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35 卷 2 期 2016 年 4 月中国生物医学工程学报 Chinese Journal of Biomedical Engineering Vol. 35 No. 2 April 2016 下颈椎全脊椎切除术后两种内固定重建方法的有限元分析 1 王晨曦 1 赵改平 1 柏磊磊 1 陈楠心 2 陈二云 3 赵庆华马 4 童 4 凃意辉 1 ( 上海理工大学医疗器械与食品学院, 上海 200093) 2 ( 上海理工大学能源与动力工程学院, 上海 200093) 3 ( 上海市第一人民医院骨科, 上海 200080) 4 ( 上海市杨浦区中心医院骨科, 上海 200090) 摘要 : 研究下颈椎 C5 椎体全脊椎切除术 (TS) 之后, 前后路不同联合内固定重建方法对颈椎稳定性的影响基于 CT 图像建立下颈椎 C3 - C7 节段完整无损模型, 在无损模型基础上, 建立 C5 全脊椎切除术后两种内固定重建模型 : 一为钛网重建 + 前路钢板 + 后路单节段椎弓根螺钉模型 (TM + AP + SPS); 二为钛网重建 + 前路钢板 + 后路双节段椎弓根螺钉模型 (TM + AP + DPS) 对模型分别施加 0 5 1 0 1 5 2 0 N m 的扭矩, 分析两种模型在前屈后伸左右侧弯和左右扭转等工况下的关节活动度 (ROM) 以及钛网钢板椎弓根螺钉的应力分布情况结果表明, 重建节段 ROM 随着扭矩的增大而增加, 呈现出非线性的趋势,TM + AP + SPS 模型的增加幅度较大 1 0 N m 工况下, 两种模型重建节段 ROM 均减少 83% 以上 ;TM + AP + SPS 模型在后伸侧弯和扭转时, 邻近节段的 ROM 均增加 11% 以上,C6 - C7 节段的 ROM 在扭转时增加 41 79%,TM + AP + DPS 模型的邻近节段 ROM 则显著降低 TM + AP + SPS 模型和 TM + AP + DPS 模型中钛网应力分别集中于受压侧和后方 TM + AP + SPS 模型的邻近节段有较大的代偿活动,TM + AP + DPS 模型各节段 ROM 均大幅度减小,TM + AP + DPS 模型的稳定性更好关键词 : 下颈椎 ; 全脊椎切除术 ; 内固定重建 ; 有限元分析 ; 力学特性中图分类号 R318 01 文献标志码 A 文章编号 0258 8021(2016) 02 0194 08 Finite Element Analysis of Two Kinds of Internal Fixation Methods after Total Spondylectomy of Lower Cervical Spine Wang Chenxi 1 Zhao Gaiping 1 Bai Leilei 1 Chen Nanxin 1 Chen Eryun 2 Zhao Qinghua 3 Ma Tong 4 Tu Yihui 4 1 (School of Medical Instrument and Food Engineering, University of Shanghai for Science and Technology, Shanghai 200093, China) 2 (School of Energy and Power Engineering, University of Shanghai for Science and Technology, Shanghai 200093, China) 3 (Department of Orthopedics, Shanghai First People s Hospital, Shanghai 200080, China) 4 (Department of Orthopedics, Shanghai Yangpu District Central Hospital, Shanghai 200090, China) Abstract: To investigate effects from different combinations of anterior and posterior internal fixation on stability of the cervical spine after total spondylectomy of C5 vertebral. The intact finite element model of the lower cervical spine C3 C7 was established based on CT images. Based on the verified finite