頸椎各節段ROM的變化趨勢與Mo等[10]的研究結果基本一致。而植骨融合后，C3、4、C4、5和C6、7節段ROM顯著增大，最大增幅達32.21%，由于它的運動學與動力學累積效應，增加了鄰近節段退變發生和加重的可能性[21]。由于上頸椎ROM大于下頸椎ROM，因此融合節段上方相鄰節段ROM增大較多，發生退變的概率較大。兩種手術模型鄰近節段在各工況下的ROM對比表明，DCI植入后鄰近節段的ROM變化幅度較植骨融合小，與正常模型的ROM比較接近。
2.3 椎間盤內應力
將DCI植入模型和植骨融合模型中頸椎相鄰節段的椎間盤所受應力與無損模型進行對比，結果如圖 3所示。DCI植入后，除軸向旋轉工況下C4、5椎間盤和C6、7椎間盤所受應力分別比無損模型增大8.37%和1.25%外，其他工況下椎間盤所受應力均略小于無損模型，說明DCI植入對鄰近節段椎間盤應力影響較小。植骨融合模型中鄰近節段的椎間盤應力顯著增大，前屈時C3、4椎間盤、C4、5椎間盤和C6、7椎間盤應力最大增加分別為6.87%、28.15%和26.70%，C4、5椎間盤和C6、7椎間盤應力增加比C3、4椎間盤大，且上位節段椎間盤應力增加比下位椎間盤大。說明DCI植入對鄰近節段椎間盤的影響較小，而植骨融合對鄰近節段椎間盤應力影響較大，應力的不正常增大可能導致鄰近節段椎間盤的退行性病變。椎間盤(纖維環和髓核)在椎體之間起到緩沖墊的作用，在承受身體重力的同時保證頸椎具有一定的活動范圍，在承受過大載荷或長期受單向力的情況下容易發生滑脫、纖維環破裂等疾病。
圖3
鄰近節段椎間盤在前屈、后伸、側彎和旋轉時的最大應力
Figure3.
Maximum von Mises stresses of intervertebral disc at adjacent motion segments during flexion, extension, lateral bending and axial rotation
2.4 椎體內應力
DCI植入和植骨融合兩種術式下椎體內應力變化如圖 4所示，C5和C6椎體所受應力有所增大。DCI植入后增大幅度＜15%；植骨融合后增大幅度為39.03%~171.21%，C5椎體前屈時應力增加達171.21%，但是C5椎體在側彎時應力減小9.29%。推斷活動節段功能的維持可以改善應力的傳導，減少鄰近椎體內的應力。總體而言，植骨融合后相鄰節段椎體的應力顯著增加；DCI植入后雖然相鄰節段的應力同樣增加但幅度較小，因此DCI在一定范圍內緩解了相鄰節段的應力，可減少頸椎相鄰節段的負荷。
圖4
各節段椎體在前屈(FX)、后伸(EX)、側彎(LB)和旋轉(RR)時的最大應力
Figure4.
Maximum von Mises stresses of each segment vertebral body during flexion (FX), extension (EX), lateral bending (LB) and axial rotation (RR)
2.5 植入器械應力
植入器械會導致頸椎上力的傳導方式改變，因此對植入器械上應力分布情況的研究可以深入了解不同固定器械在頸椎重建內固定中所起的作用，并預測器械的斷裂傾向。前屈作為人體脊柱最常見、運動范圍最大的動作，植入器械在頸椎前屈時將產生較大應力。植入器械DCI和鋼板在前屈工況下的應力分布如圖 5所示。DCI在各工況下應力分布均集中于“U型”底部，在“U型”底部兩側邊緣處應力最大，“U型”底部應力由兩側向中間逐漸減小，DCI整體應力由“U型”底部向兩側前緣倒刺處逐漸減小，前屈時應力最大達到193.24 MPa。植骨融合狀態下，鋼板側彎時應力最大為49.53 MPa，植骨融合后力的傳導可以通過鋼板和植入骨共同進行，由于鋼板的中間部位與椎體沒有接觸，鋼板起到支撐作用，故鋼板最大應力主要集中于鋼板中部，從中部區域向鋼板上下兩側逐漸減小，螺釘應力由頭部至尾部逐漸增大；因此鋼板中部及螺釘根部力學強度的大小是決定其力學疲勞性能的關鍵。
圖5
植入器械在前屈工況下的應力分布
Figure5.
