引用本文： 王滕羽, 陳佳駿, 周新, 曹春風, 王群波. 新型Y型椎弓根螺釘在骨質疏松人工骨模塊下的生物力學研究. 中國修復重建外科雜志, 2017, 31(10): 1231-1235. doi: 10.7507/1002-1892.201705069 復制
隨著我國人口老齡化趨勢加劇，老年性骨質疏松患者群龐大[1]，合并脊柱疾患需行脊柱后路穩定手術的患者越來越多。椎弓根螺釘固定是臨床上常見治療方法，但對于骨質疏松患者，因釘道周圍骨質較脆弱，不易把持住椎弓根螺釘，易造成椎弓根螺釘松動或拔出，導致內固定失效[2]。如何改善并提高骨質疏松椎體內椎弓根螺釘植入后穩定性，已成為脊柱外科研究熱點之一。學者們研制出了膨脹式椎弓根螺釘（expansive pedicle screw，EPS），其能在骨質疏松條件下，達到普通椎弓根螺釘在正常骨質中的穩定性[3-5]。但臨床應用過程中發現 EPS 存在螺釘植入后即刻穩定性較差、術后患者臥床時間較長且不易取出等問題[6]。鑒于此，本課題組在 EPS 基礎上進行了一些改進，設計了 Y 型椎弓根螺釘（Y type pedicle screw，YPS），以期在保留較強力學性能的同時，一定程度解決上述問題。利用聚甲基丙烯酸甲酯（polymethyl methacrylate，PMMA）骨水泥來強化釘道是臨床上的常用方法，大量生物力學試驗以及臨床研究已證明了其用于椎弓根釘釘道強化的有效性，它與 YPS 力學大小的差異，對 YPS 穩定強度的評價有重要參照價值。由于單純 PMMA 骨水泥注入骨質疏松人工骨模塊（簡稱“模塊”）后，無法與力學試驗機進行配合，所以我們選用了帶側孔的中空骨水泥椎弓根螺釘（bone cement-injectable cannulated pedicle screw，CICPS）作為對照[7-8]。本研究對 YPS、EPS、CIPCS 在模塊上進行了生物力學試驗，比較三者的最大軸向拔出力、最大旋出力和周期抗屈最大載荷，為 YPS 后期在體實驗和臨床應用提供依據。
1 材料與方法
1.1 主要材料及儀器
采用由美國 Pacific Research Laboratory 實驗室生產的 1522-507 型模塊（圖 1a）為試驗標本（n=60），大小為 12 cm×8 cm×6 cm。該模塊由聚氨酯材料制成，與骨質疏松狀態下松質骨的蜂窩狀結構類似，含有 95% 以上開放式孔隙率，材料密度 0.12 g/cm，抗壓強度 17.6 MPa。
椎弓根螺釘：① 本課題組自行設計的 YPS 20 枚，由北京富樂生物器械有限公司生產。YPS 由帶側孔的主螺釘和中芯釘兩部分組成。主螺釘直徑 6.0 mm，長 40 mm，螺距 3 mm，螺紋深度 0.75 mm；中芯釘經由主螺釘的中上 1/3 穿出，長 40 mm，直徑 2.0 mm，與主螺釘形成約 15° 的夾角，中芯釘前端帶有致密的細小螺紋，螺紋深度 0.02 mm。見圖 1b。② EPS 20 枚（北京富樂生物器械有限公司），由中空螺釘和可植入螺釘內孔道的內栓兩部分組成。螺釘直徑 6.0 mm，長 40 mm，中心孔直徑 2.5 mm。螺釘尖部被插入的內栓均勻分成 4 瓣，內栓直徑 2.5 mm，長 55 mm，尾端為邊長 5 mm 的四方體。③ CICPS 20 枚（北京富樂生物器械有限公司），骨水泥螺釘縱向中空，骨水泥流出道直徑約 1.8 mm，在螺釘中下 1/3 有左右 3 對側孔（共 6 個），側孔直徑約 1.2 mm。
