有限元分析頸椎棘突骨折內固定有效性

沈 彥 王朝陽* 吳 榮 陳 博

1(中國人民解放軍第98醫院骨科, 浙江 湖州 313000)2(上海交通大學醫學院附屬瑞金醫院傷骨科研究所,上海 200025)

有限元分析頸椎棘突骨折內固定有效性

沈 彥1王朝陽1*吳 榮1陳 博2

1(中國人民解放軍第98醫院骨科, 浙江 湖州 313000)2(上海交通大學醫學院附屬瑞金醫院傷骨科研究所,上海 200025)

通過對頸椎棘突骨折(累及椎板)內固定治療有限元模型的建立和分析,明確此種治療方式對頸椎棘突骨折的有效性。先建立正常全頸椎(C0-T1)的有限元模型并與文獻報告進行對比驗證,模型驗證后,在正常模型基礎上建立頸椎棘突骨折(累及椎板)模型,并模擬直型接骨板行內固定治療,測量并比較頸椎棘突骨折模型及手術內固定模型和原始正常模型在前屈、后伸、左右側彎、左右旋轉6種條件下活動度改變。以及頸椎各結構的應力變化。結果表明，在正常模型上結合臨床病例建立的頸椎棘突骨折(累及椎板)外觀逼真,生物力學相似度良好。骨折模型部分節段,主要為C7-T1的活動度(前屈+后伸9.20°,左右側彎5.83°,左右旋轉13.12°)較正常模型(前屈+后伸7.11°,左右側彎4.92°,左右旋轉 9.59°)增大,尤其是旋轉活動度,模擬植入內固定后穩定性增加(前屈+后伸4.07°,左右側彎2.21°,左右旋轉2.91°),且內固定鋼板應力分析提示，承受最大應力值在安全范圍。頸椎棘突骨折(累及椎板)及內固定模型可以較好地模擬臨床實際病例，通過有限元分析預示，此型骨折存在潛在不穩的可能性,探討微型棘突鋼板在骨折手術治療中的應用,具有一定的臨床參考價值。

頸椎棘突骨折；內固定；有限元分析

引言

頸椎棘突骨折是一類附件骨折,通常也稱為Clay shoveler骨折,即“鏟土者骨折”,此類骨折對頸椎穩定性的影響較小,所以常常被臨床工作者所忽視。雖然頸椎棘突骨折患者保守治療常常可以獲得滿意的臨床效果,但隨著對頸椎棘突骨折的研究逐漸加深,有學者發現，此類骨折的部分類型有潛在頸椎不穩的可能性,特別是累及椎板的棘突骨折,因其損傷暴力較大,常常存在潛在的頸椎不穩及神經損傷[1-2]。臨床上一旦發生頸椎不穩和(或)脊髓損傷,需及時給予手術治療以避免嚴重并發癥的發生。由于此類骨折發生率較低,前人對頸椎棘突骨折的研究大多是個案報道為主[3-5],缺乏大樣本數據支持,治療方案也主要依靠臨床醫師個人經驗決定。故此研究運用有限元方法結合臨床實際病例建立頸椎棘突骨折(累及椎板)模型[6-7],探討此型骨折對頸椎穩定性的影響,并在此基礎上模擬自行設計的頸椎微型鋼板行內固定手術治療[8-9],對其進行生物力學分析,探討此種治療方式的有效性及安全性,為臨床上頸椎棘突骨折的診斷及治療提供理論依據。

1 材料與方法

1.1 實驗對象

青年志愿者(男,22歲,身高175 cm,體重70 kg),既往無頸椎疾病及外傷病史,檢查前無明顯頸部不適癥狀,同時給予相關檢查排除可能影響本研究的其他相關疾病。本實驗經過中國人民解放軍第九八醫院倫理委員會審核批準,符合醫學倫理學要求及規范。

1.2 實驗環境

1)硬件環境:GE 寶石 CT (Discovery CT750)及 HP Z800數據處理工作站。

2)軟件環境:Mimics17 (醫學有限元建模軟件)，Geomagic Studio 2012 (逆向重建軟件)，Hypermesh12.0 (數據分析前處理軟件)，ABAQUS 6.9 (有限元分析處理軟件)。