Stress distribution nephogram of implanted devices under flexion condition
3 討論與結論
本文探討頸椎中C5、6節段進行DCI植入術式和ACDF術式對鄰近節段ROM與椎間盤、椎體應力的影響。DCI植入術式能使頸椎恢復接近正常的生理運動，并且很大程度上緩解器械植入導致的手術節段運動缺失以及鄰近節段運動增加。植骨融合術式則導致手術節段ROM的喪失和鄰近節段ROM的顯著增大。DCI在各工況下均出現應力集中現象，應力均集中于“U型”底部，這是其設計特征決定的，DCI的植入導致脊柱上力的傳導在C5椎體處只能通過DCI的底部向C6椎體傳導，此處是易發生斷裂部位，在解剖學允許的情況下適當增加其厚度可增加DCI的抗彎曲強度，減少斷裂發生的可能。植骨融合后力的傳導可以通過鋼板和植入骨共同進行，所以鋼板所受應力小于DCI，由于鋼板的中間部位與椎體沒有接觸，鋼板起到支撐作用，故鋼板的應力主要集中于鋼板中部及螺釘根部；鋼板中部及螺釘根部力學強度的大小是決定其力學疲勞性能的關鍵，鋼板中部及骨螺釘的結合處比較薄弱，易發生內固定失敗，適當加大螺釘根部直徑可增加抗彎曲強度，減少螺釘斷裂的發生。在旋轉、前屈和后伸工況下螺釘均受到前后方向的剪切力，這可能與臨床上螺釘松動、退出或斷裂有關。本文中鋼板的應力分布與Mo等[10]的結果不同，Mo等[10]的結果中鋼板應力集中于螺釘根部，鋼板部位應力相對較小，猜測應力分布的差別是由于鋼板結構不同導致的，本文中的蝶形鋼板結構分擔了一部分螺釘上的應力，減少了螺釘斷裂的風險。
植骨融合會導致鄰近節段椎體ROM增加，而上下椎體ROM的異常增加導致瞬時旋轉中心改變，椎間盤和椎體所受應力均增加，易導致椎體的應力集中點發生骨質增生，椎間盤發生退行性病變。DCI可以很好地保留節段的活動，并且對鄰近節段的影響較小，可減少頸椎鄰近節段的負荷，從而延緩由應力不當集中而導致的鄰近節段退變。
本文結果表明DCI植入術式相比ACDF具有較明顯的優勢，在保證頸椎ROM的同時對鄰近椎間盤和椎體的應力影響較小。本文中DCI的前緣倒齒及DCI上下平面與相鄰椎體的接觸面貼合嚴密，而在臨床實際操作過程中，DCI作為剛性材料，材料順應性差，無法與上下椎體達到全面契合，特別是假體后緣無法完全和椎體后緣緊密貼合，出現前柱穩定中柱不穩，容易導致“前緣吸收后緣增生”現象，前緣倒齒與椎體上下平面的摩擦將對骨質產生磨損，這種磨損對長期療效是否有影響還需要進一步的研究和臨床觀察。因此，臨床操作時應盡可能地使DCI與椎體貼合嚴密，并對患者進行長期的隨訪觀察。今后在DCI模型的建立中，可通過考慮肌肉的牽張作用、令韌帶等材料的賦值更貼近人體實際以及為DCI模型施加動態載荷等措施來完善有限元模型，以便對DCI的生物力學特性作更加深入的分析。
引言
頸椎病治療的經典術式是頸椎前路減壓植骨融合術(anterior cervical discectomy and fusion，ACDF)，它被認為是治療退行性頸椎病的黃金標準[1-2]，廣泛應用于頸椎病患者的臨床手術治療。但是研究表明融合會導致頸椎活動度(range of motion, ROM)的降低以及鄰近節段的生物力學改變，從而加速相鄰節段的退行性病變[3-5]。非融合術由于能夠保持手術節段的活動能力，避免相鄰節段ROM的代償性增加[6]，成為學者們重點關注和研究的領域。
頸椎動態穩定器(dynamic cervical implant, DCI)是一種U型鈦合金頸椎植入穩定裝置，可在非融合的情況下提供頸椎的動態穩定性。國內外學者[7-10]通過臨床隨訪、尸體標本實驗和有限元分析等方法來評價DCI植入對頸椎節段活動及鄰近節段的生物力學影響，研究結果表明DCI植入可以維持脊柱的運動學特性，并且對鄰近節段的ROM無明顯影響。DCI作為一種新型的頸椎植入非融合穩定裝置，具有即刻穩定性、避免異位骨化、抗疲勞特性及震蕩吸收功能等特性，其與ACDF的比較成為國內外學者的研究熱點。由于DCI出現的時間比較短，并且頸椎段的術式比較復雜，面臨的風險較大，所以DCI植入術后對鄰近節段椎間盤及椎體的生物力學影響以及力傳導模式的研究相對較少，本文的研究可以分析DCI植入后頸椎的力學特性，分析DCI的受力特點，以及預測DCI的斷裂傾向，從而為DCI的優化提供參考。
