创伤性枢椎滑脱颈前路内固定技术的应变电测研究

陈 语，谢雁春，孟令志，郭明明，项良碧

创伤性枢椎滑脱是一种常见的上颈椎损伤，发病率仅次于齿突骨折［1-4］，从致伤机制上讲创伤性枢椎滑脱是过伸性损伤，此时枕骨底冲击C2后部结构，导致薄弱部位C2双侧椎弓峡部骨折，随着过伸损伤的加重，前部结构，如韧带、C2/C3椎间盘会出现损伤，从而加重不稳的程度［5-7］。Muller 等［8］的临床研究中发现EffendiⅡ型骨折患者占74%，很少发现有Ⅲ型骨折伴有小关节脱位的，常见的表现是合并C2/C3椎间盘破裂，这符合过伸性损伤的机制。并且部分EffendiⅡ型骨折患者远期效果不佳，其认为考虑这种骨折的稳定是必须的，所以对不同程度创伤性枢椎滑脱以及不同稳定技术进行生物力学稳定性实验具有实际意义。关于创伤性枢椎滑脱的治疗方法一直存在不同看法［9-10］，颈椎前路Zephir 带锁钛合金钢板系统在力学稳定性实验中被证明在固定不稳性创伤性枢椎滑脱时能提供足够的稳定性，具有较高的临床应用价值。但也有文献报道颈前路钢板在临床应用中常见钢板翘起、螺钉脱出、松动和断裂等并发症［11］，内固定自身所承受的应力过大是内固定松动、疲劳甚至断裂的直接原因。

脊柱内固定器械的生物力学特性主要基于2 个方面:内固定置入后对脊柱力学行为的影响和内固定自身在生理环境中的机械性能的变化［12］。对于作为内置物自身的螺钉在固定同时是否能承受上颈椎各种生理载荷下的运动尚未明确，而此特征则决定内固定器械是否容易疲劳、断裂、松动等。本实验为检测创伤性枢椎滑脱后Zephir 钢板前路内固定在上颈椎运动状态下自身所承受的应力，采用电测法对创伤性枢椎滑脱模型经前路C2，3植骨融合内固定术和前路C3椎体大部分切除、植骨融合钢板系统内固定术固定后螺钉所受的应力进行了检测，并将两者进行了比较。

1 材料和方法

1.1 内固定材料和实验分组

采用Zephir 钢板(Medtronic，Sofamor DaNZk，美国)作为本实验检测用的固定器械。实验分为对创伤性枢椎滑脱模型行C2，3植骨融合内固定术组(C2，3组)和前路C3椎体大部分切除、植骨融合钢板系统内固定术组(C2～4组)进行。

1.2 测试系统与安装

采用YJR-5 静态电阻应变仪(浙江奉化电子仪表厂)作为测量系统。应变计采用KFC-1-C1-11 的常温电阻应变计(日本Kyowa)。测量电路采用半桥接线方式进行。

1.3 应变计的粘贴

首先用细砂纸对Zephir 钢板上要贴应变计的位置进行打磨，打磨采取45°正交方向进行，使表面略有粗糙感，然后用棉花沾少许丙酮将试件表面的灰尘擦干净，同时也将应变计的背面用丙酮擦干净，用502 快速粘接剂把应变计迅速、准确的粘贴在Zephir钢板上。

1.4 实验标本和不稳模型制备以及颈前路内固定安装

新鲜尸体含完整上颈部标本6 例，均死于急性颅脑损伤，男5 例，女1 例;年龄为24～69 岁，平均42.3 岁。生前无疾患。每个标本由枕骨和C1～4(C0～4)组成，大体剔除皮肤、肌肉等组织，每个颈椎标本均摄正侧位X 线片，以排除枕颈部的意外损伤、畸形及其他病变，并作为操作时的参考。双层塑料袋密封，置于-20℃保存，该温度下保存新鲜人体标本，骨与韧带的生物力学特性无明显改变。标本保存时间7～57 d，平均26 d。实验当天于室温下自然解冻，仔细剔除残余肌肉，保留骨、关节、韧带组织和关节囊。实验过程中首先对正常标本进行测试，然后利用同一标本依次制应用不同内固定稳定后的创伤性枢椎滑脱实验模型，再予测试。

