橫韌帶損傷的上頸椎不穩定三維有限元模型的建立研究*

余 洋，蔡賢華，張美超

(1.成都中醫藥大學附屬醫院骨科，成都 610075；2.廣州軍區武漢總醫院骨科，武漢 430070；3.南方醫科大學廣東省生物力學重點實驗室，廣州 510515)

·經驗交流·

橫韌帶損傷的上頸椎不穩定三維有限元模型的建立研究*

余 洋1，蔡賢華2△，張美超3

(1.成都中醫藥大學附屬醫院骨科，成都 610075；2.廣州軍區武漢總醫院骨科，武漢 430070；3.南方醫科大學廣東省生物力學重點實驗室，廣州 510515)

目的 建立高仿真度的橫韌帶損傷的上頸椎(C1～C2)不穩定三維有限元模型。方法 選取健康成年男性志愿者1名，對上頸椎進行薄層CT檢查，圖片采用Dicom形式存儲。將圖片文件導入Mimics10.0三維重建軟件，勾選出上頸椎的骨結構外形，以此重建三維幾何。使用Freefrom 5.0結構優化軟件對幾何模型進行處理后錄入Ansys10.0有限元軟件，重建出上頸椎(C1～C2)的骨性有限元模型。根據相關數據資料構建各韌帶結構。在建立完善的正常模型上通過刪除寰椎橫韌帶的單元結構模擬相應損傷，以此建立橫韌帶損傷的上頸椎不穩定三維有限元模型，并對模型進行網格劃分。結果 建立了具有高仿真度的橫韌帶損傷的上頸椎(C1～C2)不穩定三維有限元模型,整個模型共有58 360個節點和31 020單元。結論 建立的橫韌帶損傷的上頸椎(C1～C2)不穩定三維有限元模型具有較高的真實性，可以用于相關試驗研究。

寰椎橫韌帶；上頸椎；不穩定模型；有限元

寰樞椎解剖位置深在，毗鄰的解剖關系復雜且具有極其重要的生理功能。因寰樞關節囊松弛、活動度大，且在頭頸椎屈曲暴力的作用下向前移動的橫韌帶易受到齒狀突的切割而發生斷裂造成寰樞關節不穩。各種原因所致的寰樞椎不穩可使患者處于高危狀態，重者可能危及生命或致四肢癱瘓，常常需行手術治療[1-2]。對于上頸椎(C1～C2)不穩的治療，一直是脊柱外科面臨的一大難題[3]。本文旨在建立高仿真度的橫韌帶損傷的上頸椎不穩定三維有限元模型的，為該區域固定方式的選擇和固定器械力學性能的研究提供堅實的基礎。

1 資料與方法

1.1 CT數據資料來源 選取志愿者1名，健康男性，26歲，體質量64 kg，身高174 cm，無外傷、手術史，行張口位及頸椎正側位、過伸過屈位X射線檢查，排除畸形及病變。

1.2 相關設備及軟件 GE16排螺旋CT由廣州軍區武漢總醫院提供，計算機相關設備由南方醫科大學生物力學重點實驗室提供。Mimics 10.0三維重建軟件、Freeform 5.0結構優化軟件、Ansys 10.0三維有限元軟件均由南方醫科大學解剖教研室提供。

1.3 方法

1.3.1 上頸椎(C1～C2)骨性三維有限元模型的建立 使用GE螺旋CT掃描上頸椎(C1～C2)，采用Dicom格式保存掃描數據。將Dicom文件錄入Mimics軟件，選擇合適的閾值，選取寰樞椎骨性區域后通過3-D口令重建出幾何模型。將初期的幾何模型導入Freeform plus5.0結構優化軟件，進行去躁、平滑等結構處理，最終生成光滑、流暢的三維幾何模型(圖1)。上述結構優化的三維幾何模型導入Ansys10.0軟件，對其進行劃分網格，生成骨性三維有限元模型(圖2)。

1.3.2 韌帶結構的添加 在上頸椎(C1～C2)骨性有限元模型的基礎上采用手工加載的方式添加軟組織結構，選用四面體八節點單元對寰椎橫韌帶及C1～C2的關節囊韌帶進行模擬，采用纜式兩節點單元模擬其余的韌帶結構(圖3)，并對相關韌帶的材料性質進行相關參數的賦值[4]，見表1。模型中關節軟骨的厚度均定義為0.5 mm，關節面的摩擦參數均定義為0.1[5]。

