颈椎椎间孔螺钉、侧块螺钉、椎弓根螺钉生物力学强度有限元分析

陈建清，叶春平，赵刘军，黄维运，曹 扬

1.金华市人民医院脊柱外科，金华 321000

2.宁波市第六医院骨科，宁波 315040

颈椎后路内固定技术已广泛运用于颈椎退行性疾病、创伤、肿瘤、感染及畸形等的治疗。目前，在临床上运用最多是椎弓根螺钉（PS）和侧块螺钉（LMS）内固定。PS 较长且通过骨质最硬的椎弓根，具有较强的把持力，能够提供最佳的初始稳定性［1-2］；但因技术难度高，且可能发生椎动脉、神经根损伤，硬膜撕裂或食管穿孔等严重并发症，限制了其临床应用［3］。LMS 内固定技术较PS 难度相对低，并发症发生率低，手术安全性高，但初始稳定性弱，对于需要坚固固定及严重骨质疏松的患者，LMS 不能提供充分的稳定性，可能导致内固定失效［4-5］。

2014 年，Aramomi 等［6］提出了新型颈椎后路内固定技术——椎间孔螺钉（PVFS）内固定，该技术选择侧块中垂线内移1 mm 与相邻上位椎体下关节突交点作为进钉点，钉道方向为上内倾20°～ 25°，矢状面上与终板平行。Kim 等［7］在针对颈椎PVFS置钉的解剖学参数研究中发现，除C7外，C3～6横突孔均位于椎体后缘之前，基于此解剖结构的特点，椎体后缘常作为PVFS 置钉的安全线。在临床实际置钉过程中，术中通过拍摄颈椎侧位X 线片来监测螺钉尖深度，避免螺钉尖越过椎体后缘，可最大限度地避免椎动脉损伤，保证手术安全性。另外，PVFS 能够提供良好的生物力学稳定性，体外拔出力实验［8］显示其平均直接拔出力234 N，优于LMS的158 N。

为进一步研究PVFS 的生物力学特性及其与PS、LMS 的生物力学差异，本研究采用三维有限元方法建立PVFS、LMS 及PS 内固定模型，并分析比较3 种模型的活动度（ROM）及螺钉、螺钉-骨界面最大应力。

1 材料与方法

1.1 实验对象

以1名22岁健康男性志愿者为研究对象，无颈椎病史，摄颈椎正侧位、斜位及过伸过屈位X线片，排除颈椎病变。采用飞利浦 brillionce 64排螺旋CT系统（GE公司，美国）获取数据，扫描参数：120 kV，125 mA，层厚0.625 mm，范围C2～ T1；所采集数据以标准dicom 格式保存，共获得260 张图像。软件：Windows 7 X 64 Professional Edition（MicroSoft 公司，美国）；Mimics 16.0（Materialise 公司，比利时）；Geomagic 12.0（3D Systems 公司，美国）；Pro/E5.0（PTC公司，美国）；ABAQUS 6.14（达索公司，法国）。

1.2 模型建立

完整下颈椎骨性模型（对照组）：将CT 扫描dicom 格式图像导入Mimics 16.0 软件，建立C3～7模型，保存为二进制stl 格式，导入Geomagic 12.0 软件进行曲面构建并分离皮质骨和松质骨，拟合空间封闭的非均匀有理化样条曲面（nurbs），均以iges 格式导出。在Pro/Engineer 5.0 软件中完成各个椎体的实体化。参考CT 原始数据，构建椎间盘、髓核的三维模型。

在Pro/Engineer 5.0软件中建立C5/C6节段PVFS、LMS 和PS 内固定重建模型：PVFS 组包括4 枚长12.0 mm、直径4.5 mm 的螺钉及2 根连接杆；LMS组包括4 枚长14.0 mm、直径3.5 mm 的螺钉及2 根连接杆；PS 组包括4 枚长24.0 mm、直径3.5 mm 的螺钉及2 根连接杆。单元及材质赋予：皮质骨、松质骨、椎弓根采用高阶四面体单元C3D4，关节突关节、终板、髓核采用高阶四面体单元C3D8；纤维环及各韧带（前纵、后纵、棘间、棘上、关节囊、黄、横突间韧带）采用 TRUSST3D2 单元模拟，并设置其属性为只承受张力；内固定器（螺钉及连接杆）采用C3D4 单元。各组织参照文献［9］赋予材质属性（表1）。