PMMA 骨水泥（Mendec Spine 公司，意大利）10 盒，包括液體（10.0 g×1 包/盒）和粉體（5.0 mL×1 支/盒）。數字化 X 線機（Siemens 公司，德國）；E10000 萬能力學試驗機（Electroplus 公司，美國）。
1.2 釘道制備及椎弓根螺釘植入
將模塊隨機分為 3 組，每組 20 個，用手鉆垂直鉆入模塊中，制備直徑 3.0mm、深 30.0 mm 的釘道。YPS 組：先將主螺釘插入釘道，后插入中芯釘，壓棒后擰緊螺帽；EPS 組：先將中空螺釘插入釘道，隨后插入內栓，壓棒后擰緊螺帽；CICPS 組：將 CICPS 沿釘道插入模塊，PMMA 粉劑和水劑按照 2∶1 比例混合，待骨水泥聚合至拔絲期，利用骨導向器注入 1.5 mL 至 CICPS 中空部。
1.3 觀測指標
1.3.1 X 線片觀察 螺釘植入 12 h 后，分別對 3 組標本行 X 線檢查，觀察其在模塊中的結構和形態、骨-釘界面情況和骨水泥彌散分布。
1.3.2 軸向拔出試驗 定制一矩形框架，將 3 組已植入螺釘的模塊放入其中，下端固定，萬能力學試驗機一端與矩形框架上端開口的螺帽穩定連接，沿椎弓根長軸方向以 5 mm/min 速率垂直拔出，直至螺釘出現松動后停止，計算機記錄螺釘的最大軸向拔出力。見圖 2a。
1.3.3 最大旋出力試驗 將 3 組已植入螺釘的模塊下方固定于特制夾具上，試驗機扭矩與螺帽相連，沿椎弓根螺帽方向以 240°/min 的角速度進行旋出試驗，螺釘旋出后停止，計算機記錄最大旋出力矩。見圖 2b。
1.3.4 周期抗屈試驗 將 3 組已植入螺釘的模塊縱向放置，在模塊上方放置一模具，利用模具上的螺絲孔將模塊在水平面上的各方向全部固定，禁止其移動。椎弓根螺釘長軸與平臺平行，壓棒連接于試驗機上端，載荷通過壓頭直接作用于椎弓根螺釘尾部，以 20～200 N 正弦波式施加載荷，進行 800 個周期的遞增負荷。螺釘偏離中軸線≥2 mm，則認為出現疲勞，計算機記錄其最大載荷值。見圖 2c。
1.4 統計學方法
采用 SPSS22.0 統計軟件進行分析。數據以均數±標準差表示，組間比較采用單因素方差分析，兩兩比較采用 SNK 檢驗；檢驗水準α=0.05。
2 結果
2.1 X 線片觀察
X 線片觀察示，YPS 組主釘和中芯釘均被周圍的聚氨酯材料包繞，中芯釘由主螺釘的中下 1/3 穿出，與主螺釘形成夾角，插入的中芯釘最低點與主螺釘位于同水平線上。EPS 組螺釘尖端明顯膨脹，形成爪型結構；CICPS 組的骨水泥主要分布于螺釘前部，在骨小梁中彌散，形成穩固的“螺釘-骨水泥-骨小梁”復合體。見圖 3。
2.2 生物力學試驗
YPS、EPS、CICPS 組的最大軸向拔出力分別為（98.43±8.26）、（77.41±11.41）、（186.43±23.23）N，最大旋出力矩分別為（1.42±0.33）、（0.96±0.37）、（2.27±0.39）N/m，周期抗屈試驗的最大載荷分別為（67.49±3.02）、（66.03±2.88）、（143.48±4.73）N。CICPS 組各指標均明顯高于 YPS 組和 EPS 組，差異有統計學意義（P<0.05）；YPS 組最大軸向拔出力和最大旋出力矩顯著高于 EPS 組，差異有統計學意義（P<0.05），但 YPS 組和 EPS 組間比較周期抗屈試驗的最大載荷差異無統計學意義（P>0.05）。
