尚志恒，吳威，李聰，王文靜，涂廣寶

(開封市人民醫(yī)院骨科三病區(qū)，河南開封 475000)

經(jīng)椎間孔腰椎間融合術(transforaminal lumbar interbody fusion,TLIF)是治療腰椎間盤突出、椎管狹窄和/或腰椎滑脫等腰椎退行性病變的經(jīng)典外科手術，可獲得理想的減壓效果，且對于恢復椎間隙高度和腰椎生理曲度、重建脊柱穩(wěn)定性均有明顯益處[1-2]。但TLIF術后融合器下沉較常見，由于融合器尾端沉入椎體，導致椎間隙高度丟失甚至對節(jié)段性腰椎前凸(segmental lumbar lordosis,SLL)造成明顯影響。有研究指出，融合器的形狀、基質密度和材料組成均是影響其下沉的主要因素之一[3]；Zhou等[4]分析認為，不規(guī)則的終板形態(tài)將明顯增加融合器下沉的風險。目前關于融合器下沉的相關因素研究較多，但關于TLIF術中融合器高度和位置對其術后下沉的影響，罕有文獻報道。為此，本研究通過生物力學三維有限元分析，試圖對比TLIF術中融合器在不同高度和不同放置方式情況下，對骨質量正常和骨質疏松患者骨-融合器交界處的應力和SLL的影響，為臨床提供參考依據(jù)。

1 材料與方法

1.1 建立有限元模型

基于學者們既往提出的脊柱有限元模型相關經(jīng)驗[5-6]，本研究建立了L4-5節(jié)段三維有限元模型，并參照Agrawal和Resnick[7]、Gum等[8]的經(jīng)驗，進行了修改和完善，對椎間隙準備、植入融合器及后方固定等的TLIF手術過程進行生物力學模擬。

該模型的圖像由一位50歲健康男性的CT掃描(0.6 mm層厚)所得，其既往無腰背部外傷史[5]；該模型包括椎體(松質骨和皮質骨)、椎弓、椎間盤、小關節(jié)和7條韌帶組成，即前縱韌帶(anterior longitudinal ligament,ALL)、后縱韌帶(posterior longitudinal ligament,PLL)、黃韌帶(ligamentum flavum,LF)、關節(jié)囊韌帶(capsular ligaments,CL)、橫韌帶(intertransverse ligament,ITL)、棘間韌帶(interspinous ligament,ISL)和棘上韌帶(supraspinous ligament,SSL)，見圖1a。每個椎體由四面體實體網(wǎng)格劃分，代表松質骨被一層皮質骨包圍，皮質骨厚度在五個區(qū)域內(nèi)均有變化：椎體終板和前壁(厚度0.4 mm)、椎弓根上部(2.0 mm)、椎弓根下部(1.87 mm)、后突(1.0 mm)和椎弓根螺釘擰入?yún)^(qū)(0.8 mm)(Silva等[9],Bianco等[10])，見圖1b)。纖維環(huán)(annulus fibrosus,AF)模型采用5層同心層的八面體網(wǎng)格劃分，由彈簧單元增強，模擬膠原纖維在±35°方向的取向。髓核(nucleus pulposus,NP)用八面體網(wǎng)格劃分。除CL用三面體網(wǎng)格表示外，其余韌帶均采用四面體網(wǎng)格化。為了平衡這項研究的計算成本和分析精度，筆者進行了網(wǎng)格收斂，以確定合適的單元大小(圖1a-b)。

圖1 L4-5節(jié)段的三維有限元模型圖

采用非線性材料特性模擬生理載荷條件下的脊柱單元的力學特征。皮質骨和松質骨均由均質各向同性材料建模，符合Johnson-Cook塑性材料模型參數(shù)(Wagnac等[11])。NP和AP被建模為Mooney-Rivlin超彈性材料，而膠原纖維被合并為只受拉伸力的一維彈簧單元。脊柱韌帶的非線性行為用廣義的Maxwell-Kelvin-Voigt模型參數(shù)建模，并基于最大拉伸應變水平并入了破壞標準(Wagnac等[11])。各部位的材料屬性均由上述相關文獻中的數(shù)值結果來定義。通過降低皮質骨的楊氏模量(33%)和松質骨的楊氏模量(66%)，來塑造骨質疏松骨的材料特性(Salvatore等[12])。

為了模擬關節(jié)突關節(jié)，使用了初始間隙為0.5 mm的通用接觸，兩個關節(jié)之間的庫侖摩擦系數(shù)為0.2。在韌帶和其附著處的皮質骨之間建立捆綁接觸模型。筆者調整和校準了上述建模元件的生物力學性能，使得功能載荷模擬的載荷-位移結果與Heuer等[13]的身體腰椎上的實驗結果一致。將完整模型在模擬8 Nm純彎曲下的屈伸、側彎和軸向旋轉的ROMs，與文獻報道中的人體ROMs進行比較(Dahl等[14]；Jaramillo等[15])，驗證了該有限元模型的有效性。為了支持TLIF中存在融合器沉降風險的使用環(huán)境條件，筆者建立了有限元模型的可信度：在模型中的設定范圍內(nèi)進行輸入檢驗，以確保其結果仍然可用于量化預測不確定性的使用環(huán)境。

