發布時間：2020-03-06所屬分類：醫學職稱論文瀏覽：1次
摘 要： 摘要背景：椎弓根螺釘內固定聯合骨水泥強化釘道是治療嚴重骨質疏松性椎體骨折的有效方法，但其沒有統一標準，其中固定節段的范圍是臨床爭議的焦點之一。目的：建立骨質疏松性胸腰段椎體骨折后路長節段和短節段骨水泥強化椎弓根螺釘內固定的三維有限元模型，
摘要背景：椎弓根螺釘內固定聯合骨水泥強化釘道是治療嚴重骨質疏松性椎體骨折的有效方法，但其沒有統一標準，其中固定節段的范圍是臨床爭議的焦點之一。目的：建立骨質疏松性胸腰段椎體骨折后路長節段和短節段骨水泥強化椎弓根螺釘內固定的三維有限元模型，分析兩組中相鄰節段結構、骨折椎體及內固定裝置等的生物力學特征。方法：選取 1 例排除明顯退行性病變志愿者 T9-L5 節段進行 CT 掃描，獲得 Dicom 格式 CT 圖像，導入工程軟件，建立有限元幾何模型，模擬胸腰椎骨折、釘道強化長短節段固定模型，根據文獻設置相關材料參數，對比分析兩組的生物力學特征。結果與結論：①椎骨所受應力主要集中在椎體的四周及附件的小關節面;在前屈、后伸、左、右側彎 4 個方向上，近端和遠端相鄰椎骨所受的最大應力，長節段均大于短節段;椎間盤的應力主要集中在外周的纖維環，在 6 個方向上，近端和遠端相鄰椎間盤所受的最大應力，短節段均大于長節段，但長節段相鄰椎間盤受應力較大的區域大于短節段，因此長節段固定鄰近節段發生退變的概率及相鄰的椎體發生骨折的風險可能較高; ②長節段組和短節段組骨折椎體均發生不同程度位移，左、右側彎時發生位移最明顯;在 6 個運動方向中，短節段組骨折椎體的位移和所受的最大應力均大于長節段組，因此長節段固定可較好地維持骨折椎的穩定性; ③內固定裝置所受的應力主要集中在兩端的螺釘及桿的局部，長節段組固定裝置所受的最大應力均大于短節段組，但兩端螺釘的主要應力區域則較短節段組減少。
關鍵詞：骨質疏松;胸腰椎骨折;長節段固定;短節段固定;骨水泥強化;釘道強化;椎弓根螺釘內固定;生物力學;有限元分析
0 引言 Introduction
隨著人口的老齡化，骨質疏松癥患者日益增多，特別是絕經后婦女和老年人，此類患者往往容易發生椎體骨折，其中以骨質疏松性胸腰椎骨折的患者最為多見[1-2]。對于椎體壓縮不嚴重、癥狀輕的患者，大多可采取保守治療或骨水泥強化椎體微創治療，但對于椎體壓縮或碎裂嚴重，或伴有后壁破裂、椎管侵占和神經癥狀等，容易出現骨水泥滲漏，常需手術減壓內固定治療[3-4]。
內固定治療骨質疏松性骨折的方式包括前路、后路及前后路聯合等，前路手術損傷胸腔或腹腔臟器及血管風險高[5]，有相當一部分患者還需要接受二期的后路手術[6]。相比前路手術，椎弓根螺釘內固定術是目前最常用的后路內固定系統。而骨質疏松患者由于椎體骨量的丟失，可引起椎弓根螺釘的握持力和穩定性下降，容易造成內固定失敗，椎弓根螺釘內固定聯合骨水泥強化釘道是常用的有效方法[7-8]。對于骨質疏松性椎體骨折患者行椎弓根螺釘內固定沒有統一標準，其中固定節段的范圍是臨床爭議的焦點之一。短節段固定遠期可能出現內固定失敗、殘留后凸畸形等，而長節段固定則會犧牲更多的脊柱運動節段、增大手術創傷等[9]。
相關期刊推薦：《中國組織工程研究與臨床康復》1997年創刊，由中華人民共和國衛生部主管，本刊主要發表組織工程研究中關于干細胞培養與移植、組織構建、材料生物相容性評價(天然或合成材料與納米粒子、人工材料植入體、植入器官及外源性細胞)、計算機輔助骨外科技術的應用基礎及臨床研究，轉化醫學和循證醫學研究的文章，發表中國組織工程研究領域一流水平的學術、技術創新成果。
