本研究基于計算機斷層掃描(CT)圖像數據建立并驗證正常人頸椎C4~7三維有限元模型, 為研究中醫手法治療頸椎慢性疾病的生物力學機制提供模型平臺。基于受試者頸部CT圖像, 依次運用Mimics 17.0、Geomagic 12.0及Abaqus 6.13等軟件創建正常人C4~7節段有限元模型。在模型上分別模擬前屈、后伸、左右側彎和左右旋轉工況, 計算椎體間相對動度(ROM), 將計算的結果與文獻結果進行對比分析, 并觀察模型在1 Nm載荷下6種工況下模型的主要應力分布情況。本研究成功建立了正常人頸椎C4~7三維有限元模型, 共包含591 459單元、121 446節點, 模擬了椎體、椎間盤、韌帶、關節等幾何結構與材料特性。模型在前后屈伸、左右側彎和左右旋轉6種工況下的ROM與實驗研究數據基本一致, 在1 Nm扭矩或彎矩載荷下, 模型主要應力分布基本反映了正常人頸椎生理活動時的主要應力分布情況。本研究建立的正常人頸椎C4~7三維有限元模型精確逼真, 符合頸椎的生物力學特性, 可用于研究中醫手法治療頸椎慢性疾病的生物力學分析。
引用本文： 鄧真, 王輝昊, 牛文鑫, 蘭天鷹, 王寬, 詹紅生. 正常人下頸椎C4~7節段三維有限元模型的建立與驗證. 生物醫學工程學雜志, 2016, 33(4): 652-658. doi: 10.7507/1001-5515.20160108 復制
引言
頸椎病是目前臨床最常見的疾病之一。近年來，隨著移動便攜式設備的快速發展和工作生活方式的改變，頸椎病的發病越來越年輕化，并且沒有減緩的趨勢[1]。下頸椎(C4~7節段)上下連接著頸椎活動幅度和角度最大的上頸椎以及作為頸椎活動固定基礎的胸椎，其穩定性相對較差，生理功能比較特殊，同時，下頸椎發生退行性病變及創傷的概率較高。為了了解頸椎的生物力學特性和損傷機制，指導臨床對頸椎病的預防、診斷和治療，早期研究者常用離體實驗和在體實驗的方式進行，但這些研究方法實驗步驟復雜、周期長、效率低并且不能獲得脊柱內部結構的應力特點，因此，多種生物力學模型應運而生。隨著數字化技術的不斷提高，越來越多的學者采用數值模型計算的方法進行應力和應變分析[2]。其中，三維有限元模型可以克服離體、在體實驗或模型的缺點，近年來被廣泛應用于脊柱生物力學方向的研究[3]。
早在1994年，Bozic等[4]就依據計算機斷層掃描(computed tomography, CT)數據建立了單個C4椎體的三維有限元模型，并對其進行了簡單的應力分析；隨后Yoganandan等[5]建立了相對完整的C4~6頸椎節段有限元模型，并與離體實驗的結果進行了比較。此后，國外涌現大量不同節段、不同材料屬性和不同有限元單元類型的頸椎三維有限元模型[6]，并且將模型結果與離體實驗結果對比驗證。國內在1999年，李雪迎等[7]建立了頸椎C1~T1節段的三維有限元模型，通過模擬不同力學條件下頸椎牽引的生物力學過程，得出最有效的頸椎牽引條件。隨著計算機技術的不斷提高，越來越多的研究人員加入和參與到該領域，構建了不同特點、應用于不同研究領域的各式頸椎三維有限元模型。2015年，王輝昊等[8]基于頸椎CT血管造影圖像建立了人體全頸椎及椎動脈流固耦合模型，從解剖形態和活動功能對模型進行了驗證，該模型為深入了解頸椎及其附屬結構的生物力學機制提供了新思路。
中醫骨傷科手法是中醫治療頸椎病的一大特色療法，其有效性得到了全球廣泛的認同[9-10]。然而，針對手法的生物力學機制研究相對有限，為了科學、合理地解釋和闡述中醫手法治療頸椎病的機制，結合目前脊柱有限元領域已有的研究基礎，選擇運用有限元模型來模擬和觀察中醫手法作用于頸椎的結構應力特點等生物力學機制成為了必然的趨勢。
基于以上背景和研究基礎，本研究建立了正常人頸椎C4~7節段有限元模型，通過靜態加載生理載荷，計算相鄰椎體間的相對活動度(range of motion，ROM)，并將結果與離體實驗及有限元模型結果進行比較驗證，為后續研究手法的生物力學作用奠定實驗基礎并提供模型平臺。
1 材料和方法
1.1 數據獲取