有限元方法是一種求解工程中邊值問題近似解的計算方法，已廣泛應用于工程技術的各領域[11-12]。有限元方法早在1973年就被用于研究脊柱的生物力學問題，經過40多年的發展，它在預測頸椎的活動范圍和運動角度等方面與尸體標本實驗結果呈現較好的一致性，并具有可分析內部力的傳導模式和植入器械力學特性的優勢。本文采用DCI植入和椎間植骨融合兩種術式建立頸椎C5、6節段退變治療的有限元模型，分析相鄰運動節段的關節ROM變化以及鄰近椎間盤和椎體的應力變化，為臨床改進和優化DCI植入手術提供理論依據。
1 材料與方法
1.1 頸椎有限元模型的建立
收集一名既往無脊椎病史的男性志愿者頸椎節段CT掃描圖像，受試者知情并同意將該CT圖像用于本文研究。將圖像導入醫學圖像處理軟件Mimics，運用圖像分割、填充、區域增長等功能，提取出C3～7節段頸椎的幾何輪廓并導入到逆向工程軟件Geomagic中，對模型復雜曲面擬合處理，填充椎間隙生成椎間盤，將其分割成纖維環基質、髓核和軟骨終板。將幾何模型導入到Hypermesh軟件中對其進行網格劃分與材料賦值，將脊椎骨性結構分為皮質骨、松質骨和后方骨性單元，并創建膠原纖維和韌帶，膠原纖維交叉附著在纖維環基質上，使用桿單元構建椎間韌帶：前縱韌帶(anterior longitudinal ligament, ALL)、后縱韌帶(posterior longitudinal ligament, PLL)、棘間韌帶(intersinous ligament, ISL)、黃韌帶(ligamentum flavum, LF)和囊韌帶(capsular ligament, CL)。關節突之間引入接觸關系，摩擦系數設置為0.01。建立的頸椎C3～7節段無損有限元模型如圖 1(a)所示。
圖1
DCI及植骨融合手術模型
(a)頸椎C3～7無損有限元模型；(b)DCI植入頸椎有限元模型；(c)植骨融合有限元模型
Figure1. DCI and bone graft fusion surgical models(a) lossless finite element model of C3-7 cervical spine; (b) a three-dimensional finite element model of DCI implantation into cervical spine; (c) a three-dimensional finite element model of bone graft fusion
基于臨床研究[13]下頸椎最大伸屈活動均發生在C4、5頸椎、C5、6頸椎間隙，該節段退行性病變發生率較高，因此選擇C5、6節段為手術節段，模擬DCI植入和植骨融合兩種術式。基于無損模型，切除C5、6椎間盤、軟骨終板及前縱韌帶，分別建立如下兩種模型：①植入DCI，其尺寸(長高寬)為12 mm×14 mm×5 mm，DCI與椎體之間設置為綁定接觸。②將融合節段的椎間盤替換為松質骨材料[6]，并在前路植入鋼板來模擬植骨融合。DCI植入和植骨融合的頸椎有限元模型如圖 1(b)(c)所示，DCI和鋼板均由鈦合金(Ti6A14V)構成。頸椎各部分和DCI的材料屬性見表 1。
1.2 邊界條件與載荷
固定C7椎體下表面所有節點，限制其六個方向的自由度。耦合C3椎體上表面所有節點于中性點，用MPC184剛性梁單元連接。在C3椎體上表面施加50 N的預載荷，模擬頭顱的重量。同時根據右手螺旋定則，在該中性點上施加1.0 Nm純扭矩，模擬頸椎在前屈、后伸、左右側彎和左右旋轉六個方向的運動，使用ANSYS軟件進行計算，探討下頸椎的ROM和應力變化。
2 結果
2.1 C3～7段頸椎無損有限元模型驗證
計算無損有限元模型C3～7在各工況下的ROM，將得到的數據與Panjabi等[19]的體外生物力學實驗數據和Zhang等[20]在相同條件下的有限元模型數據進行對比分析，結果如表 2所示，各節段椎體的活動范圍和變化趨勢與前人研究結果基本一致。頸椎C3～7模型中后伸工況下的關節ROM小于前屈工況，在相鄰小關節面相互接觸前，ROM的差異主要是韌帶的牽拉作用引起的，當關節面相互接觸時，相鄰關節面的抵觸作用是導致ROM差異的主要原因。
表2
頸椎C3～7無損模型關節ROM(°)
Table2.