1.3.3 正常上頸椎(C1～C2)三維有限元模型的有效性驗證 約束樞椎下緣所有節點在各個方向上的位移均為0，在模型表面選取兩個前屈和后伸的加載點及兩個旋轉加載點，以40 N的壓力模擬頭部重力，在相應加載點上施加與Panjabi等[6]生物力學測試相同的載荷即1.5 Nm的力矩，收集前屈、后伸、側屈、旋轉狀態下脊柱節段的三維運動范圍并與上述生物力學測試進行對比。通過對相應的韌帶結構進行調整，使其前屈、后伸、側彎、旋轉的活動度均分布于Panjabi等[6]所進行的體外尸體標本試驗結果的范圍之內(表2)，以此驗證上頸椎(C1～C2)三維有限元模型的有效性。

1.3.4 不穩定上頸椎(C1～C2)有限元模型的構建及相關有效性驗證 在上述正常上頸椎(C1～C2)有限元模型的基礎上通過刪減橫韌帶的結構，以此模擬橫韌帶的損傷。再次在1.5 Nm的力矩下測量損傷模型的運動范圍，對比發現此時模型的運動范圍較正常模型明顯增大，以此建立上頸椎(C1～C2)不穩定的三維有限元模型。

圖1 上頸椎(C1～C2)三維幾何模型

圖2 上頸椎(C1～C2)骨性有限元模型

圖3 添加韌帶結構的上頸椎(C1～C2)有限元模型表1 模型結構的材料學賦值

解剖結構彈性模量(MPa)泊松比橫韌帶20.00.30齒突尖韌帶20.00.30關節囊韌帶(C1～C2)10.00.30前縱韌帶30.00.30后縱韌帶20.00.30棘間、黃韌帶(C1～C2)10.00.30項韌帶20.00.30皮質骨12000.00.29松質骨450.00.29關節軟骨10.40.40纖維環3.40.40髓核1.00.49

表2 模型驗證結果

2 結 果

2.1 上頸椎(C1～C2)有限元模型的建立 建立了健康成年人上頸椎(C1～C2)三維有限元模型。模型包含兩種單元類型(即兩節點纜索式單元和退變solid單元)，共包括62 360個相關節點和33 620個結構單元。

2.2 上頸椎(C1～C2)不穩定有限元模型的建立 在上頸椎(C1～C2)正常有限元模型的基礎上對橫韌帶結構進行刪減，模擬橫韌帶的損傷，成功建立上頸椎(C1～C2)橫韌帶損傷的不穩定的三維有限元模型。整個模型包含兩種單元類型(即兩節點纜索式單元和退變solid單元)，共包括58 360個相關節點和31 020個結構單元。

3 討 論

3.1 運用三維有限元法進行力學分析的特點 三維有限元分析法是一種在材料學工程學中常用的計算方法，把一個龐大復雜的整體分離為有限個結構單元，這些結構單元在相鄰的點、線、面上存在接觸，并通過這些相鄰的點、線、面傳遞位移和力。有研究[7-8]成功構建了顱頸交界區域的三維有限元模型，并將此模型用于研究該區域的活動情況、力學特征及內固定器械的力學效能。

目前，在脊柱外科對于力學性能的研究主要有尸體標本試驗和三維有7限元分析法。對于內固定裝置的疲勞情況及壓力、應變情況的分析主要采用尸體標本試驗。有限元方法利用計算機模擬將一個整體的脊柱結構分離為有限個單元并對其進行應力、應變分析，計算結果不受其他因素的影響，可探究其脊柱結構表面或內部任何一個部位的情況，其試驗準確性高并可反復模擬[9]。但因人體結構本身的復雜性，有限元法同樣具有一些弊端：因建立模型時需要對較為復雜的解剖結構進行必要的簡化處理，所以運算結果也就難免和真實情況存在一些差異；因此，上述兩種研究方法在實際應用當中可起到相互補充的作用，從而為相關研究提供更高的準確性和更多的便利。

3.2 上頸椎(C1～C2)橫韌帶損傷的不穩定三維有限元模型建立的特點及意義 上頸椎(C1～C2)不穩的原因主要有4種：炎癥、創傷、畸形(先天或后天)和腫瘤。上頸椎不穩可分為軟組織結構和骨性結構的不穩定兩大類。軟組織結構的不穩主要是由于寰樞椎之間的韌帶發生損傷，從而引起前后或旋轉的不穩定，其中以橫韌帶的損傷在臨床最為常見，因為橫韌帶在維持寰樞椎的穩定性方面起著極為重要的作用。骨性結構不穩主要是指齒狀突等維持上頸椎穩定的重要骨性結構遭受破壞從而出現上頸椎的不穩定。目前力學實驗中上頸椎不穩定模型的建立包括以下幾種方式：(1)切除齒狀突周圍韌帶組織[10]；(2)通過建立齒狀突骨折模型來模擬相應損傷[3]；(3)切除齒狀突及周圍的韌帶結構[11]。