招募1名健康女性志愿者(30歲，身高163 cm，體重62 kg)，既往無頸椎病病史，無頸椎外傷史及手術史，沒有頸痛及上肢癥狀。采用64層螺旋CT機進行頸椎掃描；志愿者取仰臥位，頸肩背放松，保持頸椎中立位，調整掃描斷面與身體垂直。掃描條件：140 kV，200 mA，層厚0.624 mm。分辨率512×512像素，共獲得162幅二維斷層圖像，以DICOM格式保存。
1.2 有限元建模
將志愿者CT數據導入比利時Materialise公司的交互式醫學影像控制系統(Mimics17.0軟件)，通過界定閾值、形成蒙板、區域增長、編輯等過程，提取頸椎C4~7各個節段，并生成三維模型，使用Remesh功能對三維模型進行初步光順處理。將結果以STL格式導入逆向工程軟件Geomagc12.0。在Geomagic12.0中通過點云、多邊形、精確曲面等模塊，對模型進行降噪、填充、去除特征及NURBS曲面片擬合處理，將結果以IGES格式保存。
將IGES格式椎體導入有限元分析軟件Abaqus6.13中，在其前處理Part和Assembly模塊將相鄰兩個椎體裝配并進行布爾運算，得到兩個椎體之間與終板緊密貼合的椎間盤模型，并對其進行相應區域劃分，劃分為髓核區域和纖維環區域，結果以IGES格式保存。
采用只受拉不受壓的truss單元對韌帶進行模擬，共建立5種韌帶，包括前縱韌帶(anterior longitudinal ligament, ALL)、后縱韌帶(posterior longitudinal ligament, PLL)、黃韌帶(ligamentum flavum, LF)、關節囊韌帶(capsular ligament, CL)、棘間韌帶(interspinous ligament, ISL)。韌帶的連接位置以及相應韌帶truss單元的數量均參考文獻[11-12]。本模型采用非線性面-面無摩擦接觸關系模擬關節間的相互作用。椎體使用三維10節點實體單元(C3D10)進行劃分，椎間盤(包括髓核和纖維環)均采用增強沙漏的C3D8R單元進行劃分。椎間盤與椎體之間通過共用終板面網格實現共節點，從而完成兩者之間的關系。韌帶使用truss單元進行定義和網格劃分。單元類型及材料屬性參數參考文獻[13-14]，詳細數據見表 1。
表1
頸椎有限元模型各部件單元類型及材料屬性
Table1.
Mechanical properties of the material and element types of different parts of the cervical spine model
1.3 有限元分析
約束C7下終板所有節點的全部6個自由度作為邊界條件。在C4上終板建立一個參考點，該點位于頸椎旋轉中心上，將其與C4上終板所有單元節點耦合。根據右手定律，對參考點分別施加±0.5、±1、±1.5、±2 Nm純扭矩，模擬頸椎前屈、后伸、左軸向旋轉、右軸向旋轉、左側彎、右側彎6種工況下的活動。前屈后伸的方向參考X、Y、Z全局坐標(X-Y平面為水平面、X-Z平面為冠狀面、Y-Z平面為矢狀面)，扭轉方向參考頸曲切線方向，側彎時垂直于頸曲方向并與矢狀面平行。通過邊界條件和加載條件的設置，對模型進行6種工況加載，分析不同條件下模型各部分的應力應變和位移。
2 結果
2.1 有限元模型
建立的正常人下頸椎C4~7節段三維有限元模型模擬了4個椎體、3個椎間盤、5種韌帶，共計591 459單元和121 446節點，清晰完整地模擬了頸椎的幾何特性和內在材料屬性，見圖 1。
圖1
有限元模型
Figure1.
Three-dimensional finite element model
2.2 有限元模型的驗證
本研究共計算了模型在前屈、后伸、左軸向旋轉、右軸向旋轉、左側彎、右側彎6種工況下的關節ROM。為了保證本研究驗證結果的可靠性，課題組通過大量文獻回顧，納入了Moroney等[15]、Wheeldon等[16]、Nightingale等[17-18]、Panjabi等[19]和Lysell[20]等共6篇經典且公認較好的離體實驗文獻，將本研究結果與它們進行比較。頸椎相應節段ROM如圖 2~4所示。
圖2
不同頸椎節段在不同前屈(正)和后伸(負)彎矩下的關節活動度比較
Figure2.
Comparison of ROM of the present model response against in vitro studies in different segments under flexion (positive) and extension (negative)
圖3
不同頸椎節段在1 Nm扭矩下軸向旋轉的關節活動度比較
Figure3.
Comparison of ROM of the present model response against in vitro studies in different segments under axial rotation with the load of 1 Nm
圖4
不同頸椎節段在1 Nm扭矩下側向彎曲的關節活動度比較
Figure4.
Comparison of ROM of the present model response against in vitro studies in different segments under lateral bending with the load of 1 Nm
在不同大小和方向的彎矩作用下，本模型表現出非對稱性，即前屈時ROM略大于后伸時ROM，模型與Wheeldon等[16]及Nightingale等[17-18]離體實驗結果一致性較好，前屈與后伸工況下，最大的ROM均發生在C4、5節段，最小的ROM為C6、7節段。在前屈時(彎矩為正)，本模型C4~6節段ROM與Wheeldon等[16]離體實驗數據更接近，后伸時(彎矩為負)本模型C4~6節段則與Nightingale等[17-18]離體實驗數據更接近。C6、7節段則與兩個離體實驗均有較好的一致性，在數據上與Nightingale等[17-18]離體實驗數據更接近。
在軸向旋轉工況時，本模型最大的ROM同樣發生在C4、5節段，然后依次遞減。C4~7的ROM均比Moroney等[15]離體測量結果要小，C4、5的ROM比Panjabi等[19]離體實驗數據要小，而C5~7的ROM則與Panjabi等[19]離體實驗的數據一致。
在左右側彎工況時，最大ROM依然發生在C4、5節段，最小為C6、7節段。模型結果整體上比Lysell[20]的測量結果要大，比Moroney等[15]實驗結果要小；而與Panjabi等[19]的離體實驗相比，C4、5節段結果偏小，C5~7節段結果一致。
2.3 頸椎C4~7模型的應力分布
對模型6種工況下施加的扭矩或彎矩均為1 Nm，以von Mises等效應力作為主要指標，對模型主要部件(椎體和椎間盤)進行應力分布情況觀察。結果如圖 5所示。
圖5
不同工況1 Nm扭矩或彎矩作用下，頸椎C4~7模型椎體和椎間盤應力分布情況
Figure5.
Stress nephogram of C4-7 cervical spinal segments and intervertebral disc under different status
前屈時，椎體最大應力集中在C7皮質骨上側、椎弓根、椎體后側以及后縱韌帶和棘間韌帶連接等區域，主要是由于頸椎前屈活動時，C7作為基準面承受由上而下傳遞的載荷，同時后縱韌帶和棘間韌帶相對于前縱韌帶而言，能更有效地制約頸椎的前屈；椎間盤主要應力集中在終板前側和后側，前側由于受到壓力，應力由上到下逐次增加，而后側由于受到拉力，應力由上到下逐漸減少。后伸時，椎體前側應力相對于后側更為集中和明顯，這是由于前縱韌帶對抗椎體后伸運動產生的效果；同時，椎間盤主要應力集中在終板后側，這是由于后伸時，前縱韌帶分擔了大多數拉力，椎間盤前側受到的拉力較小的緣故。左右側彎時，最大應力分布在兩側椎體、椎弓根和椎間盤連接處以及小關節處；椎間盤受力也集中在兩側，同側更明顯。左右旋轉時，椎體應力主要集中在旋轉同側椎體、小關節及椎弓根區域；椎間盤應力呈近似“U”形分布，髓核區域受力最小，前側纖維環受力明顯小于其他三側纖維環區域，但最大應力集中在椎間盤的側后方。
3 討論