Range of motion of intact finite element model of cervical spine C3-7 (°)
2.2 DCI植入和植骨融合模型的ROM
測量DCI植入和植骨融合模型中各節段椎體的ROM，與無損模型對比來衡量DCI植入和植骨融合對頸椎ROM的影響。頸椎C3～7各節段在前屈、后伸、側彎和軸向旋轉工況下的ROM如圖 2所示。兩種術式中手術節段C5、6在各工況下與正常模型的ROM對比表明，DCI植入后該節段的ROM減小幅度＜25%，仍可維持手術節段的正常活動；植骨融合后該節段的ROM＜0.5°，ROM喪失86%～91%，推測植骨融合過于堅強導致手術節段的ROM喪失。
圖2
頸椎在各工況下的關節ROM
Figure2.
ROM of cervical spine under various conditions
DCI植入模型中，C4、5節段和C6、7節段的ROM沒有增大，C4、5節段除側彎時ROM減小18.99%外，前屈、后伸和軸向旋轉時ROM減小幅度均小于9%，C6、7節段在各工況下ROM最大減小6.84%；C3、4節段ROM在前屈、后伸、側彎和軸向旋轉時分別增大了3.46%、7.45%、7.85%和6.71%。本組結果中頸椎各節段ROM的變化趨勢與Mo等[10]的研究結果基本一致。而植骨融合后，C3、4、C4、5和C6、7節段ROM顯著增大，最大增幅達32.21%，由于它的運動學與動力學累積效應，增加了鄰近節段退變發生和加重的可能性[21]。由于上頸椎ROM大于下頸椎ROM，因此融合節段上方相鄰節段ROM增大較多，發生退變的概率較大。兩種手術模型鄰近節段在各工況下的ROM對比表明，DCI植入后鄰近節段的ROM變化幅度較植骨融合小，與正常模型的ROM比較接近。
2.3 椎間盤內應力
將DCI植入模型和植骨融合模型中頸椎相鄰節段的椎間盤所受應力與無損模型進行對比，結果如圖 3所示。DCI植入后，除軸向旋轉工況下C4、5椎間盤和C6、7椎間盤所受應力分別比無損模型增大8.37%和1.25%外，其他工況下椎間盤所受應力均略小于無損模型，說明DCI植入對鄰近節段椎間盤應力影響較小。植骨融合模型中鄰近節段的椎間盤應力顯著增大，前屈時C3、4椎間盤、C4、5椎間盤和C6、7椎間盤應力最大增加分別為6.87%、28.15%和26.70%，C4、5椎間盤和C6、7椎間盤應力增加比C3、4椎間盤大，且上位節段椎間盤應力增加比下位椎間盤大。說明DCI植入對鄰近節段椎間盤的影響較小，而植骨融合對鄰近節段椎間盤應力影響較大，應力的不正常增大可能導致鄰近節段椎間盤的退行性病變。椎間盤(纖維環和髓核)在椎體之間起到緩沖墊的作用，在承受身體重力的同時保證頸椎具有一定的活動范圍，在承受過大載荷或長期受單向力的情況下容易發生滑脫、纖維環破裂等疾病。
圖3
鄰近節段椎間盤在前屈、后伸、側彎和旋轉時的最大應力
Figure3.
Maximum von Mises stresses of intervertebral disc at adjacent motion segments during flexion, extension, lateral bending and axial rotation
2.4 椎體內應力
DCI植入和植骨融合兩種術式下椎體內應力變化如圖 4所示，C5和C6椎體所受應力有所增大。DCI植入后增大幅度＜15%；植骨融合后增大幅度為39.03%~171.21%，C5椎體前屈時應力增加達171.21%，但是C5椎體在側彎時應力減小9.29%。推斷活動節段功能的維持可以改善應力的傳導，減少鄰近椎體內的應力。總體而言，植骨融合后相鄰節段椎體的應力顯著增加；DCI植入后雖然相鄰節段的應力同樣增加但幅度較小，因此DCI在一定范圍內緩解了相鄰節段的應力，可減少頸椎相鄰節段的負荷。
圖4
各節段椎體在前屈(FX)、后伸(EX)、側彎(LB)和旋轉(RR)時的最大應力
Figure4.