element model of intact cervical spine, two reconstruction models after total spondylectomy of C5 vertebral were established: one was titanium mesh plus anterior plate plus posterior single segmental pedical screw model( TM + AP + SPS), the other one was titanium mesh plus anterior plate plus posterior double segmental pedical screw model( TM + AP + DPS). Moment of 0 5, 1 0, 1 5, 2 0 N m was separately applied on top of the model, ROM of two reconstruction model under flexion, extension, lateral bending and torsion conditions and the stress distribution of internal fixation devices were analyzed. The ROM of reconstruction segments was increased with the increase of the torque, showing non linear trend, ROM of TM + AP + SPS model was increased larger. In the case of 1 0 doi: 10 3969 / j. issn. 0258 8021 2016 02 010 收稿日期 : 2015 06 24, 录用日期 :2015 11 20 基金项目 : 国家自然科学基金 (11502146, 51106099); 上海市自然科学基金 (15ZR1429600) 通信作者 (Corresponding author), E mail: zgp_06@ 126. com

2 期王晨曦, 等 : 下颈椎全脊椎切除术后两种内固定重建方法的有限元分析 195 N m torque, the ROM of reconstruction segments was greatly reduced by over 83% as compare to that of the intact model. ROM of the adjacent segments of the TM + AP + SPS model was increased by over 11% under extension, bending and torsion conditions, the ROM of C6 C7 segment was increased by over 41 79% under torsion condition, and ROM of adjacent segments of TM + AP + DPS model was significantly reduced. Stress of the titanium mesh of TM + AP + SPS model and TM + AP + DPS model were separately focused on the compression side and the rear. Adjacent segments of TM + AP + SPS model had a great compensatory activity, and ROM of each segment of the TM + AP + DPS model was significantly reduced, the stability of cervical spine was better in TM + AP + DPS model. Key words: lower cervical spine; total spondylectomy; internal fixation with reconstruction; finite element analysis; mechanical properties 引言颈椎肿瘤是严重危害人类健康的疾病之一, 具有较高的致残率和死亡率肿瘤的形式分为原发性和继发性两种, 颈椎继发性肿瘤以 C5 椎体最为多见手术切除肿瘤脊髓减压和植骨融合及内固定重建脊柱稳定性是目前治疗脊柱肿瘤的有效手段常规的脊椎肿瘤刮除或者病灶内切除常导致病灶残留和复发, 