頸椎是連接大腦與軀干的唯一橋梁，頸部創傷和損傷會給人體帶來巨大的損害和生活質量的下降。下頸椎(C4~7節段)作為整個頸椎序列的根基，上與頸椎活動幅度和角度最大的上頸椎相連，下與相對基準的胸椎相連，其穩定性相對較差，生理功能比較特殊，臨床上發生退行性病變、勞損性損傷及創傷的概率較高。目前，頸部勞損性損傷多采用中醫手法治療[21]，臨床療效明確，但其所利用的生物力學機制和作用機制研究卻仍顯匱乏。
本研究的目的是通過構建正常人C4~7節段三維有限元模型，為研究中醫手法治療頸椎慢性疾病提供模型平臺。數字虛擬模型的構建不能完全模擬和替代離體實驗的結果，但如若構建的有限元模型能夠反映大部分離體實驗測量得到的相關信息，那么運用該模型進行相關生物力學分析就能在不使用尸體標本進行實驗的前提下，反映和預測相關生物力學問題。本研究詳細地構建了正常人C4~7節段三維有限元模型，充分模擬了椎體、椎間盤、韌帶、鉤椎關節的生理功能和材料屬性。目前，多數研究[22-24]建立的頸椎有限元模型忽略了鉤椎關節的影響，對其不進行任何設定，事實上，中醫骨傷科所強調的頸椎“骨錯縫筋出槽”現象常發生在頸椎鉤椎關節部位，該部位的結構和功能是不能被忽略的，很有可能是引起頸椎癥狀的關鍵所在，中醫正骨手法也擅長對該部位進行整復治療[25]。本研究認為不能完全忽視鉤椎關節對有限元模型造成的影響，因此，我們將其設定為無摩擦面-面接觸來模擬頸椎鉤椎關節的狀態。
由于本研究采取的驗證方法為文獻結果對比，課題組更注重本模型是否能反映離體實驗測量的結果，因此我們納入的對比文獻均為經典且公認較好的離體實驗。從實驗總體結果來看，本研究所建立的頸椎模型能夠有效地反映人體頸椎的各項活動，在不同載荷作用下，本模型計算的關節ROM的結果與文獻報道一致，在不同大小彎矩下，本模型結果與Wheeldon等[16]和Nightingale等[17-18]的離體實驗均有較好的一致性。
本模型在部分情況下計算結果與離體實驗并不一致。我們分析導致該結果發生的原因可能是：離體實驗數據的測量采用的是不同年齡、不同椎間盤退行性變的尸體標本，計算的是多個尸體標本不同節段的平均值，而本研究所選取的是一名30歲健康女性志愿者的CT掃描圖像數據，椎間盤、椎體無任何退變。同時由于本模型在構建過程中存在一定的模型簡化步驟，所選取的材料屬性來源于有限的文獻報道，加之不同實驗所選取的標本不同，幾何特性和材料屬性在本質上是有差異的。就本文所選取的三篇離體實驗文獻([16-18])而言，其結果也并非完全一致。Zhang等[14]對三項離體實驗[19, 26-27]結果進行比較分析發現，三項研究在所得數值上存在較大的差異，但是這三項研究數據所反映的頸椎椎體之間ROM的總體趨勢是一致的。因此，總地來說本模型所反映的結果是真實、可以接受的。
在模型的應力方面，本模型盡量接近真實地體現了正常人頸椎在進行6個方向活動時主要的應力區域，不同的活動姿勢時，頸椎應力分布有其各自的特點，也體現了不同解剖結構在人體運動時所承擔的主要功能。
總而言之，通過驗證，本模型所構建的C4~7節段三維有限元模型是可靠、有效的，能夠反映正常人頸椎的功能活動，其所展現的6種工況下的ROM與離體實驗數據結果相比，總體趨勢是一致的，在C6、7節段則完全反映了離體實驗的結果。該模型可以用于分析椎體、椎間盤、小關節和頸部主要韌帶的生物力學特性。而中醫手法治療頸椎病正是將治療手法的力作用在椎體上，通過正骨手法改善椎間盤、韌帶以及小關節與周圍肌肉組織的動力平衡與靜力平衡，從而達到治療目的[28]。以往的研究多數是從臨床治療效果反推其機制，尤其是作為核心特色治療技術的中醫骨傷手法，其作用的部位清晰，療效明確，但是其具體作用過程和作用機制卻鮮有研究。三維有限元模型正好補充了這塊短板，通過有限元模型可以完整地模擬手法治療的過程，觀察內部結構應力、應變和解剖結構位置改變，從而為完整地闡述中醫手法療效提供了必不可少的實驗基礎。