1.4.1 创伤性枢椎滑脱实验模型的建立

Markus 等［13］介绍的方法，用线锯在双侧枢椎椎弓峡部处斜形切断椎弓峡部造成创伤性枢椎滑脱，用12 号手术刀片切断C2～3之间的前纵韧带，并向上下各分离1 mm，再用尖手术刀片和髓核钳切除C2～3钩椎关节间椎间盘，保持其他骨、关节、韧带及关节囊的完整。

1.4.2 C2，3组

在创伤性枢椎滑脱实验模型建立的基础上，取实验过程中多余的颅骨修成大小、形状合适的植骨块，嵌入切除椎间盘后的间隙内，用短节段Zipher颈前路内固定系统行前路固定，钢板长度26 mm，螺钉长度13 mm、直径3.5 mm，分别在C2、C3椎体经开口、攻丝、钢板螺钉置入、螺钉锁紧的常规手术步骤，完成固定。

1.4.3 C2～4组

切除C3/C4椎间盘，在双侧颈长肌内侧行C3椎体次全切除直达后纵韧带，取实验过程中多余的颅骨修成大小、形状合适的两面皮质骨植骨块，嵌入切除C3椎体后的间隙内，用Zipher 颈前路内固定系统行前路固定，钢板长度42 mm，螺钉长度13 mm，螺钉为直径3.5 mm，分别在C2、C4椎体经开口、攻丝、钢板螺钉置入、螺钉锁紧的常规手术步骤，完成固定。

1.5 加载及测试

前路钢板置入后进行锁紧，4 枚螺钉与钢板紧密连接形成框架结构以便测试螺钉的应力。对实验模型分别施以一对大小相等、方向相反、互为平行的力，产生前屈/后伸、左/右侧屈、左/右轴向旋转的纯力偶矩。使颈椎标本相应地产生前屈/后伸、左/右侧屈、左/右轴向旋转6 种生理性运动方式。加载方式采用3 次最大力矩，0 周期方式，以消除韧带、关节囊等软组织的粘弹性和颈椎蠕变运动对测量的影响，第3 次允许标本有30 s 的蠕变后，再测量。通过脊柱三维运动实验机实现对标本的加载，载荷分别为0.5 N·m、1.5 N·m、2.5 N·m。对2 种内固定实验状态下依次进行三维6 个自由度的运动加载测试，通过静态电阻应变仪读出并记录测试点的应变值。考虑到螺钉双侧应力对称，所以只对2 种内固定左侧上端螺钉进行检测。椎弓根螺钉无法粘贴应变计，并且单独C2椎弓根螺钉无法计算应力，故未对其进行检测。另外钢板侧面很薄，无法粘贴应变计，预实验结果显示各种载荷条件下不同固定方法在侧屈时得到的应力值都接近0，所以实验中只对前屈、后伸和左右轴向旋转的应力进行了记录，而没记录左右侧屈时的数值。共测试了6 具新鲜枕颈部标本(见图1，2)。

图1 C2～4 Zephir 钢板固定系统的电测和加载图2 C2，3 Zephir 钢板固定系统的电测和加载Fig.1 Electrical logging and loading of C2-4 Zephir steel plate fixed systemFig.2 Electrical logging and loading of C2，3 Zephir steel plate fixed system

1.6 弹性模量的测定

为了计算试件在受力时的应力，就必须获得试件的弹性模量值E，本实验在与螺钉材料相同的试件上粘贴2 片电阻应变计，根据虎克定理:σ=Eε，将弹性模量值E 求出，具体见表1 和图3。经测试，用于实验的钛合金试件的弹性模量E 为:1.05 ×105MPa。

