張亞 馬曉孟 孫允龍 李鋒

全骶骨切除術是根治高位骶骨腫瘤或骶骨惡性腫瘤的重要手段，骶骨全切造成脊柱—骨盆完全分離，Galveston及其改良技術的出現(xiàn)使腰椎—骨盆的連續(xù)性得以重建，但仍然充滿挑戰(zhàn)性[1-2]。研究表明，16.1%～25%的全骶骨切除術患者發(fā)生內(nèi)固定失敗[3-5]，單純釘棒固定存在著載荷完全由后路釘棒系統(tǒng)轉(zhuǎn)移，無法維持結構平衡的缺陷。3D打印假體為腰椎—骨盆重建方式帶來了新的可能，假體能夠個性化定制，完美匹配骨缺損，一次性重建腰椎前柱和骨盆后環(huán)，降低操作難度。假體—骨界面的類骨小梁多孔結構也有助于促進骨長入，提高假體的穩(wěn)定性。由于骶骨腫瘤發(fā)病率低，3D打印假體在全骶骨切除術中的臨床應用案例非常少[6-9]，且多為個案報道，缺乏長期隨訪結果和生物力學分析，短期內(nèi)無法為醫(yī)生提供可靠的臨床預后信息。本研究擬借助有限元分析方法，對骶骨全切后單側雙棒雙髂骨釘重建方式與聯(lián)合應用3D打印假體的兩種重建方式進行評估，比較不同重建方式的生物力學性能，探索3D打印假體重建腰椎—骨盆穩(wěn)定性的可行性。

1 材料與方法

1.1 模型設計

選取45歲成年女性的CT數(shù)據(jù)，經(jīng)Mimics 20.0（比利時Materialise公司）軟件處理后用于模型重建，保留L3、L4、L5椎體，L3/4、L4/5椎間盤（纖維環(huán)和髓核分別重建）及截骨后的雙側髖骨。使用3-Matic 11.0（比利時Materialise公司）軟件設計三種腰椎－骨盆重建模型。模型1使用單側雙髂骨釘雙棒重建；模型2使用單側雙髂骨釘雙棒＋3D打印假體重建，其中髂骨釘穿過假體兩翼，使用松質(zhì)骨螺釘將假體與L5椎體及兩側髂骨連接；模型3也為單側雙髂骨釘雙棒＋3D打印假體重建，但髂骨釘不穿過假體。腰椎椎弓根釘、松質(zhì)骨螺釘及連接棒直徑均為6.5 mm，髂骨釘直徑7.5 mm，內(nèi)固定釘棒及假體均為鈦合金（Ti6Al4V）材料。將各模型部件保存為STL點云格式備用。

1.2 有限元模型的創(chuàng)建

使用Geomagic Studio 2014（美國Geomagic公司）軟件將STL點云格式的模型部件逆向轉(zhuǎn)化為曲面片文件，保存為IGES格式。使用SolidWorks 2020（法國Dassault公司）軟件將IGES格式文件轉(zhuǎn)化為STEP格式的實體文件（見圖1A），導入Abaqus CAE（法國Dassault公司）有限元分析軟件進一步處理。

1.3 材料屬性賦值

模型各部分材料屬性根據(jù)已有文獻報道設定（見表1）。其中假體為3D打印鈦合金（Ti6Al4V）多孔結構，孔隙率為70%～80%，孔徑為600～800μm，與已獲批上市的3D打印的鈦合金內(nèi)植物產(chǎn)品類似（孔隙率80%，孔徑800μm），故參考相關公開的文獻數(shù)據(jù)設定假體材料屬性[10]。

表1 各模型部件材料屬性

1.4 約束條件與載荷

內(nèi)固定釘棒與骨骼和假體、椎體與椎間盤及纖維環(huán)與髓核間設定為綁定連接，忽略微動。假體兩翼與髂骨截骨面之間定義為表面—表面接觸，摩擦系數(shù)為0.3。限制雙側髖臼在三維坐標系上任意方向的移動，模擬雙足站立姿勢。在L3椎體上終板施加960 N的垂直載荷，模擬上半身的重力（見圖1B）。

1.5 網(wǎng)格劃分、裝配、分析步與作業(yè)

使用四節(jié)點線性四面體單元（C3D4）為各部件劃分網(wǎng)格并裝配模型（見圖1C），網(wǎng)格單元及節(jié)點數(shù)量如下（見表2），創(chuàng)建分析步并提交作業(yè)，應力分布情況以馮米斯應力云圖展示，位移情況以位移云圖展示。

圖1 A.模型曲面實體；B.約束條件與載荷；C.網(wǎng)格劃分

表2 各部件單元數(shù)及節(jié)點數(shù)