1.3 數據獲取及實體模型建立

1.3.1 正常模型建立

采用GE Discovery 寶石 CT掃描機,在自然狀態(取仰臥位,保持頸椎中立)下進行掃描,掃描范圍為枕骨至第二胸椎(C0-T2),得到0.625 mm層厚的CT斷層掃描影像522張,點陣物理距離為0.799 mm,生成DICOM格式導入數據處理工作站。運用Mimics17把前期臨床采集的CT圖像數據逆向重建出頸椎的三維點云模型,運用Geomagic Studio 2012軟件對逆向重建的數據模型圖像進行重建后修飾,轉化為外觀逼真的三維模型。

1.3.2 分析前處理

頸椎13種韌帶主要包括:黃韌帶(LF)、齒狀突尖韌帶(APL)、前縱韌帶(ALL)、后縱韌帶(PLL)、覆膜(TM)、橫韌帶(TL)、十字韌帶垂直部分(CLV)、寰枕前膜(AAOM)、寰枕后膜(PAOM)、翼狀韌帶(AL)、關節囊韌帶(JC)、棘上韌帶(SSL)、棘間韌帶(ISL),相關韌帶的起止點參考相關論著[10]。各頸椎關節間的相互作用通過非線性通用接觸關系來模擬。頸椎小關節以及相應棘突之間的接觸,齒狀突與寰橫韌帶、齒狀突與樞椎的接觸,C3-C7鉤椎關節,均設置為默認硬接觸。

模型網格劃分:皮質骨、松質骨按照實際厚度建立分別采用三維4節點(C3D4) 及三維6節點(C3D6)實體單元建立;同時采用三維減縮積分殼(S4R)單元模擬齒突橫韌帶,采用雙節點SPRINGA彈簧單元模擬其余12種韌帶。椎間盤(含髓核)采用輔以沙漏控制的C3D8R單元建模。

頸椎各結構材料屬性:椎體(皮質骨、松質骨)以及橫韌帶，均設置為正交各向異性材料[11-12](見表1)；椎間盤(包括髓核及纖維環)，參考相關文獻[13](見表2)；韌帶材料，除橫韌帶之外，其余韌帶應用彈塑性材料進行設置(見表3)。

表1 頸椎各椎體及橫韌帶材料屬性

Tab.1 The material properties of conical bone，trabecular bone and transverse ligament

材料彈性模量/MPa泊松比單元數椎體皮質骨15×1030.3112486松質骨0.5×1030.3398023終板0.5×1030.414182韌帶橫韌帶E1=86,E2=60.01

表2 椎間盤屬性

設定模型載荷與邊界條件:在T1椎下終板約束全部6個自由度作為邊界條件來模擬加載。選取

表3 頸椎十二條韌帶擬合數據

C0旋轉軸上的點設置為加載參考點,將其與椎體上終板節點建立起Distribution Coupling約束,然后根據右手準則在中性點上施加1.5 Nm不同方向的純扭矩載荷,方向設定上分別為X、Y、Z全局坐標(即:水平面為X-Y平面、冠狀面為X-Z平面、矢狀面為Y-Z平面)。分別用以模擬頸椎有限元模型受到的6種載荷作用(前屈、后伸、左右側彎和左右軸向扭轉)。

1.4 正常全頸椎有限元模型的對比驗證

在載荷及邊界條件設定相同的情況下,對正常頸椎模型進行模擬計算,將前屈、后伸、左右側彎和左右旋轉6個活動情況下的相對活動度(range of motion,ROM)與Panjabi等前期所做的實驗數據[14]進行比較分析,比較其差異性并對模型進行驗證。

1.5 頸椎棘突骨折模型與內固定模型的制備

在正常C0-T1模型的基礎上,在C7預期骨折部位,刪除對應骨折線的部分皮質骨和松質骨單元,使得棘突骨折塊與椎體兩部分完全分離,即保證兩者之間沒有任何節點和單元相連。同時,保留C7與C6及T1之間的棘間韌帶和棘上韌帶。用SolidWorks建立自行設計的頸椎直型接骨板幾何模型,通過在Hypermesh中測量棘突椎板的大致弧度,在SolidWorks中進行預彎;并通過移動命令,移動棘突接骨板至實際手術時的擺放位置,完成接骨板與頸椎的裝配。螺釘按照板的彎曲弧度,在植入處垂直于此處的切線方向植入。螺釘與板的相互關系為綁定,即與板接觸的部分采用綁定接觸關系,分析過程中螺釘與板不會分離。