Maximum von Mises stresses of each segment vertebral body during flexion (FX), extension (EX), lateral bending (LB) and axial rotation (RR)
2.5 植入器械應力
植入器械會導致頸椎上力的傳導方式改變，因此對植入器械上應力分布情況的研究可以深入了解不同固定器械在頸椎重建內固定中所起的作用，并預測器械的斷裂傾向。前屈作為人體脊柱最常見、運動范圍最大的動作，植入器械在頸椎前屈時將產生較大應力。植入器械DCI和鋼板在前屈工況下的應力分布如圖 5所示。DCI在各工況下應力分布均集中于“U型”底部，在“U型”底部兩側邊緣處應力最大，“U型”底部應力由兩側向中間逐漸減小，DCI整體應力由“U型”底部向兩側前緣倒刺處逐漸減小，前屈時應力最大達到193.24 MPa。植骨融合狀態下，鋼板側彎時應力最大為49.53 MPa，植骨融合后力的傳導可以通過鋼板和植入骨共同進行，由于鋼板的中間部位與椎體沒有接觸，鋼板起到支撐作用，故鋼板最大應力主要集中于鋼板中部，從中部區域向鋼板上下兩側逐漸減小，螺釘應力由頭部至尾部逐漸增大；因此鋼板中部及螺釘根部力學強度的大小是決定其力學疲勞性能的關鍵。
圖5
植入器械在前屈工況下的應力分布
Figure5.
Stress distribution nephogram of implanted devices under flexion condition
3 討論與結論
本文探討頸椎中C5、6節段進行DCI植入術式和ACDF術式對鄰近節段ROM與椎間盤、椎體應力的影響。DCI植入術式能使頸椎恢復接近正常的生理運動，并且很大程度上緩解器械植入導致的手術節段運動缺失以及鄰近節段運動增加。植骨融合術式則導致手術節段ROM的喪失和鄰近節段ROM的顯著增大。DCI在各工況下均出現應力集中現象，應力均集中于“U型”底部，這是其設計特征決定的，DCI的植入導致脊柱上力的傳導在C5椎體處只能通過DCI的底部向C6椎體傳導，此處是易發生斷裂部位，在解剖學允許的情況下適當增加其厚度可增加DCI的抗彎曲強度，減少斷裂發生的可能。植骨融合后力的傳導可以通過鋼板和植入骨共同進行，所以鋼板所受應力小于DCI，由于鋼板的中間部位與椎體沒有接觸，鋼板起到支撐作用，故鋼板的應力主要集中于鋼板中部及螺釘根部；鋼板中部及螺釘根部力學強度的大小是決定其力學疲勞性能的關鍵，鋼板中部及骨螺釘的結合處比較薄弱，易發生內固定失敗，適當加大螺釘根部直徑可增加抗彎曲強度，減少螺釘斷裂的發生。在旋轉、前屈和后伸工況下螺釘均受到前后方向的剪切力，這可能與臨床上螺釘松動、退出或斷裂有關。本文中鋼板的應力分布與Mo等[10]的結果不同，Mo等[10]的結果中鋼板應力集中于螺釘根部，鋼板部位應力相對較小，猜測應力分布的差別是由于鋼板結構不同導致的，本文中的蝶形鋼板結構分擔了一部分螺釘上的應力，減少了螺釘斷裂的風險。
植骨融合會導致鄰近節段椎體ROM增加，而上下椎體ROM的異常增加導致瞬時旋轉中心改變，椎間盤和椎體所受應力均增加，易導致椎體的應力集中點發生骨質增生，椎間盤發生退行性病變。DCI可以很好地保留節段的活動，并且對鄰近節段的影響較小，可減少頸椎鄰近節段的負荷，從而延緩由應力不當集中而導致的鄰近節段退變。
本文結果表明DCI植入術式相比ACDF具有較明顯的優勢，在保證頸椎ROM的同時對鄰近椎間盤和椎體的應力影響較小。本文中DCI的前緣倒齒及DCI上下平面與相鄰椎體的接觸面貼合嚴密，而在臨床實際操作過程中，DCI作為剛性材料，材料順應性差，無法與上下椎體達到全面契合，特別是假體后緣無法完全和椎體后緣緊密貼合，出現前柱穩定中柱不穩，容易導致“前緣吸收后緣增生”現象，前緣倒齒與椎體上下平面的摩擦將對骨質產生磨損，這種磨損對長期療效是否有影響還需要進一步的研究和臨床觀察。因此，臨床操作時應盡可能地使DCI與椎體貼合嚴密，并對患者進行長期的隨訪觀察。今后在DCI模型的建立中，可通過考慮肌肉的牽張作用、令韌帶等材料的賦值更貼近人體實際以及為DCI模型施加動態載荷等措施來完善有限元模型，以便對DCI的生物力學特性作更加深入的分析。