表1 各部位单元类型和材质属性Tab.1 Unit type and material property of each site

1.3 有限元建模及数据测量

对照组模型所有小关节处设置为接触，摩擦系数为0；椎间盘、髓核、终板相互之间为绑定关系，并通过网格加密方式验证模型的有效性。针对模型网格，采用4万、8万、16万、32万和64万等级的网格加密分析椎骨应力，结果表明，达到64 万个网格数量等级后，结果变化误差在5%以内，兼顾计算效率，椎骨采用50～ 70 万个网格等级。在模型验证通过后，在对照组模型上模拟手术操作，在Pro/E 软件中模拟C5，6椎板切除减压，螺钉置入，建立PVFS组、LMS 组和PS 组三维模型（图1）。导入ABAQUS后，除了前述设置外，螺钉与椎骨、螺钉与连接棒、螺钉与螺帽之间设置为绑定接触。约束C7下终板所有自由度，在C3上终板加载头颅载荷75 N，力矩为1 N/m，以模拟前屈后伸、左右侧曲、左右旋转6 种运动。然后进行计算，提取数据并计算各组C5/C6节段ROM、螺钉及螺钉-骨界面应力。

图1 3组有限元模型Fig.1 Finite element model of 3 groups

2 结果

实验建立了正常人下颈椎（C3～7）有限元模型，共获得654 982 个单元，869 841 个节点，通过网格加密方法验证了本模型的有效性。PVFS 组有限元模型获得639 846 个单元，850 923 个节点；LMS 组有限元模型获得2 648 732个单元，859 105个节点；PS 组有限元模型获得650 953 个单元，861 843 个节点。与对照组相比，6 种工况下PVFS、LMS 及PS组C5/C6节段ROM 均降低：前屈（-66.9%，-56.2%，-72.8%），后伸（-53.3%，-49.4%，-63.9%），左侧曲（-60.2%，-55.3%，-64.9%），右侧曲（-61.7%，-57.3%，-65.8%），左旋（-38.8%，-35.4%，-49.1%），右旋（-41.7%，-37.9%，-51.4%）。3 组模型中，PS组ROM 最小，PVFS 组次之（图2）。3 组螺钉应力均主要集中在根部，且在后伸时应力最大；3 组螺钉应力相比，PS 组最小，PVFS 组次之，LMS 组最大（图3）。PS组螺钉-骨界面应力最小，PVFS组次之，LMS 组最大（图4）。3 组螺钉、螺钉-骨界面应力云图见图5～10。

图2 C5/C6 节段ROMFig.2 ROM of C5/C6 segment

图3 各组螺钉所受最大应力Fig.3 Maximum stress on screws of each group

图4 各组螺钉-骨界面所受最大应力Fig.4 Maximum stress on screw-bone interface of each group

图5 PVFS 组螺钉应力Fig.5 Screw stress of PVFS group

图6 PVFS 组螺钉-骨界面应力Fig.6 Screw-bone interface stress of PVFS group

图7 LMS组螺钉应力Fig.7 Screw stress of LMS group

图8 LMS组螺钉-骨界面应力Fig.8 Screw-bone interface stress of LMS group

图9 PS组螺钉应力Fig.9 Screw stress of PS group

图10 PS组螺钉-骨界面应力Fig.10 Screw-bone interface stress of PS group

3 讨论

本研究运用三维有限元方法分析了颈椎PVFS、LMS 和PS 生物力学特性，结果表明，在手术节段ROM、螺钉应力及螺钉-骨界面应力方面，PS最小，PVFS 组次之，LMS 组最大。选用“粗短”螺钉的椎间孔内固定技术的术后稳定性优于LMS 内固定，螺钉松动及内固定失败风险低于LMS 内固定，力学优越性仅次于PS内固定。

3.1 稳定性比较

颈椎内固定手术的稳定性至关重要，尤其是对老年骨质疏松患者。在本研究中，3 种螺钉内固定手术节段的ROM 较对照组分别下降了-53.7%、-48.6%和-61.3%，手术节段ROM 的下降提示3 种螺钉均能提供满意的稳定性，且PVFS的固定强度强于LMS，稍弱于PS。既往研究中，在尸体上测量螺钉轴向拔出力是生物力学工程中标准化实验方法，能在一定程度上反映螺钉的固定强度［10］。Maki 等［8］测 得PVFS 的拔出力为（234±144）N、LMS 为（158±81）N；陈希等［11］在老年骨质疏松标本测得PVFS 的拔出力为（327±18）N，LMS 为（305±11）N。上述研究都证实PVFS 的力学强度高于LMS，与本研究结果一致。