圖1
主要材料外觀
a. 模塊；b. YPS
Figure1. Appearance of materialsa. Osteoporosis synthetic bone; b. YPS
圖2
生物力學試驗示意圖
a. 軸向拔出試驗；b. 最大旋出力試驗；c. 周期抗屈試驗
Figure2. Sketch of biomechanical testa. Axial pullout test; b. Maximum extraction torque test; c. Periodical anti-bending test
圖3
各組螺釘植入 12 h 后 X 線片觀察
a. YPS 組；b. EPS 組；c. CICPS 組
Figure3. X-ray film observation of each group after 12 hours of pedicle screw implantationa. YPS group; b. EPS group; c. CICPS group
3 討論
目前研究顯示，影響椎弓根螺釘穩定的主要因素為“釘-骨界面”強度，其主要取決于螺釘結構和釘道周圍的骨質強度[9-10]。已有大量學者提出了針對骨質疏松條件下的改進方法，主要集中在改進螺釘、處理釘道方面。Kiner 等[11]在尸體標本上進行翻新試驗時，用不同直徑椎弓根螺釘測試軸向拔出力發現，增大螺釘直徑可明顯增加螺釘的最大軸向拔出力。Brantley 等[12]通過增加螺釘在椎體中的長度發現，螺釘的最大軸向拔出力增加了 16% 以上；但因椎體大小有限，螺釘直徑超過 90% 和/或螺釘長度超過椎體前方骨皮質，并發癥的發生率陡增。潘顯明等[13]研究了 4 種不同形狀螺紋的椎弓根螺釘（外錐螺紋、內錐螺紋、皮質骨等螺紋和松質骨螺釘螺紋）的拔出力，結果表明外錐螺紋式螺釘的拔出力最大。Bostan 等[14]通過向中空螺釘釘道內注射骨水泥的方法，最大軸向拔出力增加了 196%。但 PMMA 仍存在一些弊端，如聚合產生高熱、誤注或溢出對神經組織損傷、長期留置有一定毒性和致癌可能[15]。
雖然 EPS 提升了在骨質疏松條件下的穩定性，也降低了因增加螺釘直徑和長度帶來的諸多風險[3]；但隨著 EPS 的臨床應用，研究者發現這種設計增大了局部對骨面的創傷。更重要的是，膨脹的固定方式不能達到即刻穩定，術后需在 EPS 的前縱裂內融合生長一段時間，才能達到較高穩定性，延長了患者臥床時間，可能會導致更多并發癥。再者，由于螺釘尖端膨脹后，不能回復到原來未膨脹的狀態，術后取釘過程困難；隨著骨質愈合，骨質填充螺釘撐開所形成的間隙勢必影響取釘時膨脹回復，導致釘道損壞。基于以上原因，我們新設計了 YPS，其在 EPS 基礎上，將 EPS 中芯釘的釘道由平行改為斜行，由此通道擰入的中芯釘由主螺釘中下 1/3 處穿出，植入骨質后與主螺釘形成的夾角代替螺釘膨脹所產生的角度，與周圍組織組成一個穩定的三角關系，形成了釘-骨夾鎖固定模式，增加與周圍椎體的接觸面積和骨密度，也對周圍骨質形成擠壓作用，強化了螺釘的抗拔出性能及抗旋轉力；在中芯釘的表面有細小致密的螺紋，增強了與側方組織的接觸面積和融合度；由于中芯釘是通過螺紋擰入骨質，減少了對周圍骨小梁的破壞，也不需等待周圍組織對膨脹處形成包埋效果，所以螺釘的即刻穩定性良好；而且主螺釘與中芯釘夾角之間的骨質未遭破壞，不會因膨脹形成椎體內的空隙，而降低了骨質疏松椎體愈合時間；也更好地解決了椎弓根螺釘取出困難和對周圍組織破壞的問題。