1.2 TLIF手術的模擬

TLIF手術是通過單側入路做椎間盤部分切除，以去除AF和NP左后側部對應的元素來模擬TLIF的手術過程。通過移除與關節(jié)突關節(jié)相對應的元素，來模擬小關節(jié)切除，以虛擬出一個用于椎間融合器插入的間隙(圖2a)。將4枚椎弓根螺釘(長40 mm，直徑6.5 mm)建模為剛體，外表面用三面體單元劃分網(wǎng)格。根據(jù)經(jīng)典的椎弓根螺釘置入技術，將其與相應的椎體對齊(Agarwal等[7]；Bianco等[10])。為了確定合適的單元尺寸，進行網(wǎng)格收斂研究：首先，終板-融合器界面斜向不對稱置入高度為10 mm規(guī)格的融合器，測試其不同尺寸的單元格大小(0.5-1.5 mm)，直至骨-融合器界面的最大VonMises應力變化在5%以內(nèi)。在螺釘與椎體模型之間執(zhí)行Boolean運算，以移除皮質層與松質骨的核心模型元素(Bianco等[10])。同時，建立Columb摩擦系數(shù)為0.2的點對面接觸模型，以表示骨-螺釘界面。

圖2 TLIF手術模型

椎間融合器的模型基于臨床常用的Cage設計(商品名:Capstone,美敦力)，該模型長26 mm、寬10 mm，本次分別測試了8 mm和10 mm高度的兩種規(guī)格Cage；每個規(guī)格Cage均測試斜向不對稱放置和前位對稱放置的兩種植入位置(圖3)。采用1.0 mm的4節(jié)點四面體單元進行Cage的網(wǎng)格化，并將其材料特性定義為聚醚醚酮(polyether ether ketone,PEEK)，E=3.4 GPa、v=0.4(Faizan等[16])。Cage植入的模型以日常手術中的常規(guī)操作作為參考。首先，將Cage模型與L5的上終板對齊，并對其界面施加最小距離為0.5 mm、Columb摩擦系數(shù)為0.2的點-面接觸。而后，在L4和L5之間施加撐開力，使椎間隙增加，Cage與終板的幾何形狀之間沒有重疊。最后，在Cage與相鄰終板間的點對面接觸建模后，釋放載荷(圖2b)。

圖3 Cage的不同放置位置

通過測量L4上終板和L5下終板之間的夾角，以評估Cage模擬植入前后的SLL。在模擬植入Cage后，將2根鈦棒模型(4.5 mm)與螺釘尾部對齊，并進行兩者之間的捆綁接觸以模擬后路固定(圖2c)。鈦棒以0.5 mm的4節(jié)點四面體實體單元進行網(wǎng)格劃分，鈦合金的材料性能參照相關文獻[16]進行修正(E=115 GPa、v=0.34)。將所得的有限元模型用于模擬生理載荷。將體重模擬為L4上節(jié)段400 N的垂直力，L5的下終板被固定在空間中。分別在3個解剖平面模擬10 Nm的功能載荷，分別模擬屈曲(flexion,Fe)、伸展(extension,Ex)、右側彎(right lateral bending,RLB)、左側彎(left lateral bending,LLB)、右軸旋轉(right axial rotation,RAR)和左軸旋轉(left axial rotation,LAR)。計算ROM和最大的VonMises應力作為椎間融合器下沉風險的量度。

1.3 分析軟件

本研究所采用的三維有限元模型模擬過程，均是在準靜態(tài)條件下使用RADIOSS v14.0有限元軟件包運行處理。

2 結果

2.1 有限元模型驗證

該L4-5節(jié)段有限元模型的屈曲、側彎和軸向旋轉ROM值分別為9.3°、7.6°和4.1°。將此數(shù)值與Dahl等[14]和Jaramillo等[15]的有限元模型進行比較，其ROM值均較為相近，提示本研究的有限元建模較合理。具體見圖4。

圖4 本研究有限元模型與既往研究的模型參數(shù)比較

2.2 Cage高度、位置對SLL的影響

SLL：在模擬骨質正常的情況下，8 mm高度的Cage前對稱放置和斜向不對稱放置分別增加了0.9°和1.0°的SLL，10 mm高度的Cage分別增加了1.4°和1.7°的SLL。與骨質正常模型相比，骨質疏松模型的SLL增加值變化在1.2%以內(nèi)。具體見表1。