1.6 模型加載及運算

本研究在三維模型C0上加載 1.5 Nm 的載荷,運行Abaqus6.9 進行有限元計算分析,測量各個方向上的活動度,然后比較相同扭矩下骨折模型及內固定模型與正常模型在屈曲、伸展、左右側彎和左右旋轉工況下頸椎活動度(ROM)。運算并顯示模型 Von Mises 應力云圖,顯示內固定鋼板及椎體應力變化。

2 結果

2.1 正常有限元模型的對比驗證

建立的正常頸椎有限元模型、骨折和內固定模型見圖1～3,正常頸椎有限元模型共包含535 721單元,171 392個節點。正常全頸椎模型與Panjabi等[14]的文獻報告結果相比較,本研究建立的正常頸椎有限元模型的生物力學相似度良好,驗證結果見表4。

圖1 正常全頸椎有限元模型。(a) 前面觀；(b) 后面觀； (c) 矢狀面Fig.1 The three-dimensional finite element model of the normal cervical spine. (a) Norma anterior (b) Norma posterior (c) Sagittal plain

表4 正常全頸椎模型不同工況下各椎節活動度同Panjabi的實驗數據對比驗證

注：在屈伸、側彎及旋轉工況下，本研究正常模型與Panjabi實驗所得的實測結果基本相符，本研究各個節段大多落在Panjabi實驗測得的活動度范圍內。

Note：Under the conditions of flexion, extension, lateral bending and rotation, the experimental results of this paper are consistent with the experimental results of Panjabi, and most of the segments in this paper fall within the range of activity measured by Panjabi.

圖2 頸椎棘突骨折(累及椎板型)有限元模型Fig.2 The finite model of cervical spinous process fracture(extension into the lamina)

圖3 加載內固定系統有限元模型。 (a) 側面觀； (b)后面觀； (c)裝配螺釘示意Fig.3 The finite model of fixation system (a) Lateml view (b) Norma posterior (c) Fixation system extended the screw

2.2 骨折模型、內固定模型同正常模型之間的活動比較

加載1.5 Nm 載荷后正常頸椎模型和棘突骨折、手術內固定3個模型在不同頸椎活動下的活動度 (ROM) 詳見表5。

1)骨折模型在C0-C1、C1-C2、C2-C3、C3-C4、C4-C5、C5-C6節段的6個活動度與健康模型相差無幾;在C6-C7節段,骨折模型的前屈、側彎及扭轉活動度比正常模型略減小,而后伸活動度略微增大。在C7-T1節段,除后伸活動外,其余活動度均比正常模型要大,且活動度變化范圍較為顯著(單側旋轉活動度增加36.7%)。

2)在C5-C6節段,內固定模型比正常模型和骨折模型在旋轉的活動度略上升,側彎活動度下降,前屈和后伸仍然保持不變。在C6-C7節段,內固定模型活動度在后伸、側彎比正常模型略微下降,旋轉顯著下降。在該節段與骨折模型相比,內固定模型在后伸時降低,在前屈和旋轉時變大,在側彎時基本相同。在C7-T1節段,植入鋼板模型活動度比正常和骨折模型都低。整體C0-T1活動度方面,植入鋼板模型結果比正常活動度偏小,整體穩定性增加。

2.3 內固定模型頸椎結構的應力變化及內固定裝置的安全應力驗證

骨折后頸椎應力改變見圖4,內固定重建后頸椎及內固定Von Mises應力分布見圖5。重建后內固定Von Mises應力主要集中于靠近椎體的兩個螺釘孔周圍,成同心圓狀分布。在屈曲工況下,C7高應力區主要在椎體的椎弓根,以及打釘處的椎板周圍,內固定Von Mises應力峰值為452.5 MPa;在后伸工況下,C7受力主要集中在椎體的椎弓根,內固定Von Mises應力峰值為715.2 MPa;在左右側彎工況下,C7應力集中在同側椎弓根,內固定Von Mises應力峰值為391.0 MPa;在左右旋轉工況下,C7高應力區集中在同側椎體,內固定Von Mises應力峰值為544.0 MPa。鈦合金的屈服應力為880～950 MPa,此分析中最大應力為715.2 MPa,發生在后伸活動下,但仍在鈦合金的彈性范圍內,因此植入物是安全的。但疲勞強度一般低于屈服強度，持續疲勞應力仍存在斷板可能，需進一步生物力學驗證。