本研究中，我們采用了由美國 Pacific Research Laboratory 實驗室生產的 1522-507 型模塊，可模擬骨質疏松狀態下的松質骨蜂窩狀結構及力學特點，已在國內外研究中大量應用[16-17]。結果顯示，YPS 在聚氨酯材料中的最大軸向拔出力較 EPS 增加了 12%，但與 CICPS 比較，YPS 的最大軸向拔出力只有其約 50%，我們認為這可能與 CICPS 不同的穩定機制有關。YPS 與 EPS 有著類似的穩定機制，主要通過主螺釘與中芯釘對周圍的擠壓和增大接觸面積來提高其穩定性，CICPS 則通過側孔彌散的 PMMA 來增大螺釘的整體直徑和周圍聚氨酯材料的摩擦力。軸向拔出力試驗僅反映了螺釘初始狀態的力學穩定性，但螺釘在體內不僅有來自長軸方向的應力，而是長軸方向、旋轉應力和橫向屈曲 3 種應力共同作用的結果。本研究中，YPS 的最大旋出力矩高于 EPS，低于 CICPS，與軸向拔出試驗結果一致。在橫向載荷的周期抗屈試驗中，YPS 與 EPS 的最大載荷有所差異，但無統計學意義，可能是因為 YPS 和 EPS 的受力點分別位于中下 1/3 螺釘的頭部，而周期抗屈的載荷直接作用于椎弓根螺釘尾部，不能很好地體現二者在結構上的差異；另外聚氨酯材料脆性較大，可能也是影響結果的重要原因。
綜上述，我們新設計的 YPS 相比于 EPS，能提高其在模塊中的最大軸向拔出力和最大旋出力矩，但顯著低于 CICPS。考慮到模塊僅模擬了椎體內松質骨的結構，并不能完整反映 YPS 在骨質疏松椎體下的穩定性，還需進一步在骨質疏松動物模型下評價其生物力學穩定性和釘-骨界面情況。
隨著我國人口老齡化趨勢加劇，老年性骨質疏松患者群龐大[1]，合并脊柱疾患需行脊柱后路穩定手術的患者越來越多。椎弓根螺釘固定是臨床上常見治療方法，但對于骨質疏松患者，因釘道周圍骨質較脆弱，不易把持住椎弓根螺釘，易造成椎弓根螺釘松動或拔出，導致內固定失效[2]。如何改善并提高骨質疏松椎體內椎弓根螺釘植入后穩定性，已成為脊柱外科研究熱點之一。學者們研制出了膨脹式椎弓根螺釘（expansive pedicle screw，EPS），其能在骨質疏松條件下，達到普通椎弓根螺釘在正常骨質中的穩定性[3-5]。但臨床應用過程中發現 EPS 存在螺釘植入后即刻穩定性較差、術后患者臥床時間較長且不易取出等問題[6]。鑒于此，本課題組在 EPS 基礎上進行了一些改進，設計了 Y 型椎弓根螺釘（Y type pedicle screw，YPS），以期在保留較強力學性能的同時，一定程度解決上述問題。利用聚甲基丙烯酸甲酯（polymethyl methacrylate，PMMA）骨水泥來強化釘道是臨床上的常用方法，大量生物力學試驗以及臨床研究已證明了其用于椎弓根釘釘道強化的有效性，它與 YPS 力學大小的差異，對 YPS 穩定強度的評價有重要參照價值。由于單純 PMMA 骨水泥注入骨質疏松人工骨模塊（簡稱“模塊”）后，無法與力學試驗機進行配合，所以我們選用了帶側孔的中空骨水泥椎弓根螺釘（bone cement-injectable cannulated pedicle screw，CICPS）作為對照[7-8]。本研究對 YPS、EPS、CIPCS 在模塊上進行了生物力學試驗，比較三者的最大軸向拔出力、最大旋出力和周期抗屈最大載荷，為 YPS 后期在體實驗和臨床應用提供依據。