全脊椎切除术 ( total spondylectomy, TS) 一般采用前后方联合入路或者单纯后方入路, 将被肿瘤侵犯的一节或数节椎体及其附件全部切除, 可显著减少局部复发率, 是临床医生公认的一种脊柱肿瘤的治疗方法全脊椎切除术需要即刻稳定性, 利用内固定器械提供足够的力学强度和重建节段的稳定性, 减少脊柱的塌陷和移位, 使全脊椎切除术后脊柱稳定性的重建和彻底切除肿瘤成为可能近年来全脊椎切除术及其内固定重建方法成为学者们研究的焦点全脊椎切除术及其内固定重建方法主要的研究手段包括实验生物力学临床研究和有限元分析等 Stener 等在 1971 年首次报道了全脊椎切除 [1 - 术 2] 应用后方入路将肿瘤连同 T11 L1 三段脊椎进行完全切除, 全脊椎切除术从此为世人所知在此基础上,Tomita 和 Roy Camille 等报道了改良的全脊椎整块切除技术, 手术基本做到了完整切除, 并使用钛网和后路内固定器械进行重建和固 [3 - 定 4] 国外学者通过标本实验和临床术后随访, 发现在全脊椎切除后, 前后路联合固定比单纯前路固定稳定, 前后联合入路对脊柱恶性肿瘤, 尤其是累及脊柱椎体及附件的肿瘤患者, 实现完整切除肿 [5 - 瘤, 能更加彻底地椎管减压和恢复脊柱稳定性 6] Disch 等通过实验验证了多节段的后路固定效果比单节段的固定效果更加稳定 [7] Akamaru 等采用有限元方法比较发现全脊椎切除术后前后路椎弓根螺钉不同联合固定术式中, 后路双节段椎弓根螺钉固定对钛网内移植骨的应力遮挡较小 [8] 但是对颈椎全脊椎切除术后前后联合固定中单节段和双节段的椎弓根螺钉固定哪种效果更好, 尚存在争议目前国内外对脊柱全脊椎切除的报道以实验 [9 - 生物力学和临床研究较多 11], 而有限元方法在预测脊柱的运动范围运动角度等方面与尸体标本实验结果呈现出较好的一致性, 并具有可以分析内部力的传导模式和植入器械的力学特性的优势, 利用有限元方法研究全脊椎切除术是一种发展趋势本研究建立 C5 全脊椎切除术后前后路不同联合内固定重建的三维有限元模型 : 模型 1, 钛网重建 + 前路钢板 + 后路单节段椎弓根螺钉模型 (TM + AP + SPS); 模型 2, 钛网重建 + 前路钢板 + 后路双节段椎弓根螺钉模型 (TM + AP + DPS) 对模型分别施加 0 5 1 0 1 5 2 0 N m 的扭矩, 分析两种模型在前屈后伸左右侧弯和左右扭转等工况下的关节活动度以及钛网钢板椎弓根螺钉的应力分布情况, 为临床手术方案的选择和植入器械的优化设计提供理论依据 1 材料与方法 1 1 颈椎无损有限元模型的建立基于一名既往无脊椎病史的男性志愿者颈椎节段 CT 扫描图像, 该志愿者签署了书面知情同意书将图像导入医学图像处理软件 Mimics, 运用图像分割填充区域增长等功能, 提取出 C3 - C7 节段颈椎的几何轮廓并导入到逆向工程软件 Geomagic 中, 对模型复杂曲面拟合处理, 填充椎间隙生成椎间盘, 将其分割成纤维环基质髓核和软骨终板将几何模型导入到 Hypermesh 软件中对其进行网格划分与材料赋值, 将脊椎骨性结构分为皮质骨松质骨和后方骨

１９６中国生物医学工程学报性单元并创建胶原纤维和韧带胶原纤维交叉附着在纤维环基质上使用杆单元构建椎间韧带前纵韧带ＡＬＬ后纵韧带ＰＬＬ棘间韧带ＩＳＬ黄韧带ＬＦ和囊韧带ＣＬ关节突之间引入接触关系摩擦系数设置为００１所建立的颈椎Ｃ３Ｃ７节段无损有限元模型如图１ａ所示１２内固定重建模型的建立基于Ｃ３Ｃ７段颈椎无损模型研究下颈椎Ｃ５椎体全脊椎切除术后前后路不同联合内固定重建３５卷方法对颈椎稳定性的影响模拟Ｃ５椎体全脊椎切除临床术式移除相邻的椎间盘终板和韧带等组织建立Ｃ３Ｃ７段颈椎内固定重建模型植入钛网钢板和钉棒进行颈椎的内固定建立两种内固定有限元模型１钛网重建前路钢板后路上下单节段椎弓根螺钉固定ＴＭＡＰＳＰＳ２钛网重建前路钢板后路上下双节段椎弓根螺钉固定ＴＭＡＰＤＰＳ如图１中ｂ和ｃ所示模型中椎体各部分结构的材料属性和参数如表１所示图１颈椎Ｃ３Ｃ７无损模型及两种术式状态下的模型ａ颈椎Ｃ３Ｃ７无损有限元模型ｂ钛网重建前路钢板后路上下单节段椎弓根螺钉固定ｃ钛网重建前路钢板后路上下双节段椎弓根螺钉固定Ｆｉｇ１ＩｎｔａｃｔｍｏｄｅｌａｎｄｅｌｅｍｅｎｔｍｏｄｅｌｓｕｎｄｅｒｔｗｏｋｉｎｄｓｏｆｏｐｅｒａｔｉｏｎｃｏｎｄｉｔｉｏｎｓｏｆｃｅｒｖｉｃａｌｓｐｉｎｅＣ３Ｃ７ａＩｎｔａｃｔｆｉｎｉｔｅｅｌｅｍｅｎｔｍｏｄｅｌｏｆｃｅｒｖｉｃａｌｓｐｉｎｅＣ３Ｃ７ｂＴｉｔａｎｉｕｍｍｅｓｈｃａｇｅｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎａｎｔｅｒｉｏｒｐｌａｔｅｕｐｐｅｒａｎｄｌｏｗｅｒｐｏｓｔｅｒｉｏｒｓｉｎｇｌｅｓｅｇｍｅｎｔｐｅｄｉｃｌｅｓｃｒｅｗｆｉｘａｔｉｏｎＴＭＡＰＳＰＳｃＴｉｔａｎｉｕｍｍｅｓｈｃａｇｅｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎａｎｔｅｒｉｏｒｐｌａｔｅｕｐｐｅｒａｎｄｌｏｗｅｒｄｏｕｂｌｅｓｅｇｍｅｎｔａｌｐｅｄｉｃｌｅｓｃｒｅｗｆｉｘａｔｉｏｎＴＭＡＰＤＰＳ表１颈椎Ｃ３Ｃ７有限元模型单元类型及材料属性Ｔａｂ１ＵｎｉｔｔｙｐｅａｎｄｍａｔｅｒｉａｌｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓｏｆｆｉｎｉｔｅｅｌｅｍｅｎｔｍｏｄｅｌｏｆｃｅｒｖｉｃａｌｓｐｉｎａｌｓｅｇｍｅｎｔｓＣ３Ｃ７结构名称皮质骨松质骨后部结构纤维环髓核软骨中板胶原纤维前纵韧带ＡＬＬ后纵韧带ＰＬＬ囊韧带ＣＬ黄韧带ＬＦ棘间韧带ＩＳＬ钢板钛网椎弓根螺钉单元类型弹性模泊松比量ＭＰａ１００００１００３５００４２１５００４５０３０２０７７３０１５１５１１００００１１００００１１０００００２９０２９０２９０４５０４９９０４４４４截面积ｍｍ２２４６１５４４６６５０１１３１参考文献１２１４１２１４１２１４１４１５１２１４１２１４１４１４１５１４１５１４１５１２１４１２１４１６１６１６２边界条件和载荷固定Ｃ７椎体下表面所有节点限制其所有的自由度Ｃ３椎体上表面所有节点耦合于中性点用ＭＰＣ１８４刚性梁单元连接在Ｃ３椎体上表面施加５０Ｎ的预载荷模拟头颅的重量同时根据右手螺旋定则在该中性点上分别施加０５１０１５２０Ｎｍ的扭矩模拟下颈椎在前屈后伸左右侧弯和左右扭转工况下的运动使用ＡＮＳＹＳ１４０作为有限元运算的求解器和后处理器３结果３１Ｃ３Ｃ７段颈椎无损有限元模型验证为了验证有限元模型的可靠性给模型施加１０Ｎｍ的力矩和５０Ｎ的预载荷模拟颈椎在前屈后伸侧弯及扭转等工况下的运动计算有限元模型Ｃ３Ｃ７在各工况下的关节活动度ｔｈｅｒａｎｇｅｏｆ

2 期王晨曦, 等 : 下颈椎全脊椎切除术后两种内固定重建方法的有限元分析 197 motion,rom), 将测量所得 ROM 分别与 Panjabi 等在 1 0 N m 纯扭矩作用下体外生物力学实验所得 ROM [17] 和 Zhang 等在 50 N 预载荷 1 0 N m 扭矩 [18] 作用下的有限元模型数据进行对比分析, 由于个体的差异性和实验条件的不同, 各个文献中, 颈椎各个节段活动度测量值有所差异结果如表 2 所示, 各节段椎体的活动范围和变化趋势与前人研究结果基本一致前屈工况下的 ROM 相对后伸侧弯和旋转工况下的 ROM 较大, 在相邻小关节面相互接触前, 活动度的差异主要是韧带的牵拉作用引起的, 当关节面相互接触时, 相邻关节面的抵触作用是导致活动度差异的主要原因 Tab. 2 表 2 颈椎 C3 C7 无损模型关节活动度 Range of motion of intact finite element model of cervical spine C3 - C7 本方法 / ( ) 文献 [17] / ( ) 文献 [18] / ( ) 工况前屈后伸侧弯扭转前屈后伸侧弯扭转前屈后伸侧弯扭转 C3 C4 6 35 4 83 4 69 3 13 6 07 3 77 4 50 2 67 9 11 9 11 3 16 3 06 C4 C5 5 03 4 45 3 58 3 31 5 79 4 84 4 71 3 45 7 98 7 98 2 77 3 51 C5 C6 3 62 4 03 1 71 3 02 5 40 4 46 3 298 2 54 7 92 7 92 2 56 3 90 C6 C7 2 34 3 72 1 28 2 89 5 77 3 49 2 698 1 64 7 41 7 41 2 35 3 90 3 2 两种重建模型不同节段在不同工况下的关节活动度对比测量两种全脊椎切除术后内固定重建模型的 ROM, 用来衡量内固定器械植入后的固定效果通过测量和计算两种内固定模型重建节段椎体在各工况下的 ROM, 绘制的扭矩关节活动度曲线如图 2 所示颈椎重建节段的关节活动度随着扭矩的增大而增加,TM + AP + SPS 模型的增大幅度比 TM + AP + DPS 模型大, 在侧弯工况下, 载荷 - 关节活动度曲线是近似线性的, 而屈伸和扭转工况下的曲线则呈现出非线性的趋势,TM + AP + SPS 模型中随着扭矩的增加, 重建节段的 ROM 增加曲线为非线性的, 且随着扭矩的增加, 重建节段的 ROM 增加变缓,TM + AP + DPS 模型中随着扭矩的增加重建节段的 ROM 增加曲线近似线性将 1 0 N m 扭矩下两种内固定模型的重建节段关节活动度与无损模型进行对比,TM + AP + SPS 模型在 6 种工况下的关节活动度较无损模型均减少 