1.6 觀察指標

（1）L5下沉距離：選取各模型L5下終板前緣10個點，查詢其在垂直軸上的未縮放位移，取平均值作為L5下沉距離。

（2）髂骨釘平均最大應力：與L3椎弓根釘相連的兩顆髂骨釘記為上位髂骨釘，與L4和L5椎弓根釘相連的兩顆髂骨釘記為下位髂骨釘。在對稱的兩顆髂骨釘上選擇應力集中區(qū)域最大應力的5個點，取平均值作為該髂骨釘平均最大應力。

（3）椎弓根釘平均最大應力：包括L3椎弓根釘、L4椎弓根釘和L5椎弓根釘。在對稱的兩顆椎弓根釘上選擇應力集中區(qū)域最大應力的5個點，取平均值作為該椎弓根釘平均最大應力。

（4）鎖定釘平均最大應力：在模型2與模型3中將連接假體和髂骨的松質(zhì)骨螺釘記為鎖定釘。選取鎖定釘上應力集中區(qū)域最大應力的5個點，取平均值作為鎖定釘平均最大應力。

（5）連接棒平均最大應力：與L3椎弓根釘相連的兩根連接棒記為外側連接棒，與L4和L5椎弓根釘相連的兩根連接棒記為內(nèi)側連接棒。在對稱的兩根連接棒上選擇應力集中區(qū)域最大應力的5個點，取平均值作為該連接棒平均最大應力。

比較三個模型L5下沉距離，髂骨釘、椎弓根釘和連接棒平均最大應力差異，同一模型內(nèi)，對比不同位置的髂骨釘、椎弓根釘和連接棒平均最大應力情況。模型2和模型3對比鎖定釘平均最大應力情況。

1.7 統(tǒng)計學方法

采用SPSS 20.0軟件對數(shù)據(jù)進行統(tǒng)計學分析。計量資料采用均數(shù)±標準差的方式表示。使用單因素方差分析對比三組數(shù)據(jù)差異，組間釘棒應力及L5下沉距離的比較為三組樣本數(shù)據(jù)中任意兩組間比較為多重比較應采用q檢驗，組內(nèi)不同釘棒應力的比較為兩獨立樣本數(shù)據(jù)的比較應采用獨立樣本t檢驗。P＜0.05為差異具有統(tǒng)計學意義。采用GraphPad Prism 7.0軟件繪制圖表。

2 結果

2.1 作業(yè)運行情況

各模型均成功計算出結果，整體應力分布如圖2所示，釘棒為應力集中區(qū)，釘棒與假體均產(chǎn)生一定的彈性形變。

圖2 模型應力分布云圖：A.模型1；B.模型2；C.模型3

2.2 L 5椎體下沉情況

各模型L5椎體均發(fā)生下沉（見圖3），模型1下沉距離為（1.0±0.1）mm，模型2下沉距離為（0.5±0.1）mm，模型3下沉距離為（0.5±0.0）mm。三組模型L5下沉距離比較，差異均有統(tǒng)計學意義（P＜0.05）（見圖4）。

圖3 模型位移云圖：A.模型1；B.模型2；C.模型3

圖4 各模型L5下沉距離比較

2.3 釘棒系統(tǒng)平均最大應力情況

各模型釘棒平均最大應力值及應力分布如表3、圖5所示。模型1所有髂骨釘、連接棒、L3和L5椎弓根釘平均最大應力均顯著大于模型2與模型3（P＜0.01）；L4椎弓根釘平均最大應力顯著小于模型3（P＜0.01），但與模型2比較，差異無統(tǒng)計學意義（P＞0.05）；模型2上位髂骨釘和L3椎弓根釘平均最大應力顯著大于模型3（P＜0.01），L4和L5椎弓根釘、鎖定釘及內(nèi)側連接棒平均最大應力顯著小于模型3（P＜0.05），下位髂骨釘和外側連接棒平均最大應力與模型3比較，差異無統(tǒng)計學意義（P＞0.05），見圖6。

圖5 內(nèi)固定釘棒應力分布云圖：A.模型1；B.模型2；C.模型3

圖6 三組模型釘棒系統(tǒng)平均最大應力對比：A.上位髂骨釘；B.下位髂骨釘；C.L3椎弓根釘；D.L 4椎弓根釘；E.L 5椎弓根釘；F.鎖定釘；G.外側連接棒；H.內(nèi)側連接棒