1 材料與方法
1.1 主要材料及儀器
采用由美國 Pacific Research Laboratory 實驗室生產的 1522-507 型模塊（圖 1a）為試驗標本（n=60），大小為 12 cm×8 cm×6 cm。該模塊由聚氨酯材料制成，與骨質疏松狀態下松質骨的蜂窩狀結構類似，含有 95% 以上開放式孔隙率，材料密度 0.12 g/cm，抗壓強度 17.6 MPa。
椎弓根螺釘：① 本課題組自行設計的 YPS 20 枚，由北京富樂生物器械有限公司生產。YPS 由帶側孔的主螺釘和中芯釘兩部分組成。主螺釘直徑 6.0 mm，長 40 mm，螺距 3 mm，螺紋深度 0.75 mm；中芯釘經由主螺釘的中上 1/3 穿出，長 40 mm，直徑 2.0 mm，與主螺釘形成約 15° 的夾角，中芯釘前端帶有致密的細小螺紋，螺紋深度 0.02 mm。見圖 1b。② EPS 20 枚（北京富樂生物器械有限公司），由中空螺釘和可植入螺釘內孔道的內栓兩部分組成。螺釘直徑 6.0 mm，長 40 mm，中心孔直徑 2.5 mm。螺釘尖部被插入的內栓均勻分成 4 瓣，內栓直徑 2.5 mm，長 55 mm，尾端為邊長 5 mm 的四方體。③ CICPS 20 枚（北京富樂生物器械有限公司），骨水泥螺釘縱向中空，骨水泥流出道直徑約 1.8 mm，在螺釘中下 1/3 有左右 3 對側孔（共 6 個），側孔直徑約 1.2 mm。
PMMA 骨水泥（Mendec Spine 公司，意大利）10 盒，包括液體（10.0 g×1 包/盒）和粉體（5.0 mL×1 支/盒）。數字化 X 線機（Siemens 公司，德國）；E10000 萬能力學試驗機（Electroplus 公司，美國）。
1.2 釘道制備及椎弓根螺釘植入
將模塊隨機分為 3 組，每組 20 個，用手鉆垂直鉆入模塊中，制備直徑 3.0mm、深 30.0 mm 的釘道。YPS 組：先將主螺釘插入釘道，后插入中芯釘，壓棒后擰緊螺帽；EPS 組：先將中空螺釘插入釘道，隨后插入內栓，壓棒后擰緊螺帽；CICPS 組：將 CICPS 沿釘道插入模塊，PMMA 粉劑和水劑按照 2∶1 比例混合，待骨水泥聚合至拔絲期，利用骨導向器注入 1.5 mL 至 CICPS 中空部。
1.3 觀測指標
1.3.1 X 線片觀察 螺釘植入 12 h 后，分別對 3 組標本行 X 線檢查，觀察其在模塊中的結構和形態、骨-釘界面情況和骨水泥彌散分布。
1.3.2 軸向拔出試驗 定制一矩形框架，將 3 組已植入螺釘的模塊放入其中，下端固定，萬能力學試驗機一端與矩形框架上端開口的螺帽穩定連接，沿椎弓根長軸方向以 5 mm/min 速率垂直拔出，直至螺釘出現松動后停止，計算機記錄螺釘的最大軸向拔出力。見圖 2a。
1.3.3 最大旋出力試驗 將 3 組已植入螺釘的模塊下方固定于特制夾具上，試驗機扭矩與螺帽相連，沿椎弓根螺帽方向以 240°/min 的角速度進行旋出試驗，螺釘旋出后停止，計算機記錄最大旋出力矩。見圖 2b。
