經(jīng)皮骨移植增強(qiáng)的有限元研究

方曉清 付亞蘭

(浙江省瑞安市塘下人民醫(yī)院骨傷科，瑞安 325204)

經(jīng)皮椎體成形術(shù)(percutaneous vertebroplasty，PVP)和經(jīng)皮后凸成形術(shù)(percutaneous kyphoplasty，PKP)是近年來微創(chuàng)治療骨質(zhì)疏松性椎體壓縮骨折的方法，可達(dá)到緩解疼痛的目的［1，2］，但聚甲基丙烯酸甲酯(polymethylmethacrylate，PMMA)滲漏、鄰近椎體骨折等并發(fā)癥發(fā)生率高［3］。因此，一種經(jīng)皮骨移植操作系統(tǒng)(Optimesh)被設(shè)計(jì)用于骨質(zhì)疏松性椎體壓縮骨折治療以減少上述并發(fā)癥［4］。它是真正的生物學(xué)上的椎體重建，達(dá)到良好的疼痛緩解、技術(shù)風(fēng)險(xiǎn)較少以及具有骨傳導(dǎo)性與骨誘導(dǎo)性。因缺乏經(jīng)皮骨移植術(shù)的生物力學(xué)、組織學(xué)及前瞻性的臨床研究，無法評(píng)價(jià)該手術(shù)方式。本研究擬建立骨質(zhì)疏松腰椎功能脊柱單位(functional spinal unit，F(xiàn)SU)的三維有限元模型，觀察松質(zhì)骨粒(cancellous bone granule，CBG)和PMMA增強(qiáng)后對(duì)治療節(jié)段和相鄰非治療節(jié)段椎體生物力學(xué)的影響。

1 材料與方法

1.1 建立L1～L2FSU有限元模型

選取青壯年男性正常人體脊柱標(biāo)本1具，范圍為L1～L2，先行X線檢查排除可見的脊椎病變及損害，螺旋CT沿橫斷面以1 mm層厚掃描，以DICOM格式輸出其斷面圖像并轉(zhuǎn)入計(jì)算機(jī)保存，利用Mimics軟件建立L1～L2骨性結(jié)構(gòu)的三維模型。在L1～L2骨性結(jié)構(gòu)三維模型的基礎(chǔ)上，補(bǔ)充建立終板、椎間盤、髓核、前縱韌帶、后縱韌帶、黃韌帶、橫突間韌帶、棘間韌帶及棘上韌帶等結(jié)構(gòu)。此模型再經(jīng)Geomagic軟件進(jìn)行圖像優(yōu)化，利用有限元軟件平臺(tái)Ansys11.0，建立L1～L2三維有限元模型。最終，功能脊柱單元有限元模型由23 446實(shí)體單元和310韌帶和纖維單元組成(圖1A)。

因椎體壓縮性骨折臨床上常見于骨質(zhì)疏松癥，根據(jù)Polikeit等［5］對(duì)骨質(zhì)疏松模型的定義，所有骨性結(jié)構(gòu)的彈性模量因骨質(zhì)疏松而減少，松質(zhì)骨的彈性模量減少66%，皮質(zhì)骨、骨性終板的彈性模量減少33%，后部元素的彈性模量也減小33%，椎間盤與韌帶結(jié)構(gòu)的彈性模量與正常狀態(tài)一致，建立骨質(zhì)疏松有限元模型(圖1B)。不同成分的材料性質(zhì)參照已發(fā)表的有關(guān)脊柱有限元研究的文獻(xiàn)［5］中的數(shù)據(jù)(表1)。