83% 以上,TM + AP + DPS 模型在 6 种工况下的关节活动度较无损模型均减少 98% 以上, 而 TM + AP + DPS 模型重建节段的活动度比 TM + AP + SPS 模型小 76% 两种重建模型重建节段的活动度较完整模型均显著减小, 重建节段稳定性显著提高, 两种内固定方式均使重建节段的 ROM 显著降低, 具有良好的即刻稳定性图 2 两种内固定模型的重建节段在不同工况下的关节活动度对比 (a) 屈伸 ;(b) 侧弯 ;(c) 扭转 Fig. 2 ROM constrast of reconstruction segments of two internal fixation models under different conditions. ( a) Flexion; ( b) Lateral bending; ( c) Torsion 两种内固定模型重建节段的邻近节段 ( C3 C4 节段和 C6 C7 节段 ) 在不同扭矩不同工况下载荷 - 关节活动度曲线如图 3 所示, 它们均呈现出非线性的趋势可以看出,TM + AP + SPS 模型的邻近节段 ROM, 随着扭矩的增加, 增加幅度减缓, 与 Panjabi 等 [17] 的研究结果中扭矩活动度曲线的趋势一致, 但是 TM + AP + DPS 模型的邻近节段 ROM 并没有这种明显的趋势将 1 0 N m 扭矩作用下两种模型邻近节段的 ROM 与无损模型对比,TM + AP + SPS 模型的邻近节段 ROM 较无损模型显著增大,C3 C4

198 中国生物医学工程学报 35 卷图 3 两种重建模型邻近节段在不同工况下的关节活动度对比 (a)tm + AP + SPS 模型 C3 C4 节段 ;(b)tm + AP + SPS 模型 C6 - C7 节段 ;( c) TM + AP + DPS 模型 C3 C4 节段 ;( d) TM + AP + DPS 模型 C6 C7 节段 Fig. 3 ROM contrast of two reconstructed model of adjacent segment under different conditions. (a)c3 C4 segment of TM + AP + SPS model;( b) C6 C7segment of TM + AP + SPS model;( c) C3 C4 segment of TM + AP + DPS model; ( d) C6 C7 segment of TM + AP + DPS model 节段的关节活动度在各工况下比无损模型增大 11% 以上,C6 C7 节段的关节活动度在后伸侧弯和扭转工况下较无损模型均增大 20% 以上, 而在扭转时 ROM 增加幅度最大, 比无损模型 ROM 增大 41 79% ;TM + AP + DPS 模型的邻近节段 ROM 较无损模型显著减小将两种模型邻近节段的 ROM 进行对比,C3 C4 节段的关节活动度 TM + AP + DPS 模型比 TM + AP + SPS 模型小 95% 以上,C6 - C7 节段的关节活动度 TM + AP + DPS 模型比 TM + AP + SPS 模型小 87% 以上上述对比结果表明,TM + AP + DPS 模型的稳定性更好在钛网重建 + 前路钢板 + 后路上下单节段椎弓根螺钉的模型中, 固定节段的邻近节段在后伸侧弯和轴向旋转时活动度增加, 可能是由于内固定导致邻近节段出现较大的代偿性活动, 使得邻近节段的 ROM 增大 [19] 3 3 颈椎内固定器械应力分布内固定器械固定方式不同会导致脊柱上力的传导方式改变, 因此观察两种模型在不同工况下的应力分布, 对内固定器械上应力大小及分布情况的研究, 可以深入了解不同固定器械在脊柱重建内固定中所起作用 TM + AP + DPS 模型中椎弓根螺钉在不同工况下的应力分布如图 4 所示分析内固定器械的应力特征可以预测器械的断裂倾向两种模型中, 应力分布情况类似, 螺钉应力从头部至尾部逐渐增大, 螺钉尾部和螺钉与钛棒连接处是应力最集中区域, 钛棒承受较大的压缩载荷, 应力从两侧向中间逐渐减小 TM + AP + DPS 模型中,C3 和 C7 椎弓根处螺钉所受应力较大, 由于 C4 和 C6 椎体内植入钢板和钛网, 在力向下传导的过程中分担了部分载荷,C4 段和 C6 段椎弓根螺钉的应力较小两种椎弓根螺钉系统的螺钉应力均集中在螺钉尾部, 与临床上断裂多发生在此处相符合 TM + AP + SPS 模型中钛网在各工况下的等效应力分布如图 5 所示 TM + AP + SPS 模型中, 钛网应力集中现象均出现在受压侧,TM + AP + DPS 模型中, 前屈后伸和侧弯工况下, 应力集中现象均出现