人體頸椎結構很復雜，本研究盡可能真實地完成了頸椎幾何模型和材料屬性的模擬，但在模型構建過程中不可避免地使用了一些簡化步驟，如部分幾何特征去除、幾何三角面片數量縮減等。目前，對于鉤椎關節的材料屬性的定義以及關節面的設定尚存在爭議，也有研究[29]使用特殊類型的設定來模擬鉤椎關節，而本研究以無摩擦面-面接觸關系來定義鉤椎關節之間的相互作用也只能部分模擬鉤椎關節之間的生理功能，這樣設定是否完全正確尚需進行進一步研究和討論。此外，由于肌肉組織參數的設定非常復雜，其作用也不容易控制[30-31]，因此本研究忽略了肌肉對頸椎的影響，并未對肌肉組織進行有限元模型重建。頸椎主要相關的血管(如椎動脈)的模擬從幾何上沒有困難，但在進行分析時涉及流固耦合分析領域，目前該方向的研究較少[8]，其模型的構建以及與椎體之間的關系設定等均是難點，本研究同樣未對血管進行模擬和分析。因此，為了更好、更完整地模擬頸椎真實的生理和功能狀況，肌肉和血管的納入以及頸椎解剖上更細微結構的模擬將成為日后研究的重心。
引言
頸椎病是目前臨床最常見的疾病之一。近年來，隨著移動便攜式設備的快速發展和工作生活方式的改變，頸椎病的發病越來越年輕化，并且沒有減緩的趨勢[1]。下頸椎(C4~7節段)上下連接著頸椎活動幅度和角度最大的上頸椎以及作為頸椎活動固定基礎的胸椎，其穩定性相對較差，生理功能比較特殊，同時，下頸椎發生退行性病變及創傷的概率較高。為了了解頸椎的生物力學特性和損傷機制，指導臨床對頸椎病的預防、診斷和治療，早期研究者常用離體實驗和在體實驗的方式進行，但這些研究方法實驗步驟復雜、周期長、效率低并且不能獲得脊柱內部結構的應力特點，因此，多種生物力學模型應運而生。隨著數字化技術的不斷提高，越來越多的學者采用數值模型計算的方法進行應力和應變分析[2]。其中，三維有限元模型可以克服離體、在體實驗或模型的缺點，近年來被廣泛應用于脊柱生物力學方向的研究[3]。
早在1994年，Bozic等[4]就依據計算機斷層掃描(computed tomography, CT)數據建立了單個C4椎體的三維有限元模型，并對其進行了簡單的應力分析；隨后Yoganandan等[5]建立了相對完整的C4~6頸椎節段有限元模型，并與離體實驗的結果進行了比較。此后，國外涌現大量不同節段、不同材料屬性和不同有限元單元類型的頸椎三維有限元模型[6]，并且將模型結果與離體實驗結果對比驗證。國內在1999年，李雪迎等[7]建立了頸椎C1~T1節段的三維有限元模型，通過模擬不同力學條件下頸椎牽引的生物力學過程，得出最有效的頸椎牽引條件。隨著計算機技術的不斷提高，越來越多的研究人員加入和參與到該領域，構建了不同特點、應用于不同研究領域的各式頸椎三維有限元模型。2015年，王輝昊等[8]基于頸椎CT血管造影圖像建立了人體全頸椎及椎動脈流固耦合模型，從解剖形態和活動功能對模型進行了驗證，該模型為深入了解頸椎及其附屬結構的生物力學機制提供了新思路。
中醫骨傷科手法是中醫治療頸椎病的一大特色療法，其有效性得到了全球廣泛的認同[9-10]。然而，針對手法的生物力學機制研究相對有限，為了科學、合理地解釋和闡述中醫手法治療頸椎病的機制，結合目前脊柱有限元領域已有的研究基礎，選擇運用有限元模型來模擬和觀察中醫手法作用于頸椎的結構應力特點等生物力學機制成為了必然的趨勢。
基于以上背景和研究基礎，本研究建立了正常人頸椎C4~7節段有限元模型，通過靜態加載生理載荷，計算相鄰椎體間的相對活動度(range of motion，ROM)，并將結果與離體實驗及有限元模型結果進行比較驗證，為后續研究手法的生物力學作用奠定實驗基礎并提供模型平臺。
1 材料和方法
1.1 數據獲取
招募1名健康女性志愿者(30歲，身高163 cm，體重62 kg)，既往無頸椎病病史，無頸椎外傷史及手術史，沒有頸痛及上肢癥狀。采用64層螺旋CT機進行頸椎掃描；志愿者取仰臥位，頸肩背放松，保持頸椎中立位，調整掃描斷面與身體垂直。掃描條件：140 kV，200 mA，層厚0.624 mm。分辨率512×512像素，共獲得162幅二維斷層圖像，以DICOM格式保存。
1.2 有限元建模
將志愿者CT數據導入比利時Materialise公司的交互式醫學影像控制系統(Mimics17.0軟件)，通過界定閾值、形成蒙板、區域增長、編輯等過程，提取頸椎C4~7各個節段，并生成三維模型，使用Remesh功能對三維模型進行初步光順處理。將結果以STL格式導入逆向工程軟件Geomagc12.0。在Geomagic12.0中通過點云、多邊形、精確曲面等模塊，對模型進行降噪、填充、去除特征及NURBS曲面片擬合處理，將結果以IGES格式保存。