1.2 CBG和PMMA置入的有限元模型

本研究中骨水泥的彈性模量和泊松比分布為3000 MPa 和0.4［5］;CBG 的彈性模量和泊松比分布為100 MPa 和 0.2［6］。采用已建立的 L1～ L2骨質(zhì)疏松性椎體的三維有限元模型，以Ansys11.0有限元建模分析軟件為平臺(tái)，模擬PKP過程，經(jīng)單側(cè)椎弓根注射CBG。注射后分布形式為CBG占整個(gè)椎體容積的23%(增強(qiáng)體積7.9 ml，椎體體積34.2 ml)，分布在椎體的中心區(qū)域(圖1C)，這樣的分布接近臨床上骨移植增強(qiáng)術(shù)后的CT片［7］。同樣的方法置入PMMA。骨質(zhì)疏松性椎體、CBG和PMMA置入3種有限元模型均做軸向壓縮、前屈、后伸測試，所有壓縮荷載均為400 N。前屈和后伸荷載在軸向400 N加載基礎(chǔ)上，加上7.5 nm的矢狀方向彎距，前屈加載時(shí)方向向前，后伸加載時(shí)方向向后［8］。根據(jù)脊柱三柱理論，荷載與力矩加在L1上終板和L1上關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)面，其中前中柱承載約85%，后部元素承載約15%［9］(圖1D);約束設(shè)置在L2下終板和L2下關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)面，均為三向約束。分析3種載荷條件下治療節(jié)段和相鄰非治療節(jié)段椎體的Von Mises應(yīng)力/應(yīng)變大小和分布。

1.3 有限元模型的驗(yàn)證

在相同的邊界條件下，4種L1～L2FSU有限元模型(正常、骨質(zhì)疏松、松質(zhì)骨及骨水泥)軸向壓縮負(fù)荷與三柱軸向壓縮位移的對(duì)比曲線與已報(bào)道的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)結(jié)果比較。另外，4種有限元模型椎間盤平均內(nèi)壓與已報(bào)道的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)結(jié)果比較。

表1 椎體各主要部分的材料特性［5］

2 結(jié)果

2.1 增強(qiáng)前后增強(qiáng)區(qū)各種狀態(tài)下的應(yīng)力和應(yīng)變

增強(qiáng)前后L2椎體強(qiáng)化區(qū)在壓縮、前屈、后伸3種加載狀態(tài)下的最大Von Mises應(yīng)力/應(yīng)變見圖2。CBG增強(qiáng)模型強(qiáng)化區(qū)最大的Von Mises應(yīng)力/應(yīng)變分別為0.457、0.469、0.499 MPa/0.459%、0.471%、0.501%;PMMA 增強(qiáng)模型為 0.864、0.824、0.966 MPa/0.029%、0.028%、0.033%;骨質(zhì)疏松模型相應(yīng)區(qū)域?yàn)?0.237、0.253、0.258 MPa/0.698%、0.752%、0.759%。與術(shù)前相比，CBG和骨水泥增強(qiáng)術(shù)后強(qiáng)化區(qū)應(yīng)力增加和應(yīng)力分布變化明顯;相反，術(shù)后強(qiáng)化區(qū)應(yīng)變顯著減少。比較CBG和骨水泥增強(qiáng)模型可見:高彈性模量(PMMA，3000 MPa)增強(qiáng)模型的最大的Von Mises應(yīng)力是低彈性模量(CBG 100 MPa)增強(qiáng)模型的2倍;而PMMA增強(qiáng)模型的最大的Von Mises應(yīng)變大約為低彈性模量(CBG)增強(qiáng)模型的6%。

2.2 增強(qiáng)前后松質(zhì)骨和終板的應(yīng)力和應(yīng)變

比較骨質(zhì)疏松模型、CBG強(qiáng)模型、PMMA增強(qiáng)模型L2應(yīng)力形式，強(qiáng)化區(qū)周圍松質(zhì)骨Von Mises應(yīng)力分布稍有不同;同樣，L2椎體強(qiáng)化材料的存在對(duì)L1椎體松質(zhì)骨Von Mises應(yīng)力分布影響極少;相反，L2椎體強(qiáng)化材料的存在使強(qiáng)化區(qū)的最大應(yīng)力區(qū)域擴(kuò)大(圖3)。