２期王晨曦等下颈椎全脊椎切除术后两种内固定重建方法的有限元分析１９９图４ＴＭＡＰＤＰＳ模型中椎弓根螺钉不同工况下的应力分布云图ａ前屈ｂ后伸ｃ左侧弯ｄ右侧弯ｅ左扭转ｆ右扭转Ｆｉｇ４ＴＭＡＰＤＰＳｍｏｄｅｌｓｔｒｅｓｓｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎｎｅｐｈｏｇｒａｍｏｆｐｅｄｉｃｌｅｓｃｒｅｗｓｕｎｄｅｒｄｉｆｆｅｒｅｎｔｃｏｎｄｉｔｉｏｎｓａＦｌｅｘｉｏｎｂＥｘｔｅｎｓｉｏｎｃＬｅｆｔｌａｔｅｒａｌｂｅｎｄｉｎｇｄＲｉｇｈｔｌａｔｅｒａｌｂｅｎｄｉｎｇｅＬｅｆｔｔｏｒｓｉｏｎｆＲｉｇｈｔｔｏｒｓｉｏｎ图５ＴＭＡＰＳＰＳ模型中钛网不同工况下的应力分布云图ａ前屈ｂ后伸ｃ左侧弯ｄ右侧弯ｅ左扭转ｆ右扭转Ｆｉｇ５ＴＭＡＰＳＰＳｍｏｄｅｌｓｔｒｅｓｓｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎｎｅｐｈｏｇｒａｍｏｆｔｉｔａｎｉｕｍｍｅｓｈｕｎｄｅｒｄｉｆｆｅｒｅｎｔｃｏｎｄｉｔｉｏｎｓａＦｌｅｘｉｏｎｂＥｘｔｅｎｓｉｏｎｃＬｅｆｔｌａｔｅｒａｌｂｅｎｄｉｎｇｄＲｉｇｈｔｌａｔｅｒａｌｂｅｎｄｉｎｇｅＬｅｆｔｔｏｒｓｉｏｎｆＲｉｇｈｔｔｏｒｓｉｏｎ在钛网后壁靠近椎弓根侧扭转时由于受到上下椎体对钛网的剪力作用导致钛网中间部位的应力较大两种内固定方式中钛网所受应力集中位置不同的原因可能是由于钢板和椎弓根螺钉的固定改变了载荷的传导方式导致重建节段应力分布不均２０两种内固定模型中钢板的应力分布趋势相近各运动状态下钢板的应力均集中于中部螺钉的应力均集中在根部由此进行推测钢板中部及

200 中国生物医学工程学报 35 卷螺钉根部力学强度的大小是决定其力学疲劳性能的关键, 钢板中部及骨螺钉的结合处比较薄弱, 易发生内固定失败 3 4 颈椎内固定器械最大应力对比两种重建模型中钛网钢板和椎弓根螺钉在 6 种工况下所受最大等效应力如图 6 所示单节段椎弓根螺钉固定时, 载荷传导至重建节段时缺少邻近固定节段的缓冲, 在扭矩较小时, 钛网承受最大应力, 但是随着扭矩的增大, 椎弓根螺钉将承受最大应力 ; 双节段椎弓根螺钉固定时, 颈椎上力的传导从 C3 椎体经过椎弓根螺钉内固定系统直接传至 C6 C7 椎体, 分担了一部分传递到邻近节段的载荷, 邻近节段所受到的载荷减小, 因此钛网所受的应力减小, 而椎弓根螺钉承受了最大应力两种模型中内固定器械所受应力对比,TM + AP + SPS 模型中, 钛网和椎弓根螺钉承受了最大应力 ;TM + AP + DPS 模型中, 椎弓根螺钉承受了最大应力参考钛合金的屈服强度 894 ~ 3 790 MPa, 两种内固定系统在 6 种工况下应力峰值均远小于钛合金屈服强度, 故引起疲劳断裂的可能性较低, 与临床内固定器械较少断裂相符图 6 两种重建模型在各工况下内固定器械的最大等效应力 (a)tm + AP + SPS 模型 ;(b)tm + AP + DPS 模型 Fig. 6 Maximum Von Mises stress of internal fixation instrument (a) TM + AP + SPS model; (b) TM + AP + DPS model 4 讨论和结论前后联合固定的情况下, 后路单节段和双节段的椎弓根螺钉固定哪种效果更好, 尚存在争议因此本课题就单节段与双节段椎弓根螺钉植入对颈椎稳定性和内固定器械应力分布的影响进行研究在椎弓根螺钉植入不同节段的研究中, 椎弓根螺钉分担并改变脊椎和钛网钢板的应力分布, 两种模型重建节段的活动度较无损模型均减少 83% 以上, 两种内固定方法均会显著降低颈椎的活动度, 较无损模型的稳定性显著提高, 与前人研究结果相一致 [10] TM + AP + SPS 模型中, 随着扭矩的增大, 邻近节段的 ROM 增加趋势变缓, 与 Panjabi 等的研究 [17] 结果中不同扭矩下的 ROM 变化趋势一致 ; 而 TM + AP + DPS 模型中邻近节段在不同扭矩下的 ROM 没有这种趋势推测 TM + AP + SPS 模型中邻近节段 ROM 出现这种趋势是由于关节突关节的抵触作用导致的, 而 TM + AP + DPS 模型由于后路椎弓根螺钉固定限制了颈椎的活动, 关节突关节不再起主要限制作用, 因此与无损模型呈现出不同的趋势通过比较分析, 两种后路椎弓根螺钉固定方式均导致力的传递方式发生变化, 对邻近节段的活动度也有较大影响单节段椎弓根螺钉固定时, 颈椎的稳定性提高, 但是过于坚强的融合使得邻近节段出现较大的代偿活动, 重建模型的邻近节段的活动度较无损模型显著增大 [19],C6 C7 节段的活动度在后伸侧弯和扭转状态下较无损模型均增大 20% 以上, 因此易引起退行性病变, 与临床上固定节段的相邻节段较容易发生退行性病变相符 ; 双节段椎弓根螺钉固定时, 重建节段的稳定性最好, 颈椎相邻节段的活动度显著减小, 推测是由于双节段螺钉固定, 颈椎上力的传导从 C3 椎体经过椎弓根螺钉内固定系统直接传至 C6 C7 椎体, 即身体负重时向下加载的力直接加载到椎弓根螺钉系统, 分担了一部分传递到邻近节段的载荷, 所以颈椎各节段的活动度显著降低分析两种模型中内固定器械的等效应力分布可以发现, 两种模型中椎弓根螺钉在脊柱前屈后