表1 不同Cage高度和位置下的SLL增加值(°)

2.3 Cage高度、位置對手術節(jié)段ROM的影響

在骨質正常和骨質疏松的TLIF手術后模型中，所有加載方向上的ROM值均在1°以內(nèi)，其中骨質疏松模型的各項ROM值略高于骨質正常模型(約高8%左右)；與Cage的前對稱放置相比，斜向不對稱放置Cage后，在骨質正常和骨質疏松模型的ROM值分別增加了66%和72%左右；與10 mm規(guī)格的Cage相比，8 mm的Cage置入后，在骨質正常和骨質疏松模型的ROM值分別增加了43%和48%左右。具體見圖5。

圖5 內(nèi)固定節(jié)段置入Cage后在不同加載條件下的ROM值(a:骨質正常模型;b:骨質疏松模型。A08:斜向不對稱放置8 mm高度的Cage,A10:斜向不對稱對稱放置10 mm高度的Cage,S08:前對稱放置8 mm高度的Cage,S10:前對稱放置10 mm高度的Cage)

2.4 Cage高度、位置對終板-融合器界面的應力變化

在骨質正常模型中，8 mm高度Cage的終板-融合器界面應力變化范圍為：前對稱放置82.1～98.4 MPa和斜向不對稱放117.9～155.5 MPa；10 mm高度Cage的變化范圍為：前對稱放置88.2～107.2 MPa和斜向不對稱放置134.4～176.4 MPa，見圖6a。相較于骨質正常模型，骨質疏松模型的上述應力平均降低約2.5%左右，見圖6b。相較于Cage的前對稱放置，斜向不對稱放置在骨質正常和骨質疏松模型的最大應力分別增加了41%和43%左右。具體見表2和圖6。

表2 不同Cage高度和位置下的終板-融合器界面應力變化范圍(MPa)

圖6 內(nèi)固定節(jié)段置入Cage后在不同加載條件下的ROM值(a:骨質正常模型;b:骨質疏松模型。A08:斜向不對稱放置8 mm高度的Cage,A10:斜向不對稱對稱放置10 mm高度的Cage,S08:前對稱放置8 mm高度的Cage,S10:前對稱放置10 mm高度的Cage)

2.5 Cage高度、位置對L5上終板應力變化

在骨質正常和骨質疏松模型中，與置入8 mm規(guī)格的Cage相比，置入10 mm規(guī)格Cage均可增加16%左右的L5上終板應力；在10 Nm和400 N動態(tài)載荷的模擬彎矩下，四種測試配置的L5上端板上應力云圖見圖7。

圖7 不同Cage高度和位置對L5上終板的應力變化云圖

2.6 Cage高度、位置對內(nèi)固定物的應力變化

主要觀察Cage高度和位置對鈦棒的應力影響。表3可見：在正常骨質模型下，當Cage高度為8 mm時，前對稱放置的鈦棒最大應力范圍為128.9～230.3 MPa，斜向不對稱放置的范圍為114.9～326.6 MPa；當Cage高度為10 mm時，前對稱放置的鈦棒最大應力范圍為60.3～218.0 MPa，斜向不對稱放置的范圍為69.6～262.5 MPa。骨質疏松模型下，上述應力均增加了120%左右(見圖8b)。與前對稱位置相比，Cage的斜向不對稱放置在骨質正常和骨質疏松模型中的最大應力分別增加了55%和48%左右(見圖8)。此外，在斜向不對稱放置時，Cage一側的鈦棒應力明顯高于另一側；相對于10 mm規(guī)格的Cage，8 mm規(guī)格可使骨質正常和骨質疏松模型的鈦棒最大應力分別增加59%和54%左右。

表3 不同Cage高度和位置下的鈦棒應力變化范圍(MPa)

圖8 不同Cage高度和位置對內(nèi)固定物的應力變化(a:骨質正常模型;b:骨質疏松模型。A08:斜向不對稱放置8 mm高度的Cage,A10:斜向不對稱對稱放置10 mm高度的Cage,S08:前對稱放置8 mm高度的Cage,S10:前對稱放置10 mm高度的Cage)

3 討論

在TLIF手術中，Cage植骨融合是重建腰椎穩(wěn)定性的關鍵性因素[17]。但Cage下沉問題并不少見，研究表明，手術節(jié)段的術前椎間隙高度、術后椎間隙高度以及SLL值均是影響Cage下沉的相關因素[18]。然而目前，關于融合器規(guī)格和術中置放位置對其術后下沉的影響，國內(nèi)尚未見文獻報道。為此，本研究模擬了不同高度的Cage和不同植入位置對于SLL、手術節(jié)段ROM、終板-融合器界面應力、L5上終板應力、內(nèi)固定物應力等方面的影響，為臨床提供了參考數(shù)據(jù)。該模型構建后，筆者將之與Dahl等[14]和Jaramillo等[15]的類似模型進行了屈曲、側彎和軸向旋轉ROM值比較，均在相近范圍內(nèi)，證實了該模型的合理性。