關于骨水泥強化椎弓根螺釘長、短節段固定治療骨松骨折的相關生物力學研究報道很少。對臨床研究來講，有限元方法是人體體外試驗中一種很有價值的方法，尤其在脊柱生物力學中的應用，對于脊柱疾病的分析、手術療效分析等的研究具有重大意義[10-11]。此次研究通過建立L1椎體骨質疏松性骨折、骨水泥釘道強化長節段及短節段固定的有限元模型，采用有限元法對比長、短節段固定對相鄰節段結構、骨折椎體及內固定裝置等的應力情況。
1 對象和方法 Subjects and methods
1.1 設計 三維有限元試驗。
1.2 時間及地點 2018年6月至10月在廣州中醫藥大學第一附屬醫院脊柱骨科完成。
1.3 對象 成年女性志愿者1例，年齡37歲，身高162 cm，體質量63 kg，X射線檢查排除明顯退行性病變，使用CT 對志愿者胸椎及腰椎進行掃描，提取數據，圖像保存格式為Dicom，用于有限元模型的制作。
1.4 方法
1.4.1 胸腰椎有限元模型的建立 將CT圖像以Dicom格式文件導入電腦，使用Mimics17.0軟件(比利時Materialise 公司)提取圖像并建立格式為STL的T9-L5節段模型(圖1A)。將STL模型導入Geomagic 2013軟件(美國Geomagic公司)，導入后生成多邊形模型，在多邊形模型上生成輪廓線，然后構造曲面片及格柵，最后擬合曲面，生成實體模型，導出STEP格式的三維模型(圖1B，C)。由于CT不能清楚地提供椎間盤、終板等組織輪廓，因此使用SolidWorks 2014 軟件進行模擬，利用ANSYS 17.0軟件建立前縱韌帶、后縱韌帶、黃韌帶、棘上韌帶、棘間韌帶等。
1.4.2 L1椎體骨折模型及骨水泥強化椎弓根螺釘長、短節段內固定模型的建立 將模型導入SolidWorks 2014軟件 (法國 Dassault Systemes公司)，建立L1椎體骨折模型(圖 2A)。L1椎體骨折模型建立完成后，建立釘道強化椎弓根螺釘內固定模型(圖2B)，椎弓根螺釘植入方法為：胸椎的進釘點為橫突根部中點與下關節突關節面的中點相交處，腰椎的進釘點為橫突中線與上關節突外緣交點，確定進釘點后沿椎弓根方向將螺釘植入椎體。骨水泥形態參考臨床上接受釘道強化治療的患者術后骨水泥分布形態模擬，經Geomagic 2013軟件進行優化光滑處理。短節段固定組設置3組螺釘(包括骨折椎體及骨折椎體上下各1個椎體)，固定范圍為 T12-L2(圖3A)，長節段固定組設置5組螺釘(包括骨折椎體及骨折椎體上下各2個椎體)，螺釘固定范圍為T11-L3(圖3B)。
1.4.3 材料參數的設置 根據文獻報道設置相關材料參數[12-14]，包括皮質骨、松質骨、椎間盤、終板、相關韌帶、骨水泥及內固定物等材料的彈性模量及泊松比。因為模型建立后，后方的結構難以區分皮質骨及松質骨，所以把椎板、椎弓根、棘突、橫突等后方結構設置為一組材料屬性，具體見表1。
為模擬骨質疏松狀態，根據POLIKEIT等[15]提出的方法模擬骨質疏松狀態，即松質骨的彈性模量減少66%，皮質骨、終板及后方結構的彈性模量減少33%。此外，考慮骨質疏松患者多為老年患者或中年婦女，將髓核彈性模量增加1倍，余材料屬性不變。
1.4.4 限定條件及加載方法的設置 將建立好的骨水泥強化椎弓根螺釘內固定模型導入Abaqus 2016軟件(法國 Dassault Systemes公司)，進行相關應力分析。限定條件：固定L5椎體下緣表面，L5椎體下終板在各個方向的運動均受到限制。加載條件：在T9椎體上方垂直施以150 N負荷，同時于T9椎體上表面施加10 Nm彎曲力矩[15]，模擬脊柱前屈、后伸、左側彎、右側彎、左旋轉、右旋轉6個方向的運動。
1.5 主要觀察指標 通過軟件分析長、短節段兩組之間相鄰節段結構、骨折椎體及內固定裝置的應力分布、最大應力值及骨折椎體位移等情況。
1.6 統計學分析 采用統計學軟件SPSS 21.0進行統計學計算，對比兩組數值的差異。
2 結果 Results
2.1 內固定近端及遠端相鄰椎骨的應力情況 應力分布云圖顯示，椎骨所受應力主要集中在椎體的四周及附件的小關節面(圖4)。兩組近端相鄰椎骨所受最大應力均大于遠端椎骨;在前屈、后伸、左、右側彎4個方向上，近端和遠端相鄰椎骨所受的最大應力，長節段均大于短節段;在近端相鄰椎骨更為顯著，特別是在前屈和后伸方向上，長節段相鄰椎骨的最大應力(53.18 MPa)超過短節段(22.98 MPa)的2 倍;此外，在左、右旋轉方向上，短節段固定相鄰椎骨所受應力則大于長節段，見表2。
2.2 內固定近端及遠端相鄰椎間盤的應力情況 應力分布圖顯示椎間盤的應力主要集中在外周的纖維環，中間的髓核所受應力小，長節段相鄰椎間盤受應力集中的區域明顯大于短節段(圖5);在前屈、后伸、左側彎、右側彎及左右旋轉6個方向上，近端和遠端相鄰椎間盤所受的最大應力，短節段均大于長節段，見表3。
2.3 骨折椎體的應力值及位移情況 長節段組合短節段組骨折椎體均發生不同程度位移，在左、右側彎方向上，兩組發生位移最明顯;在模擬的6個運動方向中，短節段組骨折椎體的位移均大于長節段(圖6)。在左旋和右旋方向中，兩組骨折椎體所受應力差異不大，而在前屈、后伸、左右側彎上，短節段組中骨折椎體所受應力則大于長節段組，見表4。
2.4 內固定裝置的應力情況 內固定裝置所受的應力主要集中在兩端的螺釘及桿的局部;相比短節段組，長節段組的應力更多地分散桿上，兩端螺釘的主要應力區域則較短節段組減少(圖7)。在6個模擬的運動方向中，長節段組固定裝置所受的最大應力均大于短節段組，見表5。
3 討論 Discussion
骨質疏松性胸腰椎骨折是一種在老年性骨質疏松患者中最常見、最易發生的骨折類型，可引起頑固性疼痛、神經運動功障礙等[2，16]。臨床上，大部分骨質疏松性椎體壓縮骨折患者經過非手術治療或椎體強化術治療后常常能夠取得較滿意的臨床療效。部分患者在保守治療過程中可能會出現椎體進一步塌陷、椎體骨折不愈合、嚴重后凸畸形，合并神經功能異常等情況;而對于骨質疏松骨折較為嚴重或合并后凸畸形、神經功能異常等患者，椎體強化術難以糾正畸形和改善神經功能，且存在骨水泥脫位、骨水泥滲漏等風險[17-18]。內固定系統可以提供可靠的穩定性、糾正畸形等，內固定治療骨質疏松骨折的方式包括前路、后路及前后路聯合等，前路手術損傷胸腔或腹腔臟器及血管風險高[5]，有相當一部分患者還需要接受二期的后路手術[6]。相比前路手術，后路椎弓根螺釘內固定術是目前最常用的內固定系統。