表5 頸椎棘突骨折模型、內固定模型與正常模型C6-C7、C7-T1節段及全頸椎活動度比較

Tab.5 The ROM of C6-C7、C7-T1 segment and total cervical spine under all conditions in FEM/fracture and FEM/fixation and FEM/intact model

正常模型骨折模型內固定模型C6-C7C7-T1totalC6-C7C7-T1totalC6-C7C7-T1total前屈+后伸/(°)6.017.1199.495.969.20101.196.034.0796.03左右側彎/(°)5.284.9266.425.045.8367.255.152.2162.81左右旋轉/(°)6.409.59142.474.8013.12144.405.712.91133.75

3 討論

鏟土者骨折是一類應力所致棘突撕脫骨折,最早見于鏟土者工人。當工人用力揮動鐵鏟時,常常由于背部肌肉瞬間用力,作用力較大,加上棘突骨塊相對薄弱,故可引起下頸椎以及上胸椎的棘突撕脫性骨折[15]。隨著工業化社會的到來,這類由體力勞動引起的單純棘突撕脫骨折越來越少見,但鏟土者骨折這個概念卻被沿用至今,人們仍然習慣性地將發生在頸椎棘突的骨折都稱為鏟土者骨折,然而頸椎棘突骨折和鏟土者骨折并不是完全相等的兩個概念,鏟土者骨折這個概念是被誤用及泛用的,頸椎棘突骨折除了體力勞動所致單純棘突撕脫骨折外,也包括其他致傷因素(如直接打擊等)引起的頸椎棘突骨折,但通常因為致傷暴力較大,并不能單一當作臨床意義較小的鏟土者骨折來診斷及治療。

頸椎棘突骨折目前公認的治療方法是保守治療,通過頸圍固定4～6周疼痛會顯著減輕[16],3個月左右可以進行正常的日常活動,1年左右可以獲得一個穩定的臨床康復。以前臨床醫生對此類骨折患者采取手術治療通常是因為殘留疼痛和骨折不愈合等因素[17-18],但骨折后并發癥(頸椎不穩及脊髓損傷)是目前棘突骨折盡早行手術治療的主要原因。Matar LD[1]和泰德安[2]等認為累及椎板的頸椎棘突骨折因致傷暴力相對較大,引起骨質較致密的棘突椎板交界處斷裂,破壞相應節段的后方韌帶復合體(項韌帶、棘間韌帶及黃韌帶)和雙側關節突關節損傷移位,破壞局部穩定性,存在潛在不穩的可能。同時,Mirvis等[19]認為累及椎板骨折存在脊髓損傷的可能性,故特將此型骨折稱之為非典型頸椎棘突骨折。一旦發現頸椎不穩和(或)脊髓損傷,盡早手術治療可以有效避免嚴重并發癥發生,增加頸椎整體穩定性。

本研究通過模擬其他學者的建模方法[6-7],在計算機上運用多個建模軟件進行全頸椎的模型重建,建模完成后并對模型的測試數據與文獻報告數據進行有效性驗證,通過驗證并進行下一步有限元分析。本研究建立的頸椎C7棘突骨折(累及椎板)以及微型接骨板內固定有限元模型較好地模擬了臨床骨折及實際手術病例,并進行活動度比較和應力分析。骨折模型在一定程度上反映了頸椎棘突骨折(累及椎板)潛在不穩的可能性,臨床上需臨床醫生結合體征及影像學資料做出準確具體的判斷,針對損傷較為嚴重的骨折類型(累及椎板的棘突骨折),一旦發現頸椎不穩和(或)脊髓損傷,需及時給予手術固定等治療方法避免出現嚴重并發癥。

筆者自行設計的頸椎棘突微型接骨板在有限元分析中體現了較好的骨折部位適應性,且應力分析在安全范圍內,內固定方式安全有效,得到了與臨床一致的結果。本研究并未納入對內固定疲勞強度的安全性驗證，疲勞強度一般低于屈服強度,從本研究來看，后伸和旋轉載荷下內固定仍存在斷板可能,故臨床上應頸托固定4～6周,限制病人旋轉及后伸活動。下階段筆者將聯合醫療器械公司對自行設計的頸椎棘突微型接骨板進行進一步安全性驗證，包括體外強度測試，并期待進入臨床應用。

本研究的不足之處：在研究中使用的是有限元分析方法，即使目前的技術能非常逼真地反映頸椎的生物力學特性，但并不能像真正的人體試驗一樣具有完全一致的生物特性，在建模和分析過程中都存在一定的實驗誤差。本研究主要是通過有限元