3.1 Cage高度所致的影響

在SLL的影響方面，無論8 mm還是10 mm高度的Cage植入后，SLL數(shù)值均有所增加，但10 mm高度Cage所增加的SLL值更高。從幾何學的角度來看，該結果在意料之中，因為更大的椎間高度則意味著更大的椎間隙前緣高度，從而使SLL值增加。在終板-融合器界面應力方面，10 mm高度Cage應力要高于8 mm。這是由于，Cage的高度越大，則需更多的椎間牽張力才能放置，使得軟組織緊繃所產(chǎn)生的終板-融合器界面的壓力也明顯增加；與此同時，由于椎間韌帶的非線性力學特性，使得該節(jié)段的結構剛度更高，而ROM則相應更低，如圖5所示。由此也可解釋，10 mm高度Cage所致的內(nèi)固定鈦棒生物力學負荷有所減少，導致其應力明顯低于8 mm的Cage。

3.2 Cage位置所致的影響

筆者選擇了臨床常用的前對稱植入和斜向不對稱植入方式，在SLL的影響方面，兩個位置的數(shù)值非常接近(8 mm高度分別為0.9°和1.0°，10 mm高度分別為1.4°和1.7°)；但前對稱植入的Cage，在終板-融合器界面的應力始終低于斜向不對稱植入(8 mm高度分別為82.1～98.4 Mpa和117.9～155.5 Mpa，10 mm高度分別為88.2～107.2 Mpa和134.4～176.4 Mpa)。這可能是由于前對稱放置的終板-Cage界面處的合力有更長的杠桿力臂，從而提供了平衡外部負荷的力學優(yōu)勢。從這一角度而言，若使用類似的椎間融合器，且終板-融合器界面的壓縮力較小時，可預見前對稱放置的應力較低。

此外，Cage位置對于終板-融合器界面的應力分布也有顯著影響，這一現(xiàn)象應引起重視，因為在斜向不對稱放置時，8 mm和10 mm高度Cage的終板-融合器界面應力最大值(分別為117.9～155.5 MPa和134.4～176.4 MPa)均超過了皮質骨的抗破壞應力(126 MPa)[19]，有引起融合器下沉的風險。此外，在斜向不對稱放置時，融合器一側鈦棒相對于上下椎體中心支點的杠桿力臂較短，導致該側鈦棒的應力明顯高于Cage的前對稱放置(8 mm高度分別為114.9～326.6 Mpa和128.9～230.3 Mpa，10 mm高度分別為69.6～262.5 Mpa和60.3～218.0 Mpa)。

3.3 骨密度所致的影響

本研究比較了正常骨質和骨質疏松模型的上述方面變化，兩者在SLL的影響方面并無明顯差異，后者僅增加1.2%以內(nèi)的幅度；在終板-融合器界面應力方面，雖然與骨質正常模型相近(僅降低2.5%)，但有人指出，由于骨密度降低，導致終板抗破壞的力學強度降低20%～40%[15]，因此，可視為顯著增加了Cage下沉的風險。Oh等[20]也指出，相對于骨質正常人群，骨質疏松人群的Cage下沉風險將增加3倍。與此同時，在鈦棒應力方面，骨質疏松模型的應力平均增加了120%左右，這可能與骨質疏松椎體的剛度較低，對功能載荷的承受力較小，使得鈦棒承受了較高的載荷和應力所致。

綜上所述，本研究通過建立L4-5節(jié)段的TLIF手術三維有限元模型，分別針對Cage高度、Cage位置和骨質量對各項生物力學指標的影響進行評測，結果表明，相較于8 mm高度，10 mm高度的Cage可增加SLL值，增加終板-融合器界面應力，降低鈦棒的應力；前對稱或斜向不對稱植入Cage時，對SLL的影響較小，但斜向不對稱植入可增加終板-融合器界面的應力，同時增加鈦棒的應力值；而骨質疏松可增加Cage下沉風險，同時使鈦棒承受較高的應力。由此可認為，對于骨質正常的人群，選擇8 mm高度的Cage、前對稱植入椎間隙時，可降低終板-融合器界面應力，使Cage下沉的風險降低，但可增加內(nèi)固定鈦棒的應力。

本研究的結論僅基于三維有限元模型所得，尚有待于大宗樣本臨床數(shù)據(jù)的分組隊列研究來驗證；此外，由于僅選擇L4-5節(jié)段來建模，在L3-4或L5-S1節(jié)段是否也有相似的結論，還有待進一步評估。因此，本研究僅可視作一種理論參考，尚不具備臨床指導價值。