表3 各模型內(nèi)固定釘棒平均最大應力（±s，MPa）

表3 各模型內(nèi)固定釘棒平均最大應力（±s，MPa）

組別上位髂骨釘下位髂骨釘L3椎弓根釘L4椎弓根釘L5椎弓根釘鎖定釘外側連接棒內(nèi)側連接棒模型1 268.6±9.1 213.6±25.7 79.2±6.2 15.4±1.1 119.6±14.0－224.4±19.4 214.4±15.6模型2 172.8±7.2 155.4±14.3 63.6±5.3 16.0±1.6 40.6±4.6 73.4±28.6 147.4±14.7 132.6±28.6模型3 126.6±7.6 141.2±13.1 44.6±2.3 36.6±3.0 47.2±2.6 108.4±17.3 129.8±9.4 167.4±10.2

在模型1和模型2中，上位髂骨釘平均最大應力均顯著大于下位髂骨釘（P＜0.05），模型3中髂骨釘平均最大應力無顯著差異（P＞0.05）。在模型3中內(nèi)側連接棒平均最大應力顯著大于外側連接棒（P＜0.01），在模型1和模型2中，內(nèi)、外側連接棒平均最大應力無明顯差異（P＞0.05）。各模型中L4椎弓根釘平均最大應力均顯著小于L3和L5椎弓根釘（P＜0.05）；模型1與模型2中L5椎弓根釘平均最大應力與L3椎弓根釘差異顯著（P＜0.05）；模型3中L5椎弓根釘平均最大應力與L3椎弓根釘比較，差異無統(tǒng)計學意義（P＞0.05），見圖7。

圖7 各模型內(nèi)固定釘棒平均最大應力組內(nèi)對比：A.髂骨釘；B.連接棒；C.椎弓根釘

3 討論

3.1 螺釘?shù)膽胺植?/h3>

螺釘?shù)腻^定作用是內(nèi)固定系統(tǒng)保持穩(wěn)定的基礎，數(shù)據(jù)取樣分析結果顯示螺釘應力分布表現(xiàn)出以下特點：第一，模型1的螺釘平均最大應力普遍顯著高于模型2和模型3；第二，不同部位的髂骨釘和椎弓根釘應力分布顯著不均勻，但使用假體重建的模型2和模型3螺釘應力差異更小；第三，髂骨釘應力普遍高于椎弓根釘；第四，髂骨釘是否穿過假體會對螺釘應力分布造成較大影響。有關釘棒的力學研究證明了腰椎前柱重建對于增加屈伸方向剛度具有重要意義[1]，前柱重建使腰椎的軸向應力沿正常路徑向骨盆傳導，降低了后方釘棒的負荷，減少了釘棒斷裂的可能性。本研究中，模型1的螺釘應力普遍偏大，證明了單純釘棒重建會集中較大負荷。雖然模型1提取到的節(jié)點最大應力值為330 MPa，尚未達到鈦合金的屈服強度（860 MPa），但活動時腰椎應力峰值和屈曲范圍明顯增加，高于本研究中設定的載荷情況，對螺釘?shù)膹姸热哂嗵岢隽颂魬?zhàn)。

模型1和模型2的上位髂骨釘平均最大應力值明顯大于下位髂骨釘，L4椎弓根釘平均最大應力值顯著小于L3和L5椎弓根釘，上位髂骨釘和兩端椎弓根釘似乎表現(xiàn)出更大的應力分布。由于載荷直接作用在L3上終板，鈦合金釘棒的楊氏模量又遠遠高于椎間盤，因此應力先沿著釘棒傳導，產(chǎn)生一定的彈性形變之后再通過椎間盤向下傳導，這可能是上位髂骨釘應力更大的原因。在本研究模型中并未引入連接塊，推測如果加入連接塊將內(nèi)外側釘棒連為一體也許會使螺釘應力分布更加均勻?？紤]到髂骨翼部分骨質(zhì)薄弱，上位髂骨釘松動的概率會高于下位髂骨釘，因此在條件允許的情況下髂骨釘應盡量沿著低位骨盆力線傳導的方向置入。假體安放后髂骨釘置釘空間受限，如何在滿足重建要求的前提下減少假體體積，為髂骨釘騰出空間是值得思考的問題。連接棒兩端的螺釘是力學作用的支點，因此處于中間位置的L4椎弓根釘表現(xiàn)出較低的應力分布。與模型1類似的單純釘棒重建后內(nèi)固定失敗的案例已經(jīng)被報道[4-5]，模型2中3D打印假體可以在不改變應力分布趨勢的情況下使螺釘平均最大應力明顯降低，有利于減少內(nèi)固定失敗的可能。