在壓縮、前屈、后伸3種加載狀態(tài)下，CBG增強(qiáng)模型L2上終板及L1下終板最大的Von Mises應(yīng)力/應(yīng)變分別為 4.821、1.719、9.279 MPa/0.840%、0.261%、1.595% 與 3.056、2.304、6.040 MPa/0.519%、0.347%、0.994%;PMMA增強(qiáng)模型分別為5.025、1.649、9.503 MPa/0.867%、0.251%、1.628% 與 3.153、2.313、6.040 MPa/0.535%、0.348%、1.015%;骨質(zhì)疏松模型相應(yīng)區(qū)域分別為 4.579、1.798、9.013 MPa/0.811%、0.273%、1.560% 與2.949、2.295、5.898 MPa/0.502%、0.345%、0.970%。與骨質(zhì)疏松模型比較，CBG增強(qiáng)模型L2上終板最大Von Mises應(yīng)力在壓縮、后伸加載狀態(tài)分別增加5%、3%，而前屈加載狀態(tài)下降4%;L1下終板最大Von Mises應(yīng)力在壓縮、后伸加載狀態(tài)分別增加4%、2%，而前屈加載狀態(tài)稍下降(表2)。同樣，與骨質(zhì)疏松模型比較，PMMA增強(qiáng)模型L2上終板最大Von Mises應(yīng)力在壓縮、后伸加載狀態(tài)分別增加10%、5%，而前屈加載狀態(tài)下降8%;L1下終板最大Von Mises應(yīng)力在壓縮、后伸加載狀態(tài)分別增加7%、5%，而前屈加載狀態(tài)稍下降(表2)。

表2 與骨質(zhì)疏松模型比較，CBG與PMMA增強(qiáng)模型終板最大Von Mises應(yīng)力在各種狀態(tài)下的增減

2.3 增強(qiáng)前后其他區(qū)域的應(yīng)力變化甚微

在軸向壓縮、前屈、后伸3種加載狀態(tài)下，增強(qiáng)前后治療節(jié)段和鄰近節(jié)段的皮質(zhì)骨、纖維環(huán)、髓核及后部元素的應(yīng)力值變化極少。

2.4 正常、骨質(zhì)疏松、松質(zhì)骨及骨水泥增強(qiáng)有限元模型的驗(yàn)證結(jié)果

在正常的生理活動(dòng)中，骨質(zhì)疏松和椎體強(qiáng)化對(duì)有限元模型軸向壓縮位移和椎間盤平均內(nèi)壓影響不大(圖4)。在400 N的軸向壓縮加載狀態(tài)下，4種L1～L2FSU有限元模型(正常、骨質(zhì)疏松、松質(zhì)骨及骨水泥)的三柱軸向壓縮位移值為0.29～1.05 mm，該值在 Brown 等［10］和 Markolf等［11］報(bào)道的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)結(jié)果(0.26～1.5 mm)范圍內(nèi);同時(shí)，4種有限元模型椎間盤平均內(nèi)壓分別為0.443、0.438、0.437、0.436 MPa，該值接近 Nachemson 等［12］和Markolf等［13］報(bào)道的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)結(jié)果(0.48 MPa)。

圖4 4種L1～L2FSU有限元模型(正常、骨質(zhì)疏松、松質(zhì)骨及骨水泥)的三柱軸向壓縮位移

3 討論

3.1 與既往椎體增強(qiáng)有限元研究的比較

4種L1～L2FSU有限元模型(正常、骨質(zhì)疏松、松質(zhì)骨及骨水泥)反映了骨質(zhì)疏松的病理特性和椎體強(qiáng)化的臨床特征，這些虛擬和現(xiàn)實(shí)結(jié)合的有限元模型為經(jīng)皮椎體增強(qiáng)術(shù)術(shù)前規(guī)劃、術(shù)后生物力學(xué)評(píng)價(jià)及微創(chuàng)技術(shù)的改進(jìn)的研究提供了一個(gè)強(qiáng)有力的工具。在以往對(duì)椎體增強(qiáng)生物力學(xué)的有限元研究中，大多數(shù)研究［5，14］認(rèn)為通過手術(shù)恢復(fù)骨折椎體的生物力學(xué)強(qiáng)度卻造成鄰近椎體的再骨折。Baroud等［14］建立的腰椎三維的有限元模型主要是骨性結(jié)構(gòu)的三維建立，忽略了脊柱后部元素。而 Polikeit等［5］建立的三維脊柱功能單位有限元模型雖然包括脊柱后部元素，但加載方式未應(yīng)用脊柱三柱載荷分布。我們參考了不同文獻(xiàn)生物力學(xué)的測定結(jié)果，對(duì)不同組織的物理特性做了定義，建立的L1～L2三維有限元模型符合真實(shí)的生物力學(xué)要求，真實(shí)模擬了骨質(zhì)疏松椎體的材料特性。加載方式按脊柱三柱載荷分布，脊柱前中柱承載約85%力和力矩，椎骨后部元素承載約15%力和力矩，使有限元模型更接近真實(shí)椎體的生物力學(xué)特性。