將IGES格式椎體導入有限元分析軟件Abaqus6.13中，在其前處理Part和Assembly模塊將相鄰兩個椎體裝配并進行布爾運算，得到兩個椎體之間與終板緊密貼合的椎間盤模型，并對其進行相應區域劃分，劃分為髓核區域和纖維環區域，結果以IGES格式保存。
采用只受拉不受壓的truss單元對韌帶進行模擬，共建立5種韌帶，包括前縱韌帶(anterior longitudinal ligament, ALL)、后縱韌帶(posterior longitudinal ligament, PLL)、黃韌帶(ligamentum flavum, LF)、關節囊韌帶(capsular ligament, CL)、棘間韌帶(interspinous ligament, ISL)。韌帶的連接位置以及相應韌帶truss單元的數量均參考文獻[11-12]。本模型采用非線性面-面無摩擦接觸關系模擬關節間的相互作用。椎體使用三維10節點實體單元(C3D10)進行劃分，椎間盤(包括髓核和纖維環)均采用增強沙漏的C3D8R單元進行劃分。椎間盤與椎體之間通過共用終板面網格實現共節點，從而完成兩者之間的關系。韌帶使用truss單元進行定義和網格劃分。單元類型及材料屬性參數參考文獻[13-14]，詳細數據見表 1。
表1
頸椎有限元模型各部件單元類型及材料屬性
Table1.
Mechanical properties of the material and element types of different parts of the cervical spine model
1.3 有限元分析
約束C7下終板所有節點的全部6個自由度作為邊界條件。在C4上終板建立一個參考點，該點位于頸椎旋轉中心上，將其與C4上終板所有單元節點耦合。根據右手定律，對參考點分別施加±0.5、±1、±1.5、±2 Nm純扭矩，模擬頸椎前屈、后伸、左軸向旋轉、右軸向旋轉、左側彎、右側彎6種工況下的活動。前屈后伸的方向參考X、Y、Z全局坐標(X-Y平面為水平面、X-Z平面為冠狀面、Y-Z平面為矢狀面)，扭轉方向參考頸曲切線方向，側彎時垂直于頸曲方向并與矢狀面平行。通過邊界條件和加載條件的設置，對模型進行6種工況加載，分析不同條件下模型各部分的應力應變和位移。
2 結果
2.1 有限元模型
建立的正常人下頸椎C4~7節段三維有限元模型模擬了4個椎體、3個椎間盤、5種韌帶，共計591 459單元和121 446節點，清晰完整地模擬了頸椎的幾何特性和內在材料屬性，見圖 1。
圖1
有限元模型
Figure1.
Three-dimensional finite element model
2.2 有限元模型的驗證
本研究共計算了模型在前屈、后伸、左軸向旋轉、右軸向旋轉、左側彎、右側彎6種工況下的關節ROM。為了保證本研究驗證結果的可靠性，課題組通過大量文獻回顧，納入了Moroney等[15]、Wheeldon等[16]、Nightingale等[17-18]、Panjabi等[19]和Lysell[20]等共6篇經典且公認較好的離體實驗文獻，將本研究結果與它們進行比較。頸椎相應節段ROM如圖 2~4所示。
圖2
不同頸椎節段在不同前屈(正)和后伸(負)彎矩下的關節活動度比較
Figure2.
Comparison of ROM of the present model response against in vitro studies in different segments under flexion (positive) and extension (negative)
圖3
不同頸椎節段在1 Nm扭矩下軸向旋轉的關節活動度比較
Figure3.
Comparison of ROM of the present model response against in vitro studies in different segments under axial rotation with the load of 1 Nm
圖4
不同頸椎節段在1 Nm扭矩下側向彎曲的關節活動度比較
Figure4.