颈椎不同解剖位置的骨密度存在明显差异，椎弓根平均骨密度比侧块和椎板高15%［12］。有研究［13-14］证实，螺钉固定轨迹局部的骨密度与螺钉拔出力有关。PVFS 内固定技术，类似短的PS 内固定，螺钉把持了部分椎弓根骨质，解释了PVFS 较LMS具有更强把持力及更高稳定性的原因。Schreiber等［13］报道钉道轨迹CT 值可能与骨密度相关，局部更高的CT 值代表更高的局部骨密度，局部钉道骨密度越高，螺钉获得的把持力更大。Tsuda 等［15］测量了PVFS、LMS和PS的钉道轨迹CT值，结果提示，PVFS 钉道轨迹的CT 值均高于LMS，在C5/C6节段甚至高于PS。

PVFS 钉道轨迹无论是骨密度还是CT 值均高于LMS，再次说明其具有更强的稳定性。Tsuda 等［15］还在PVFS 钉道横断面发现高密度区域，而LMS、PS 钉道未发现。高密度区域的出现可能与颈椎退行性骨质增生有关，而颈椎退行性骨质增生最先发生在关节突关节。PVFS 内固定技术进钉点靠近关节突关节，导致PVFS 能够把持相对坚硬的骨质，从而获得更强的力学稳定性。从进钉点位置、钉道轨迹来看，PVFS 充分把持了坚硬骨质，其力学稳定性可能与PS 相当，这还需要进一步生物力学实验和临床研究证实。

3.2 螺钉应力比较

螺钉的高应力可能会削弱内固定系统的抗疲劳性和长期稳定性，增加不融合的风险。本研究结果显示，PVFS 和PS 在侧曲和旋转时所受应力相近，均小于LMS；在前屈后伸时，PS 组最小，PVFS 组次之，LMS 组最大。长期高应力容易致使螺钉疲劳性断裂，导致内固定失败。Shimizu 等［16］报道，在PVFS 的临床应用中发生3 枚螺钉松动断裂，均发生在固定节段的两端，中间节段没有出现松动、断裂，故中间节段固定时建议使用PVFS固定。

3.3 骨-螺钉界面应力比较

骨-螺钉界面松动是颈椎内固定失败的常见原因，临床上LMS 松动发生率更高［17］。从本研究应力云图（图5～ 10）上可观察到3 种螺钉骨-螺钉界面最大应力主要集中在螺钉头部的骨质。长期高应力作用导致骨质被破坏，螺钉松动应先发生在头部。Weiser等［18］对疲劳测试后的椎体进行CT检查发现，螺钉头部周围出现骨质缺损，说明螺钉松动是螺钉周围骨质逐步破坏的过程。

本研究结果显示，PS 螺钉-骨界面平均应力最小，PVFS 次之，LMS 最大，螺钉松动的概率也依次增大。但螺钉松动还与螺钉的直径和长度相关［19］，螺钉直径对拔出力强度和维持螺钉周围骨质的存续具有积极的作用，使用粗螺钉可把持更多的骨质，若要破坏骨质需承受更大应力；在螺钉头部骨质破坏后松动开始，增加螺钉置入深度能够避免螺钉脱出。本研究中PVFS组采用直径为4.5 mm的粗螺钉，PS 组螺钉（24.0 mm）较PVFS 和LMS 长，对维持术后稳定性有重要作用。

3.4 研究局限性

本研究仅对单节段内固定进行了比较，多节段内固定实验可能会出现不同的结果。Shimizu等［16］的PVFS 临床研究发现，固定节段两端采用PVFS 更容易发生断裂、松动，多节段PVFS 内固定是否会出现固定节段两端螺钉-骨界面应力比中间节段更大，这还需进一步的研究。

对于骨质疏松或需要坚强内固定的颈椎病患者，往往需要后路内固定来增强颈椎稳定性。本研究的有限元模型是基于具有良好骨质的年轻志愿者建立的，模型的骨皮质、骨松质的弹性模量和泊松比设置也是参考既往常规模型设置。有研究［20-21］通过降低骨皮质、骨松质的弹性模量，结合老年患者CT 数据来建立“骨质疏松”的颈椎有限元模型。杨九杰等［21］通过上述方法建立“骨质疏松”颈椎内固定重建模型，与正常骨质内固定重建模型相比，固定节段ROM 明显增加，需要通过增加钢板厚度来获得相同的稳定性，但其并未对螺钉和螺钉-骨界面应力进行分析比较。因此，PVFS 在骨质疏松椎体中的力学性能还需进一步建立更加逼真的“骨质疏松”模型来加以分析。

综上，与传统颈椎后路内固定方式相比，PVFS能够提供良好稳定性，可以作为后路内固定方式的一种补充。