2 期王晨曦, 等 : 下颈椎全脊椎切除术后两种内固定重建方法的有限元分析 201 伸侧弯和扭转时, 应力均集中于螺钉根部至颈椎 [21] 后方椎弓根处, 这与 Chen 等的报告结果相符, 即尾部的螺钉所承受的轴向压应力较头端的大, 临床资料 75% 的断钉发生在尾端因此, 置入螺钉时应尽量深的拧入, 以缩短螺钉外露部分, 减少螺钉 - 骨界面的弯曲力臂 [22], 同时在解剖位置许可的情况下, 适当加大螺钉尾部直径可增加抗弯曲强度, 减少螺钉断裂的发生 ; 两种内固定方式下, 钛网的应力集中部位不同, 单节段椎弓根螺钉固定时钛网应力集中于受压侧, 而双节段椎弓根螺钉固定时钛网应力集中于钛网后壁, 本研究在模拟钛网植骨时, 使之与上下椎体紧密接触, 消除了存在间隙这一因素的影响, 因此应力集中可能是由于钢板和椎弓根螺钉的固定改变了载荷的传导方式, 导致重建节段应力分布不均 [20] 两种重建方式的稳定性较完整标本稳定性显著提高, 但是由于单节段椎弓根螺钉固定时, 邻近节段出现较大的代偿活动, 所以双节段椎弓根螺钉固定效果更好研究结果可为全脊椎切除术后内固定方式的临床研究和器械优化提供理论依据参考文献 [ 1 ] Stener B, Total spondylectomy in chondrosarcoma arising from the seventh thoracic vertebra [ J]. J Bone Joint Surg Br,1971,53 (2):288-295. [ 2 ] Stener B, Johnsen OE. Complete removal of three vertebrae for giant cell tumour[ J]. J Bone Joint Surg Br, 1971,53(2):278-287. [ 3 ] Tomita K, Kawahara N, Baba H, et al. Total en bloc spondylectomy. A new surgical technique for primary malignant vertebral tumors[ J]. Spine, 1997, 22:324-333. [ 4 ] Roy Camille R, Saillant G, Bisserie M, et al. Total excision of thoracia vertebra[ J]. Rev Chir Orhop Reparatrice Appar Mot, 1981, 67(3):421-430. [ 5 ] Oda I, Cunningham BW, Abumi K, et al. The stability of reconstruction methods after thoracolumbar total spondylectomy [ J]. Spine,1999,24(16):1634-1638. [ 6 ] Sundaresan N, Steinberger AA, Moore F, et al. Indications and results of combined anterior posterior approaches for spine tumor surgery[ J]. J Neurosurg, 1996,85:438-446. [ 7 ] Disch AC, Schaser KD, Melcher I, et al. En bloc spondylectomy reconstructions in a biomechanical in virto study[ J]. Eur Spine J, 2008,17(5):715-725. [ 8 ] Akamaru T, Kawahara N, Sakamoto J, et al. The transmission of stress to grafted bone inside a titanium mesh cage used in anterior column reconstruction after total spondylectomy: a finite element analysis[ J]. Spine, 2005,30(24):2783-2787. [ 9 ] 李龙, 陈阳, 周建伟, 等. 