Comparison of ROM of the present model response against in vitro studies in different segments under lateral bending with the load of 1 Nm
在不同大小和方向的彎矩作用下，本模型表現出非對稱性，即前屈時ROM略大于后伸時ROM，模型與Wheeldon等[16]及Nightingale等[17-18]離體實驗結果一致性較好，前屈與后伸工況下，最大的ROM均發生在C4、5節段，最小的ROM為C6、7節段。在前屈時(彎矩為正)，本模型C4~6節段ROM與Wheeldon等[16]離體實驗數據更接近，后伸時(彎矩為負)本模型C4~6節段則與Nightingale等[17-18]離體實驗數據更接近。C6、7節段則與兩個離體實驗均有較好的一致性，在數據上與Nightingale等[17-18]離體實驗數據更接近。
在軸向旋轉工況時，本模型最大的ROM同樣發生在C4、5節段，然后依次遞減。C4~7的ROM均比Moroney等[15]離體測量結果要小，C4、5的ROM比Panjabi等[19]離體實驗數據要小，而C5~7的ROM則與Panjabi等[19]離體實驗的數據一致。
在左右側彎工況時，最大ROM依然發生在C4、5節段，最小為C6、7節段。模型結果整體上比Lysell[20]的測量結果要大，比Moroney等[15]實驗結果要小；而與Panjabi等[19]的離體實驗相比，C4、5節段結果偏小，C5~7節段結果一致。
2.3 頸椎C4~7模型的應力分布
對模型6種工況下施加的扭矩或彎矩均為1 Nm，以von Mises等效應力作為主要指標，對模型主要部件(椎體和椎間盤)進行應力分布情況觀察。結果如圖 5所示。
圖5
不同工況1 Nm扭矩或彎矩作用下，頸椎C4~7模型椎體和椎間盤應力分布情況
Figure5.
Stress nephogram of C4-7 cervical spinal segments and intervertebral disc under different status
前屈時，椎體最大應力集中在C7皮質骨上側、椎弓根、椎體后側以及后縱韌帶和棘間韌帶連接等區域，主要是由于頸椎前屈活動時，C7作為基準面承受由上而下傳遞的載荷，同時后縱韌帶和棘間韌帶相對于前縱韌帶而言，能更有效地制約頸椎的前屈；椎間盤主要應力集中在終板前側和后側，前側由于受到壓力，應力由上到下逐次增加，而后側由于受到拉力，應力由上到下逐漸減少。后伸時，椎體前側應力相對于后側更為集中和明顯，這是由于前縱韌帶對抗椎體后伸運動產生的效果；同時，椎間盤主要應力集中在終板后側，這是由于后伸時，前縱韌帶分擔了大多數拉力，椎間盤前側受到的拉力較小的緣故。左右側彎時，最大應力分布在兩側椎體、椎弓根和椎間盤連接處以及小關節處；椎間盤受力也集中在兩側，同側更明顯。左右旋轉時，椎體應力主要集中在旋轉同側椎體、小關節及椎弓根區域；椎間盤應力呈近似“U”形分布，髓核區域受力最小，前側纖維環受力明顯小于其他三側纖維環區域，但最大應力集中在椎間盤的側后方。
3 討論
頸椎是連接大腦與軀干的唯一橋梁，頸部創傷和損傷會給人體帶來巨大的損害和生活質量的下降。下頸椎(C4~7節段)作為整個頸椎序列的根基，上與頸椎活動幅度和角度最大的上頸椎相連，下與相對基準的胸椎相連，其穩定性相對較差，生理功能比較特殊，臨床上發生退行性病變、勞損性損傷及創傷的概率較高。目前，頸部勞損性損傷多采用中醫手法治療[21]，臨床療效明確，但其所利用的生物力學機制和作用機制研究卻仍顯匱乏。