由于骨質疏松患者對椎弓根螺釘的握持力和穩定性下降，容易造成內固定失敗，椎弓根螺釘內固定聯合骨水泥強化釘道是常用的有效方法[7-8]。在固定范圍上，目前仍存在爭議，短節段內固定存在穩定性較差、容易出現內固定失敗等缺點[9，19]，而長節段固定則會犧牲更多的脊柱運動節段、增大手術創傷、鄰近節段退變等[9，20]，而鮮有關于骨水泥強化椎弓根螺釘長、短節段內固定生物力學的報道。近年來，有限元分析法在計算機輔助影像觀察脊柱椎弓根螺釘置入中得到應用，它能夠通過改變任何一個參數來對其進行觀察，從而解釋脊柱的生理及病理過程中產生的生物力學變化情況[11，21]。因此，此次研究通過有限元模擬分析釘道強化長節段及短節段內固定對相鄰節段結構應力及骨折椎體的影響。在研究中，首先建立了胸腰椎的有限元模型，然后模擬骨質疏松狀態分別建立了L1椎體骨折模型及長短節段骨水泥強化椎弓根螺釘內固定的模型，接著分別分析了長短節段固定鄰近節段結構和骨折椎體的應力及位移情況、內固定系統的應力情況等。
短節段椎弓根螺釘固定(骨折水平以上和以下一級)通常被認為可以為胸腰椎骨折提供足夠的穩定性，但報道的失敗率相當高[22-23]。有部分學者認為對于需要內固定手術治療的骨質疏松椎體骨折患者應該使用長節段固定，以提供有效的穩定、并較好的矯正脊柱畸形[24]。CHOW等[25]認為固定的節段愈長，固定節段的剛度愈強，其鄰近節段的應力愈大。辛兵等[26]通過山羊動物模型研究發現和短節段固定相比，長節段固定后鄰近關節突關節早期就出現了較為嚴重的退變。有研究表明隨著固定節段增加，鄰近節段椎間盤壓力逐漸升高[27]。在此次研究中，作者發現長短節段固定的相鄰節段椎骨所受應力均主要集中在椎體的四周及附件的小關節面，在左右側彎方向的應力最大;除了左、右旋轉方向，在其他4 個方向上，長節段固定相鄰椎骨所受的最大應力均大于短節段。此外，在相鄰椎間盤的應力上，雖然短節段組椎間盤局部的最大應力大于長節段組，但是通過椎間盤的應力分布云圖，發現長節段組椎間盤應力較大的區域明顯大于短節段組。基于此次研究中相鄰節段的應力結果，相比短節段組，長節段組鄰近的椎間盤和小關節似乎更容易發生退變，相鄰的椎體也更容易發生壓縮骨折。
通過對骨折椎體的分析，作者發現除了左側彎方向外，短節段組骨折椎體所受應力在另外的5個方向上均大于長節段組，其中在前屈方向上，骨折椎體所受的應力最大。在模擬不同方向的運動時，骨折椎體均發生了不同程度的位移，左右側彎運動時發生是的位移最大，而短節段組的位移均大于長節段組。因此，從此次研究結果來看，長節段固定比短節段固定更為穩固，對骨折椎體的保護作用更好。 SUN等[28]研究發現短節段固定系統容易在上下釘帽交接處發生疲勞斷裂，而長節段固定因為增加了置釘數量，將應力分散在多個釘帽處，增加了固定的強度，又降低了平均應力，從而降低斷裂的發生率。WANG等[29]通過建立T12椎體骨折的有限元模型，對比不同的固定節段數和固定位置的力學特征，發現在前屈時螺釘所受的應力最大，其中短節段固定(T11-L1)螺釘所受最大平均應力(115.6±44.5) MPa大于長節段固定(T10-L2)螺釘所受應力(87.2±26.3) MPa。在該研究中，無論是長節段還是短節段，內固定系統的應力均主要集中在兩端的螺釘上及桿的局部，且遠端螺釘所受的應力大于近端。此外，長節段組釘-桿系統的局部最大應力大于短節段組，不過釘-桿的應力分布圖顯示長節段組的應力更多地分散到了兩端螺釘外的其他螺釘及桿上，而兩端螺釘主要應力的區域則較短節段組減少。
SCISSCIAHCI