圖4 頸椎棘突骨折后各椎體及C7單椎體應力云圖。 (a) 后伸位椎體應力云圖； (b) 后伸位C7單椎應力云圖； (c) 前屈位椎體應力云圖； (d) 前屈位C7單椎應力云圖； (e) 側屈位椎體應力云圖； (f) 側屈位C7單椎應力云圖； (g) 旋轉位椎體應力云圖； (h) 旋轉位C7單椎應力云圖Fig.4 The Von Mises stress distribution of the cervical spine and C7 vertebral body under cervical spinous process fracture. (a) The Von Mises stress distribution of the cervical spine under flexion； (b) The Von Mises stress distribution of C7 vertebral body under flexion； (c) The Von Mises stress distribution of the cervical spine under extension； (d) The Von Mises stress distribution of C7 vertebral body under extension； (e) The Von Mises stress distribution of the cervical spine under lateral bending； (f) The Von Mises stress distribution of C7 vertebral body under lateral bending； (g) The Von Mises stress distribution of the cervical spine under rotation； (h) The Von Mises stress distribution of C7 vertebral body under rotation

圖5 頸椎棘突骨折內固定術后各椎體及內固定裝置應力云圖。 (a) 后伸位椎體應力云圖； (b) 后伸位內固定應力云圖； (c) 前屈位椎體應力云圖； (d) 前屈位內固定應力云圖； (e) 側屈位椎體應力云圖； (f) 側屈位內固定應力云圖； (g) 旋轉位椎體應力云圖； (h) 旋轉位內固定應力云圖Fig.5 The Von Mises stress distribution of the vertebral body and internal fixation devices of the model of cervical spinous process fracture condition. (a) The Von Mises stress distribution of the vertebral body under flexion； (b) The Von Mises stress distribution of internal fixation devices under flexion； (c) The Von Mises stress distribution of the vertebral body under extension； (d) The Von Mises stress distribution of internal fixation devices under extension； (e) The Von Mises stress distribution of the vertebral body under lateral bending； (f) The Von Mises stress distribution of internal fixation devices under lateral bending； (g) The Von Mises stress distribution of the vertebral body under rotation； (h) The Von Mises stress distribution of internal fixation devices under rotation

方法比較同一個體在骨折前后的活動度變化，屬于配對設計，活動度驗證本模型同文獻數據之間的差異并沒有對結果造成明顯影響，因此可以忽略活動度驗證對結果的偏差。

4 結論

保守治療并不是所有頸椎棘突骨折的通用治療方式,臨床工作者需結合臨床實際和患者要求決定棘突骨折治療方案,手術內固定治療頸椎棘突骨折(累及椎板)為一種安全有效的治療方式,可應用于實際骨折病例。

(致謝：感謝李強教授及解放軍98醫院骨五科、放射科的醫生們提供的有力幫助，感謝上海瑞金醫院骨研所提供有限元分析平臺)

[1] Matar LD,Helms CA, Richardson WJ. “Spinolaminar breach”:an important sign in cervical spinous process fractures[J].Skeletal Radiol,2000,29(2):75-80.

[2] 秦德安,張佐倫,崔新剛，等.頸椎棘突骨折與頸椎穩定性[J].中國骨與關節損傷雜志,2006,9(21): 687-689.

[3] Han SR, Sohn MJ. Twelve contiguous spinous process fracture of cervico-thoracic spine[J].Korean J Spine,2014, 11(3):212-213.

[4] Kazanci A,Gurcan O,Gurcay AG, et al. Six-level isolated spinous process fracture of the thoracic vertebrae (clay-shoveler′s fracture) and a review of the literature[J]. Neurol India, 2015,63(2):223-224.

[5] Olivier EC,Muller E,Janse Van Rensburg DC.Clay-shoveler fracture in a paddler: A case report[J].Clin J Sport Med, 2016,26(3):69-70.

[6] 陳金水,倪斌,陳博,等.寰樞椎脫位三維非線性有限元模型的建立和分析[J].中國脊柱脊髓雜志,2010,20(9):749-753.

[7] 郭群峰,陳方經,倪斌,等.帶有顱底的全頸椎三維有限元模型的建立及分析[J].中國脊柱脊髓雜志,2014,24(6):550-554.