1.3.4 周期抗屈試驗 將 3 組已植入螺釘的模塊縱向放置，在模塊上方放置一模具，利用模具上的螺絲孔將模塊在水平面上的各方向全部固定，禁止其移動。椎弓根螺釘長軸與平臺平行，壓棒連接于試驗機上端，載荷通過壓頭直接作用于椎弓根螺釘尾部，以 20～200 N 正弦波式施加載荷，進行 800 個周期的遞增負荷。螺釘偏離中軸線≥2 mm，則認為出現疲勞，計算機記錄其最大載荷值。見圖 2c。
1.4 統計學方法
采用 SPSS22.0 統計軟件進行分析。數據以均數±標準差表示，組間比較采用單因素方差分析，兩兩比較采用 SNK 檢驗；檢驗水準α=0.05。
2 結果
2.1 X 線片觀察
X 線片觀察示，YPS 組主釘和中芯釘均被周圍的聚氨酯材料包繞，中芯釘由主螺釘的中下 1/3 穿出，與主螺釘形成夾角，插入的中芯釘最低點與主螺釘位于同水平線上。EPS 組螺釘尖端明顯膨脹，形成爪型結構；CICPS 組的骨水泥主要分布于螺釘前部，在骨小梁中彌散，形成穩固的“螺釘-骨水泥-骨小梁”復合體。見圖 3。
2.2 生物力學試驗
YPS、EPS、CICPS 組的最大軸向拔出力分別為（98.43±8.26）、（77.41±11.41）、（186.43±23.23）N，最大旋出力矩分別為（1.42±0.33）、（0.96±0.37）、（2.27±0.39）N/m，周期抗屈試驗的最大載荷分別為（67.49±3.02）、（66.03±2.88）、（143.48±4.73）N。CICPS 組各指標均明顯高于 YPS 組和 EPS 組，差異有統計學意義（P<0.05）；YPS 組最大軸向拔出力和最大旋出力矩顯著高于 EPS 組，差異有統計學意義（P<0.05），但 YPS 組和 EPS 組間比較周期抗屈試驗的最大載荷差異無統計學意義（P>0.05）。
圖1
主要材料外觀
a. 模塊；b. YPS
Figure1. Appearance of materialsa. Osteoporosis synthetic bone; b. YPS
圖2
生物力學試驗示意圖
a. 軸向拔出試驗；b. 最大旋出力試驗；c. 周期抗屈試驗
Figure2. Sketch of biomechanical testa. Axial pullout test; b. Maximum extraction torque test; c. Periodical anti-bending test
圖3
各組螺釘植入 12 h 后 X 線片觀察
a. YPS 組；b. EPS 組；c. CICPS 組
Figure3. X-ray film observation of each group after 12 hours of pedicle screw implantationa. YPS group; b. EPS group; c. CICPS group
3 討論
目前研究顯示，影響椎弓根螺釘穩定的主要因素為“釘-骨界面”強度，其主要取決于螺釘結構和釘道周圍的骨質強度[9-10]。已有大量學者提出了針對骨質疏松條件下的改進方法，主要集中在改進螺釘、處理釘道方面。Kiner 等[11]在尸體標本上進行翻新試驗時，用不同直徑椎弓根螺釘測試軸向拔出力發現，增大螺釘直徑可明顯增加螺釘的最大軸向拔出力。Brantley 等[12]通過增加螺釘在椎體中的長度發現，螺釘的最大軸向拔出力增加了 16% 以上；但因椎體大小有限，螺釘直徑超過 90% 和/或螺釘長度超過椎體前方骨皮質，并發癥的發生率陡增。潘顯明等[13]研究了 4 種不同形狀螺紋的椎弓根螺釘（外錐螺紋、內錐螺紋、皮質骨等螺紋和松質骨螺釘螺紋）的拔出力，結果表明外錐螺紋式螺釘的拔出力最大。Bostan 等[14]通過向中空螺釘釘道內注射骨水泥的方法，最大軸向拔出力增加了 196%。但 PMMA 仍存在一些弊端，如聚合產生高熱、誤注或溢出對神經組織損傷、長期留置有一定毒性和致癌可能[15]。