本研究的目的是通過構建正常人C4~7節段三維有限元模型，為研究中醫手法治療頸椎慢性疾病提供模型平臺。數字虛擬模型的構建不能完全模擬和替代離體實驗的結果，但如若構建的有限元模型能夠反映大部分離體實驗測量得到的相關信息，那么運用該模型進行相關生物力學分析就能在不使用尸體標本進行實驗的前提下，反映和預測相關生物力學問題。本研究詳細地構建了正常人C4~7節段三維有限元模型，充分模擬了椎體、椎間盤、韌帶、鉤椎關節的生理功能和材料屬性。目前，多數研究[22-24]建立的頸椎有限元模型忽略了鉤椎關節的影響，對其不進行任何設定，事實上，中醫骨傷科所強調的頸椎“骨錯縫筋出槽”現象常發生在頸椎鉤椎關節部位，該部位的結構和功能是不能被忽略的，很有可能是引起頸椎癥狀的關鍵所在，中醫正骨手法也擅長對該部位進行整復治療[25]。本研究認為不能完全忽視鉤椎關節對有限元模型造成的影響，因此，我們將其設定為無摩擦面-面接觸來模擬頸椎鉤椎關節的狀態。
由于本研究采取的驗證方法為文獻結果對比，課題組更注重本模型是否能反映離體實驗測量的結果，因此我們納入的對比文獻均為經典且公認較好的離體實驗。從實驗總體結果來看，本研究所建立的頸椎模型能夠有效地反映人體頸椎的各項活動，在不同載荷作用下，本模型計算的關節ROM的結果與文獻報道一致，在不同大小彎矩下，本模型結果與Wheeldon等[16]和Nightingale等[17-18]的離體實驗均有較好的一致性。
本模型在部分情況下計算結果與離體實驗并不一致。我們分析導致該結果發生的原因可能是：離體實驗數據的測量采用的是不同年齡、不同椎間盤退行性變的尸體標本，計算的是多個尸體標本不同節段的平均值，而本研究所選取的是一名30歲健康女性志愿者的CT掃描圖像數據，椎間盤、椎體無任何退變。同時由于本模型在構建過程中存在一定的模型簡化步驟，所選取的材料屬性來源于有限的文獻報道，加之不同實驗所選取的標本不同，幾何特性和材料屬性在本質上是有差異的。就本文所選取的三篇離體實驗文獻([16-18])而言，其結果也并非完全一致。Zhang等[14]對三項離體實驗[19, 26-27]結果進行比較分析發現，三項研究在所得數值上存在較大的差異，但是這三項研究數據所反映的頸椎椎體之間ROM的總體趨勢是一致的。因此，總地來說本模型所反映的結果是真實、可以接受的。
在模型的應力方面，本模型盡量接近真實地體現了正常人頸椎在進行6個方向活動時主要的應力區域，不同的活動姿勢時，頸椎應力分布有其各自的特點，也體現了不同解剖結構在人體運動時所承擔的主要功能。
總而言之，通過驗證，本模型所構建的C4~7節段三維有限元模型是可靠、有效的，能夠反映正常人頸椎的功能活動，其所展現的6種工況下的ROM與離體實驗數據結果相比，總體趨勢是一致的，在C6、7節段則完全反映了離體實驗的結果。該模型可以用于分析椎體、椎間盤、小關節和頸部主要韌帶的生物力學特性。而中醫手法治療頸椎病正是將治療手法的力作用在椎體上，通過正骨手法改善椎間盤、韌帶以及小關節與周圍肌肉組織的動力平衡與靜力平衡，從而達到治療目的[28]。以往的研究多數是從臨床治療效果反推其機制，尤其是作為核心特色治療技術的中醫骨傷手法，其作用的部位清晰，療效明確，但是其具體作用過程和作用機制卻鮮有研究。三維有限元模型正好補充了這塊短板，通過有限元模型可以完整地模擬手法治療的過程，觀察內部結構應力、應變和解剖結構位置改變，從而為完整地闡述中醫手法療效提供了必不可少的實驗基礎。
人體頸椎結構很復雜，本研究盡可能真實地完成了頸椎幾何模型和材料屬性的模擬，但在模型構建過程中不可避免地使用了一些簡化步驟，如部分幾何特征去除、幾何三角面片數量縮減等。目前，對于鉤椎關節的材料屬性的定義以及關節面的設定尚存在爭議，也有研究[29]使用特殊類型的設定來模擬鉤椎關節，而本研究以無摩擦面-面接觸關系來定義鉤椎關節之間的相互作用也只能部分模擬鉤椎關節之間的生理功能，這樣設定是否完全正確尚需進行進一步研究和討論。此外，由于肌肉組織參數的設定非常復雜，其作用也不容易控制[30-31]，因此本研究忽略了肌肉對頸椎的影響，并未對肌肉組織進行有限元模型重建。頸椎主要相關的血管(如椎動脈)的模擬從幾何上沒有困難，但在進行分析時涉及流固耦合分析領域，目前該方向的研究較少[8]，其模型的構建以及與椎體之間的關系設定等均是難點，本研究同樣未對血管進行模擬和分析。因此，為了更好、更完整地模擬頸椎真實的生理和功能狀況，肌肉和血管的納入以及頸椎解剖上更細微結構的模擬將成為日后研究的重心。