表1 钛合金试件的测点平均应变Tab.1 Mean strain of point of titanium alloy test specimen

图3 钛合金试件载荷应变曲线Fig.3 Load-strain curve of titanium alloy test specimen

1.7 统计学处理

统计不同载荷加载下上颈椎在前屈、后伸、左旋和右旋状态下螺钉所承受的拔出应力。数据输入计算机，运用SPSS 17.0 软件进行单因素方差分析，进行组间比较，P＜0.05 为差异有统计学意义。

2 结 果

在左右侧屈运动时，无论加载载荷多大，所用螺钉经电测法测得的局部应变均接近于0，因而没有记录。2 组模型在前屈、后伸、左旋和右旋运动时，同一螺钉随着载荷增大测得的应力均逐步增大，在屈伸时相差有统计学意义(P＜0.05)，在左右旋转时差异无统计学意义(P ＞0.05)。在前屈和左旋时螺钉应力小于0，表明此时螺钉所受的为压应力;而后伸和右旋时为正值，表明此时螺钉存在不同程度拉伸应力。C2，3组在屈曲和伸展运动状态下，3 种载荷所承受的应力均大于C2～4组，差异有统计学意义(P＜0.05)，在2.5 N·m 载荷下伸展运动时C2，3螺钉受到的拨出应力达到最大，为(12.47 ±3.23)MPa。在左右旋转时C2，3组螺钉的应力虽较C2～4组稍大，但2 组间差异无统计学意义(P ＞0.05)。具体结果见表2～4 及图4～7。

3 讨 论

电测法可以用于现场测定和模拟测定。现场测定是完全在生产实际的真实客观情况下进行的，因此测得的数据反映了构件内应力分布的实际情况和规律，是一种最为直接的测试方法，这也是电测法最大的优点［14］。以往对各种螺钉拔出力的测试均在材料实验机上，这种破坏性实验并不能真实再现螺钉在骨组织固定中的具体应力，其测得的螺钉拔出力只是反映螺钉骨界面之间的屈服强度，测得数值越大表明螺钉在骨组织中锚定的越牢固，并不能真实反映临床实

际［15］。为了验证Zephir 带锁钛合金钢板系统在生理载荷下枕颈部运动时螺钉所承受的应力，本研究在脊柱三维运动测量系统上，模拟上颈椎的三维6个自由度运动，并对标本施加生理载荷，通过电测法直接现场测定2 种置入方法的螺钉应力，通过应变计的贴片技术使其与螺钉长轴成垂直方向，从而获得固定后螺钉在枕颈部运动状态下的拔出应力。在此状态下测得的螺钉拔出应力越小，表明在生理载荷运动时内固定受上颈椎运动的影响越小，其更能适应上颈椎的运动，内固定不易失败。

表2 ±0.5 N·m 载荷2 组螺钉拔出应力Tab.2 Pull-out strength of 2 groups under ±0.5 N·m load

表3 ±1.5N·m 载荷2 组螺钉拔出应力Tab.3 Pull-out strength of 2 groups under ±1.5N·m load

表4 ±2.5 N·m 载荷2 组螺钉拔出应力Tab.4 Pull-out strength of 2 groups under ±2.5 N·m load

图4 前屈运动时3 种载荷下螺钉应力比较图5 后伸运动时3 种载荷下螺钉应力比较图6 左侧轴向旋转运动3 种载荷下螺钉应力比较图7 右侧轴向旋转运动3 种载荷下螺钉应力比较Fig.4 Comparison of screw strength under 3 loading conditions in the stress of flexionFig.5 Comparison of screw strength under 3 loading conditions in the stress of extensionFig.6 Comparison of screw strength under 3 loading conditions in the stress of left rotationFig.7 Comparison of screw strength under 3 loading conditions in the stress of right rotation