[8] 蔡賢華,王威,王志華,等.不同前路內固定方式治療樞椎椎體橫行骨折合并Hangman骨折穩定性的有限元分析[J].中國脊柱脊髓雜志,2014,24(3):257-265.

[9] 柳超,王前,張杰峰,等.不同內固定手術方式治療寰樞椎復合骨折穩定性的有限元分析[J].中國脊柱脊髓雜志,2015,25(10):904-911.

[10] 賈連順, 袁文. 現代脊柱外科學[M].北京:人民軍醫出版社,2007,21-24.

[11] Brolin K, Halldin P.Development of a finite element model of the upper cervical spine and a parameter study of ligament characteristics[J].Spine (Phila Pa 1976),2004,29(4):376-385.

[12] Shirazi-Adl A,Ahmed AM, Shrivastava SC. Mechanical response of a lumbar motion segment in axial torque alone and combined with compression[J].Spine (Phila Pa 1976), 1986,11(9):914-927.

[13] El-Rich M,Arnoux PJ,Wagnac E, et al.Finite element investigation of the loading rate effect on the spinal load-sharing changes under impact conditions[J].J Biomech,2009,42(9):1252-1262.

[14] Panjabi MM,Crisco JJ,Vasavada A,et al.Mechanical properties of the human cervical spine as shown by three-dimensional load-displacement curves[J]. Spine (Phila Pa 1976), 2001,26(24):2692-2700.

[15] 李連華, 孫天勝.什么是Clay shoveler骨折?[J].中國脊柱脊髓雜志,2010,20(6):528.

[16] Umredkar A,Sura S, Mohindra S. Multiple contiguous isolated spinous process fracture (Clay-Shoveler′s fracture) of the cervicodorsal spine[J]. Neurol India,2011,595:788-789.

[17] Gershon-Cohen J, Glauser F.Whiplash fractures of cervicodorsal spinous processes: resemblance to shoveler′s fracture[J]. J Am Med Assoc,1954,1556:560-561.

[18] Hirsh LF,Duarte LE,Wolfson EH, et al. Isolated symptomatic cervical spinous process fracture requiring surgery. Case report[J].J Neurosurg,1991,75(1):131-133.

[19] Mirvis SE, Shanmuganathan K. Trauma radiology: Part V. Imaging of acute cervical spine trauma[J]. J Intensive Care Med,1995,10(1):15-33.

Finite Element Analysis of Internal Fixation in Cervical Spinous Process Fracture

Shen Yan1Wang Chaoyang1*Wu Rong1Chen Bo2

1(DepartmentofOrthopedics,ThePLA98thHospital,Huzhou313000,Zhejiang,China)2(DepartmentofOrthopedicsInstitute,RuijinHospital,ShanghaiJiaotongUniversitySchoolofMedicine,Shanghai200025,China)

The aim of this work is to establish a three-dimensional finite element model of cervical spinous process fracture (extension into the lamina) after internal fixation and assure its availability to surgical treatment. Based on a finite element model of a normal cervical spine, a finite element model of cervical spinous process fracture (extension into the lamina) was developed according to the clinical case, with which an internal fixation therapy on fracture model was simulated. The range of motion (ROM) under flexion, extension, lateral-bending and axial rotation were measured and analyzed in the normal and fracture model and fixation model. The force loading was applied on both vertebra and internal fixation to elucidate the safety of this surgical therapy. It was shown that the finite element model of cervical spinous process fracture (extension into the lamina) had a high similarity and profile to the clinical case. The range of motion (ROM) on C7-T1 segment under each movement in fracture model (flexion+extension 9.20°, lateral-bending 5.83°, axial rotation 13.12°) was larger than that in the normal model(flexion+extension 7.11°, lateral-bending 4.92°, axial rotation 9.59°), especially in the rotation movement. The whole cervical vertebra was more stable under internal fixation (flexion+extension 4.07°, lateral-bending 2.21°, axial rotation 2.91°) with the safety of internal fixation system. In conclusion, the finite element model could be used to simulate the biomechanics of cervical spinous process fracture (extension into the lamina) to indicate the potential for delayed instability.

cervical spinous process fracture; internal fixation; finite element analysis

10.3969/j.issn.0258-8021. 2017. 04.010

2016-05-25， 錄用日期:2017-02-27

南京軍區醫學科技創新項目(MS009)；湖州市自然科學基金(2016YZB03)

R318

A

0258-8021(2017) 04-0456-08

*通信作者(Corresponding author)，E-mail: wcyang1228@163.com