模型2與模型3的螺釘應力分布差異明顯，表現(xiàn)為模型2的上位髂骨釘和L3椎弓根釘平均最大應力顯著高于模型3，下位髂骨釘平均最大應力無顯著差異，L4、L5椎弓根釘和鎖定釘平均最大應力顯著小于模型3。設計上模型2將釘棒與假體連為一體，相互制約，分散壓力，降低因局部壓力過大導致內(nèi)固定失敗的概率。模型3在未顯著降低下位髂骨釘平均最大應力情況下，明顯增加了L4、L5和鎖定釘?shù)钠骄畲髴Α脑茍D中可以看出，模型3的假體在施加應力后發(fā)生明顯形變，兩翼翹起，與髂骨接觸面形成夾角，而模型2由于髂骨釘?shù)闹萍s僅表現(xiàn)為假體橫行部位的形變，這種差異可能導致了模型3椎弓根釘受到更大的剪切力，鎖定釘受假體變形牽拉影響應力也隨之增大。模型2下位髂骨釘與假體接觸，其平均最大應力大于模型3，但差異無統(tǒng)計學意義。從應力分布來看，釘棒連接處及鎖定釘與假體接觸部位是高應力集中區(qū)。

McCord等[11]提出了腰骶支點的重要性，腰骶支點定義為最后一節(jié)腰椎與骶骨之間的骨韌帶中點，指出髂內(nèi)固定延伸到腰骶支點前是最有效的固定形式。髂骨釘增加了螺釘向前方的延伸距離，可以更好地對抗腰骶交界處的拉拔力和彎曲力矩。模型1與模型2的下位髂骨釘處于最佳置釘位置，據(jù)報道通過該路徑的釘?shù)篱L度可達100 mm[12]。模型3因為下位髂骨釘上移，置釘空間減小，理論置釘長度小于模型1和模型2，因為本研究中螺釘簡化的原因，是否對內(nèi)固定強度產(chǎn)生影響尚無法評估。

3.2 連接棒的應力及分布

模型1連接棒的平均最大應力明顯超過模型2和模型3，說明使用假體進行前柱重建創(chuàng)造了另一個機械傳導路徑，連接棒的應力被降低，有助于降低連接棒斷裂的概率。連接棒的應力分布表現(xiàn)出高度一致性，呈現(xiàn)出沿矢狀位分布的特點，即連接棒的正面和背面應力較大，高應力區(qū)集中在棒的下部靠近釘棒連接處及連接棒彎曲角度最大處的凸側，這與臨床病例中觀察到的棒下部斷裂位置相一致[5]。Kawahara等[13]采用改進的四棒Galveston重建方法，使用有限元方法模擬了960 N的垂直載荷，同樣發(fā)現(xiàn)腰椎－骨盆段連接棒存在過大的應力。模型3內(nèi)側連接棒平均最大應力高于外側連接棒且高于模型2，推測是因為髂骨釘置釘位置高于假體，連接棒需要更大的彎曲角度，因而導致應力增加。

3.3 L 5椎體的下沉情況及骨盆穩(wěn)定性

各模型相比，L5下沉距離有顯著差異，但數(shù)值太小，且小于其他有限元分析及生物力學研究結果[14]，因此并不能明確其臨床意義。這可能與髂骨網(wǎng)格劃分時骨皮質(zhì)區(qū)域過大有關，相關研究認為影響骨表面應力分布最重要的因素是骨皮質(zhì)的楊氏模量，其次是骨皮質(zhì)厚度[15]。由于髂骨截骨，髂骨釘主要經(jīng)行骨松質(zhì)，過大的骨皮質(zhì)網(wǎng)格范圍增加了內(nèi)固定額外的穩(wěn)定性，因此三組模型都未表現(xiàn)出較大的腰椎位移。

3.4 本研究的局限性

材料性質(zhì)、解剖結構、邊界條件等諸多因素都會影響有限元模型預測結果。本研究中螺釘被簡化為圓柱體而非螺紋，忽略了肌肉、韌帶對腰椎和骨盆的作用力，將多數(shù)部件定義為綁定連接，忽略微動，椎間盤的楊氏模量賦值也存在爭議等，這些都對運算結果產(chǎn)生影響。此外，假體彈性形變的幅度超出預期，假體楊氏模量的設定可能偏小，影響了模型2與模型3的運算結果。但在本研究中一致的設定條件下，橫向比較三種重建方式的生物力學性能差異，仍具有一定的評估價值，可以為全骶骨切除后腰椎－骨盆重建方案提供新思路。

綜上，使用3D打印假體重建全骶骨切除后腰椎－骨盆穩(wěn)定性可以減少內(nèi)固定系統(tǒng)平均最大應力，降低釘棒斷裂的風險，是一種值得推廣的重建技術，但假體與釘棒的組合方式仍需繼續(xù)探索。