3.2 骨水泥增強(qiáng)對(duì)鄰近椎體的影響

Grafe等［15］的前瞻性對(duì)照實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，在12個(gè)月的隨訪期間，PKP治療組新的椎體骨折數(shù)量較保守治療組明顯減少，另外，沒有證據(jù)表明骨水泥置入后鄰近椎體骨折發(fā)生率更高，他們認(rèn)為骨水泥的注人對(duì)鄰近椎體的生物力學(xué)影響很小。多功能脊柱單元有限元研究［16］與最近的回顧性臨床研究［17］認(rèn)為鄰近PKP手術(shù)前后鄰近治療節(jié)段椎體的應(yīng)力和應(yīng)變變化極小。因此，隨后的鄰近椎體骨折可能歸因于潛在的病因?qū)W(骨質(zhì)疏松)而不是外科手術(shù)的干預(yù)。當(dāng)前的有限元研究也顯示骨質(zhì)疏松、CBG與骨水泥增強(qiáng)對(duì)各有限元模型的三柱軸向壓縮位移和椎間盤平均內(nèi)壓影響極少。這意味著經(jīng)皮椎體增強(qiáng)術(shù)很少改變功能脊柱單元的活動(dòng)度;同時(shí)，術(shù)后鄰近椎體的生物力學(xué)狀態(tài)和術(shù)前相近，以避免遠(yuǎn)期的退行性改變。

3.3 材料力學(xué)相容性

骨水泥增強(qiáng)極大地增加了骨折椎體的強(qiáng)度和剛度［18］。本研究亦認(rèn)為CBG和PMMA均增強(qiáng)治療節(jié)段的總體強(qiáng)度和剛度水平，有利于椎體功能的重建。低彈性模量增強(qiáng)模型的最大的Von Mises應(yīng)力是高彈性模量增強(qiáng)模型的1/2，低彈性模量增強(qiáng)模型的最大的Von Mises應(yīng)力大約是高彈性模量增強(qiáng)模型的16倍，低彈性模量增強(qiáng)模型的總體應(yīng)力應(yīng)變分布更接近術(shù)前骨質(zhì)疏松模型的總體應(yīng)力應(yīng)變分布。而且低彈性模量增強(qiáng)模型的終板應(yīng)力變化幅度比高彈性模量增強(qiáng)模型更小，意味著CBG強(qiáng)化較PMMA強(qiáng)化對(duì)終板的力學(xué)干擾更少。因此，就治療節(jié)段椎體和強(qiáng)化材料的材料力學(xué)相容性而言，CBG的增強(qiáng)優(yōu)于PMMA增強(qiáng)。

3.4 生物相容性

Lam等［4］報(bào)道的Optimesh是一種新的經(jīng)皮椎體增強(qiáng)術(shù)，應(yīng)用生物活性的自體骨或異體骨作為填充材料穩(wěn)定骨折、恢復(fù)椎體力學(xué)強(qiáng)度。經(jīng)皮骨移植增強(qiáng)雖然臨床實(shí)踐尚處初級(jí)階段，但該技術(shù)是真正的生物學(xué)上的椎體重建，達(dá)到良好的疼痛緩解、技術(shù)風(fēng)險(xiǎn)較少以及具有骨傳導(dǎo)性與骨誘導(dǎo)性。有限元研究為經(jīng)皮骨移植的有效應(yīng)用提供了獨(dú)特的視角，移植的彈性模量和生物相容性接近于正常骨質(zhì)，不像骨水泥那么剛硬，理論上可以減少術(shù)后的并發(fā)癥、促進(jìn)骨生長及組織修復(fù)。因此，就治療節(jié)段椎體和強(qiáng)化材料的生物相容性而言，CBG的增強(qiáng)優(yōu)于PMMA增強(qiáng)。