雖然 EPS 提升了在骨質疏松條件下的穩定性，也降低了因增加螺釘直徑和長度帶來的諸多風險[3]；但隨著 EPS 的臨床應用，研究者發現這種設計增大了局部對骨面的創傷。更重要的是，膨脹的固定方式不能達到即刻穩定，術后需在 EPS 的前縱裂內融合生長一段時間，才能達到較高穩定性，延長了患者臥床時間，可能會導致更多并發癥。再者，由于螺釘尖端膨脹后，不能回復到原來未膨脹的狀態，術后取釘過程困難；隨著骨質愈合，骨質填充螺釘撐開所形成的間隙勢必影響取釘時膨脹回復，導致釘道損壞。基于以上原因，我們新設計了 YPS，其在 EPS 基礎上，將 EPS 中芯釘的釘道由平行改為斜行，由此通道擰入的中芯釘由主螺釘中下 1/3 處穿出，植入骨質后與主螺釘形成的夾角代替螺釘膨脹所產生的角度，與周圍組織組成一個穩定的三角關系，形成了釘-骨夾鎖固定模式，增加與周圍椎體的接觸面積和骨密度，也對周圍骨質形成擠壓作用，強化了螺釘的抗拔出性能及抗旋轉力；在中芯釘的表面有細小致密的螺紋，增強了與側方組織的接觸面積和融合度；由于中芯釘是通過螺紋擰入骨質，減少了對周圍骨小梁的破壞，也不需等待周圍組織對膨脹處形成包埋效果，所以螺釘的即刻穩定性良好；而且主螺釘與中芯釘夾角之間的骨質未遭破壞，不會因膨脹形成椎體內的空隙，而降低了骨質疏松椎體愈合時間；也更好地解決了椎弓根螺釘取出困難和對周圍組織破壞的問題。
本研究中，我們采用了由美國 Pacific Research Laboratory 實驗室生產的 1522-507 型模塊，可模擬骨質疏松狀態下的松質骨蜂窩狀結構及力學特點，已在國內外研究中大量應用[16-17]。結果顯示，YPS 在聚氨酯材料中的最大軸向拔出力較 EPS 增加了 12%，但與 CICPS 比較，YPS 的最大軸向拔出力只有其約 50%，我們認為這可能與 CICPS 不同的穩定機制有關。YPS 與 EPS 有著類似的穩定機制，主要通過主螺釘與中芯釘對周圍的擠壓和增大接觸面積來提高其穩定性，CICPS 則通過側孔彌散的 PMMA 來增大螺釘的整體直徑和周圍聚氨酯材料的摩擦力。軸向拔出力試驗僅反映了螺釘初始狀態的力學穩定性，但螺釘在體內不僅有來自長軸方向的應力，而是長軸方向、旋轉應力和橫向屈曲 3 種應力共同作用的結果。本研究中，YPS 的最大旋出力矩高于 EPS，低于 CICPS，與軸向拔出試驗結果一致。在橫向載荷的周期抗屈試驗中，YPS 與 EPS 的最大載荷有所差異，但無統計學意義，可能是因為 YPS 和 EPS 的受力點分別位于中下 1/3 螺釘的頭部，而周期抗屈的載荷直接作用于椎弓根螺釘尾部，不能很好地體現二者在結構上的差異；另外聚氨酯材料脆性較大，可能也是影響結果的重要原因。
綜上述，我們新設計的 YPS 相比于 EPS，能提高其在模塊中的最大軸向拔出力和最大旋出力矩，但顯著低于 CICPS。考慮到模塊僅模擬了椎體內松質骨的結構，并不能完整反映 YPS 在骨質疏松椎體下的穩定性，還需進一步在骨質疏松動物模型下評價其生物力學穩定性和釘-骨界面情況。