本实验结果显示，创伤性枢椎滑脱模型在经颈前路Zephir 钢板固定后，随着外加载荷增大，钢板螺钉承受的载荷越大，在屈曲和伸展运动状态下应力最大;在左右轴向旋转时应力较屈伸活动时小，且在各个载荷条件下应力无显著性差异，这可能是钩椎关节及后部结构分担了部分载荷的结果。在所有3 种载荷下屈曲和伸展运动时C2，3短Zephir 钢板所承受的应力均大于C2～4长Zephir 钢板固定方法，表明在生理载荷下上颈椎反复运动时，C2，3间Zephir钢板螺钉更易出现疲劳、松动甚至断裂的可能。这可能是由于在载荷相同的情况下，长钢板杠杆作用产生的力臂较长，在螺钉锚定点产生的应力相对较小;而在左右旋转时，两者承受的应力无显著性差异，则是因为钢板宽度相同，两者在相同载荷下力臂相同的结果，C2，3短Zephir 钢板承受的应力稍大可能是因为在旋转运动时耦合了屈伸运动的缘故。由于贴片技术的限制，本研究对侧屈状态下的螺钉应力不能准确测定，这与临床实际有一定的差别，因在实际情况下颈椎的活动为前屈、后伸、左右侧屈和左右旋转6 种运动的耦合，螺钉在实际运动中的应力始终是存在的。此外，影响螺钉拔出力的因素还包括载荷的方向、螺钉置入角度、钉道长度、植骨块及骨本身的性质(骨密度、骨板厚度和骨皮质厚度等)［16］。电阻应变测度法只能测量构件表面的应变，不能直观得到构件上应力分布的全貌，对了解应力全貌和应力集中情况尚有不足之处。

自1986 年Morcher 首先报告颈椎前路带锁钢板的应用以来，前路带锁钢板已越来越广泛地应用于颈椎疾患的治疗。钢板螺钉的并发症，特别是螺钉的松动与滑脱比例有了显著的下降［17］，国内于20 世纪90 年代中后期开始将此技术应用于临床。由于手术医生的经验、手术适应证选择的合理性、对手术器械的熟悉程度及手术条件等方面的不足，使得在颈椎前路带锁钢板的应用中仍然存在一定比例的内置物并发症。钢板螺钉松动、滑脱是颈椎前路带锁钢板最危险的并发症之一，其原因除了应力过大外，常见的还有螺钉未与钢板完全锁定，螺钉尾端超出钢板平面或螺钉误入椎间隙等。临床实践表明，绝大多数脊柱内固定手术后短期内置入物不会发生断裂，但随时间推移则可能出现疲劳性破坏。Grubb 等［11］认为植骨不愈合或假关节形成必然导致螺钉松动，不适当的颈部过度后伸活动也容易导致此并发症。此外，关于颈椎前路带锁钢板内置物断裂也屡有报道［18-22］，其原因如下:①植骨不融合或假关节形成;②手术未能恢复颈椎生理性前凸;③钢板置入前没有预弯以适应颈椎的生理曲度;④术后颈部过度活动。从生物力学的角度来说，颈椎前路带锁钢板在颈部的伸屈活动过程中分别起着张力带和支持钢板的作用，当上述原因存在时，导致钢板、螺钉的应力集中，特别是在颈部后伸活动时，螺钉张力明显增加，过多的颈部活动将有可能产生钢板、螺钉断裂或脱出椎体，由于钢板强度显然大于螺钉，且螺钉被锁定于钢板，钢板两端又各有2 枚螺钉固定，其抗拉出强度也较强，因此发生螺钉断裂的可能性更大。一旦发生钢板螺钉断裂，意味着内固定失败，且断裂的钢板螺钉有发生再移位的可能。本研究应用电测法对拔出应力的检测结果从另一个角度说明创伤性枢椎滑脱采用前路C3椎体大部分切除、植骨融合钢板内固定术是一种可行的固定方法。

创伤性枢椎滑脱模型经前路C2，3植骨融合内固定术和前路C3椎体大部分切除、植骨融合钢板系统内固定术固定后，电测法显示C2，3间Zephir 带锁钛合金钢板较C2～4间Zephir 钢板的拔出应力大，提示生理环境下C2，3植骨融合内固定术可能更易出现内置物相关并发症，具体应用时应结合临床实际。

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