經(jīng)皮骨移植術(shù)是新開展的微創(chuàng)技術(shù)，移植物包括自體骨、異體骨、異體骨聯(lián)合骨誘導(dǎo)蛋白等，我們模擬的劑量和材料性質(zhì)單一化不能完全反映臨床的真實(shí)狀況，不同骨移植物、不同的劑量和分布需要在將來的研究中得到印證。這種虛擬和現(xiàn)實(shí)有機(jī)結(jié)合的研究方法為經(jīng)皮骨移植的有效應(yīng)用提供了獨(dú)一無二的視角，遠(yuǎn)期尚需要實(shí)驗(yàn)生物力學(xué)和組織學(xué)研究等相關(guān)問題進(jìn)行深入研究。

1 鄧忠良，安 洪，柯珍勇，等.椎體嚴(yán)重壓縮骨折的經(jīng)皮穿刺椎體成形術(shù)治療.中國微創(chuàng)外科雜志，2003，3(4):294－296.

2 李 龍，李 兵 ，茍凌云，等.經(jīng)皮椎體成形術(shù)治療胸腰椎骨質(zhì)疏松性壓縮性骨折.中國微創(chuàng)外科雜志，2007，7(7):661－662.

3 Fribourg D，Tang C，Sra P，et al.Incidence of subsequent vertebral fracture after kyphoplasty.Spine，2004，29:2270 －2276.

4 Lam S，Khoo LT.A novel percutaneous system for bone graft delivery and containment for elevation and stabilization of vertebral compression fractures.Technical note.Neurosurg Focus，2005，18(3):e10.

5 PolikeitA， Nolte LP， Ferguson SJ.Theeffectofcement augmentation on the load transfer in an osteoporotic functional spinal unit(finite-element analysis).Spine，2003，28(10):991 －996.

6 Brodt MD，Swan CC，Brown TD.Mechanical behavior of human morselized cancellous bone in triaxial compression testing.J Orthop Res，1998，16:43 －49.

7 Chiu J，Stechison MT.Percutaneous vertebral augmentation and reconstruction with an intra-vertebral mesh and morcelized bone graft.Surg Technol Int，2005，14:287 － 296.

8 Lee KK，Teo EC，Qiu TX，et al.Effect of facetectomy on lumbar spinal stability under sagittal plane loadings.Spine，2004，29(15):1624－1631.

9 Bergmark A.Stability of the lumbar spine:a study of mechanical engineering.Acta Orthop Scand Suppl，1989，230:1 －54.

10 Brown T，Hansen RJ，Yorra AJ.Some mechanical tests on the lumbosacral spine with particular reference to the intervertebral discs;a preliminary report.J Bone Joint Surg Am，1957，39:1135 －1164.

11 Markolf KL， MorrisJM.The structuralcomponentsofthe intervertebral disc:a study of their contributions to the ability of the disc to withstand compressive forces.J Bone Joint Surg Am，1974，56:675－687.

12 Nachemson A.Lumbar intradiscal pressure.Experimental studies on post-mortem material.Acta Orthop Scand Suppl，1960，43:1 －104.

13 Markolf KL， MorrisJM.The structuralcomponentsofthe intervertebral disc:a study of their contributions to the ability of the disc to withstand compressive forces.J Bone Joint Surg Am，1974，56:675－687.

14 Baroud G，Nemes J，Heini P，et al.Load shift of the intervertebral disc after a vertebroplasty:a finite-element study.Eur Spine，2003，12:421－426.

15 Grafe IA，Da Fonseca K，Hillmeier J，et al.Reduction of pain and fracture incidence after kyphoplasty:1-year outcomes ofa prospective controlled trial of patients with primary osteoporosis.J Osteoporos Int，2005，16(12):2005 －2012.

16 Villarraga ML，Bellezza AJ，Harrigan TP，et al.The biomechanical effects of kyphoplasty on treated and adjacent nontreated vertebral bodies.Spinal Disord Tech，2005，18(1):84 －91.

17 Harrop J，Bronco P，Reinhardt MK，et al.Incidence of remote and adjacent fractures after kyphoplasty.Proceedings of the North American Spine Society，Montreal，Quebec，Canada，2002.122 －123.

18 Belkoff SM， MaroneyM， FentonDC， etal.An invitro biomechanical evaluation of bone cements used in percutaneous vertebroplasty.Bone Suppl，1999，25(2):23 －26.