寰椎橫韌帶對于維持上頸椎的穩定性具有極其重要的作用。雖然本研究中大部分韌帶都采用的是纜式兩節點單元模擬，但橫韌帶由于彈性纖維少，強度大、彈性較差且韌帶兩端均附著在椎體內部，因此對于橫韌帶的計算模擬賦值采用的是solid實體單元。本研究參照國人的解剖參數，采用手工重建的方式建立橫韌帶，彈性模量設定為20 Mpa，泊松設定比為0.3。

本研究利用Mimics10.0、Freeform5.0及Ansys10.0軟件建立了骨性的上頸椎有限元模型，在此基礎上建立了部分軟組織結構(韌帶、關節囊、關節軟骨、椎間盤)。通過與相關文獻研究結果對比，在前屈、后伸、側屈、旋轉4個方向上的活動范圍和韌帶結構的調整建立了正常上頸椎(C1～C2)的有限元模型。破壞正常上頸椎(C1～C2)有限元模型的橫韌帶以模擬上頸椎的相應損傷，此時模型在前屈、后伸、側屈、旋轉4個方向上C1～C2脊柱單元的活動度分別為：14.2°、12.7°、6.2°、45.1°，分別較正常模型增加21.4%、33.7%、51.2%、16.5%。

綜上，本研究所建立的橫韌帶損傷的上頸椎(C1～C2)不穩有限元模型幾何形態仿真度高，網格結構劃分精確，相應節點及結構單元數目眾多，保證了計算機運算時的精確性，為下一步的相關臨床研究奠定了基礎。

[1]Dean Q,Jie S,Jie W,et al.Minimally invasive technique of triple anterior screw fixation for an acute combination atlas-axis fracture:case report and literature review[J].Spinal Cord,2010,48(2):174-177.

[2]Liu C,Kuang L,Wang L,et al.Management of combination fractures of the atlas and axis:a report of four cases and literature review[J].Int J Clin Exp Med,2014,7(8):2074-2080.

[3]Kim SM,Lim TJ,Paterno J,et al.Biomechanical comparison of anterior and posterior stabilization methods in atlantoaxial instability[J].J Neurosurg,2004,100(3 Suppl):277-283.

[4]Ng HW,Teo EC.Nonlinear finite-element analysis of the lower cervical spine (C4-C6) under axial loading[J].J Spinal Disord,2001,14(3):201-210.

[5]Walters BC,Hadley MN,Hurlbert RJ,et al.Guidelines for the management of acute cervical spine and spinal cord in juries:2013 update [J].Neurosurgery,2013,60 (Suppl 1):82-91.

[6]Panjabi MM.Cervical spine models for biomechanicalresearch[J].Spine,1998,24:2684-2700.

[7]Puttlitz CM,Goel VK,Traynelis VC,et al.A finite element investigation of upper cervical instrumentation[J].Spine,2001,26(22):2449-2455.

[8]Puttlitz CM,Goel VK,Clark CR,et al.Biomechanical rationale for the pathology of rheumatoid arthritis in the craniovertebral junction[J].Spine,2000,25(13):1607-1616.

[9]Brolin K,Halldin P.Development of a finite element model of the upper cervical spine and a parameter study of ligament characteristics[J].Spine,2004,29(4):376-385.

[10]Ryken TC,Hadley MN,Aarabi B,et al.Management of acute combination fractures of the atlas and axis in adults[J].Neurosurgery,2013,72(Suppl 2):151-158.

[11]Zhang H，Bai J.Development and validation of a finite element model of the occipito-atlantoaxial complex under physiologic loads[J].Spine(Phila Pa 1976)，2007，32(9)：968-974.

10.3969/j.issn.1671-8348.2017.11.030

全軍醫學科學研究“十一五”計劃攻關課題(08G031)。 作者簡介：余洋(1985-)，主治醫師，主要從事脊柱外科、關節外科工作。△

,E-mail:451996347@qq.com。

R68

B

1671-8348(2017)11-1530-03

2016-11-28

2017-01-25)