前后路全脊椎切除治疗下颈椎原发肿瘤 [J]. 实用骨科杂志, 2014,20(5):401-404. [10] 滕红林, 肖建如, 倪向明, 等. 脊柱颈胸段全脊椎切除术内固定重建的生物力学 [J]. 中国骨伤,2006,19(5):287-290. [11] Tomita K, Kawahara N, Murakami H, et al. Total en bloc spondylectomy for spinal tumors: improvement of the technique and its associated basic background[ J]. J Orthop Sci, 2006, 11 (1): 3-12. [12] Teo EC, Ng HW. Evaluation of the role of ligaments, facets and disk nucleus in lower cervical spine under compression and sagittal moments using finite element method[ J]. Med Eng Phys, 2001,23:155-164. [13] Yoganandan N, Kumaresan S, Voo L, et al. Finite element model of the human lower cervical spine: parametric analysis of the C4 C6 unit [J]. J Biomed Eng, 1997, 119(1): 87-92. [14] Sung KH. Finite element modeling of multi level cervical spinal segments ( C3 - C6) and biomechanical analysis of an elastomer type prosthetic disc [J]. Med Eng Phys, 2006,28:534-541. [15] Matthew BP, Duane SC. C4 - C5 segment finite element model development, validation, and load sharing investigation [ J]. J Biomech, 2009,42:480-490. [16] Duan Y, Wang HH, Jin AM, et al. Finite element analysis of posterior cervical fixation [ J ]. Orthop Traumatol Sur, 2015, 101:23-29. [17] Panjabi MM, Crisco JJ, Vasavada A, et al. Mechanical properties of the human cervical spine as shown by three dimensional load displacement curves [ J ]. Spine, 2001, 26 (24):2692-2700. [18] Zhang Qinghang, Teo EC, Ng HW. Finite element analysis of moment rotation relationships for human cervical spine [ J]. J Biomech, 2006,39:189-193. [19] 冯勇, 刘道志. 不同腰椎融合器对邻近节段影响的生物力学研究 [J]. 中国生物医学工程学报, 2010, 29(5):717-723. [20] 苏再发, 吴培增, 王芳泰, 等. 终板切除对终板 - 钛网界面应力分布影响的三维有限元分析 [J]. 骨科,2011,2(1):9-12. [21] Chen Chensheng, Chen Wenjer, Cheng Chengkung, et al. Failure analysis of broken pedicle screws on spinal instrumentation[ J]. Med Eng Phys, 2005,27(6):487-496. [22] Katonis P, Christoforakis J, Kontakis G, et al. Complications and problems related to pedicle screw fixation of the spine[ J]. Clin Orthop Relat Res, 2003,(411):86-94.