有限元分析融合器高度與位置對TLIF術(shù)后節(jié)段性腰椎前凸和融合器下沉的影響

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(shù)(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(shù)，可獲得理想的減壓效果，且對于恢復(fù)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(shù)后融合器下沉較常見，由于融合器尾端沉入椎體，導(dǎo)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(zhì)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(rèn)為，不規(guī)則的終板形態(tài)將明顯增加融合器下沉的風(fēng)險。目前關(guān)于融合器下沉的相關(guān)因素研究較多，但關(guān)于TLIF術(shù)中融合器高度和位置對其術(shù)后下沉的影響，罕有文獻(xiàn)報道。為此，本研究通過生物力學(xué)三維有限元分析，試圖對比TLIF術(shù)中融合器在不同高度和不同放置方式情況下，對骨質(zhì)量正常和骨質(zhì)疏松患者骨-融合器交界處的應(yīng)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(xué)者們既往提出的脊柱有限元模型相關(guān)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(jìn)行了修改和完善，對椎間隙準(zhǔn)備、植入融合器及后方固定等的TLIF手術(shù)過程進(jìn)行生物力學(xué)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(zhì)骨和皮質(zhì)骨)、椎弓、椎間盤、小關(guān)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(guān)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(zhì)骨被一層皮質(zhì)骨包圍，皮質(zhì)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(qiáng)，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(jìn)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(xué)特征。皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨均由均質(zhì)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(yīng)變水平并入了破壞標(biāo)準(zhǔn)(Wagnac等[11])。各部位的材料屬性均由上述相關(guān)文獻(xiàn)中的數(shù)值結(jié)果來定義。通過降低皮質(zhì)骨的楊氏模量(33%)和松質(zhì)骨的楊氏模量(66%)，來塑造骨質(zhì)疏松骨的材料特性(Salvatore等[12])。

為了模擬關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)，使用了初始間隙為0.5 mm的通用接觸，兩個關(guān)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(zhì)骨之間建立捆綁接觸模型。筆者調(diào)整和校準(zhǔn)了上述建模元件的生物力學(xué)性能，使得功能載荷模擬的載荷-位移結(jié)果與Heuer等[13]的身體腰椎上的實驗結(jié)果一致。將完整模型在模擬8 Nm純彎曲下的屈伸、側(cè)彎和軸向旋轉(zhuǎn)的ROMs，與文獻(xiàn)報道中的人體ROMs進(jìn)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(fēng)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(shè)定范圍內(nèi)進(jìn)行輸入檢驗，以確保其結(jié)果仍然可用于量化預(yù)測不確定性的使用環(huán)境。

1.2 TLIF手術(shù)的模擬

TLIF手術(shù)是通過單側(cè)入路做椎間盤部分切除，以去除AF和NP左后側(cè)部對應(yīng)的元素來模擬TLIF的手術(shù)過程。通過移除與關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)相對應(yīng)的元素，來模擬小關(guān)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(shù)，將其與相應(yīng)的椎體對齊(Agarwal等[7]；Bianco等[10])。為了確定合適的單元尺寸，進(jìn)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(yīng)力變化在5%以內(nèi)。在螺釘與椎體模型之間執(zhí)行Boolean運(yùn)算，以移除皮質(zhì)層與松質(zhì)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(diǎn)對面接觸模型，以表示骨-螺釘界面。

圖2 TLIF手術(shù)模型

椎間融合器的模型基于臨床常用的Cage設(shè)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(diǎn)四面體單元進(jìn)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(shù)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(diǎn)-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(diǎn)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(jìn)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(diǎn)四面體實體單元進(jìn)行網(wǎng)格劃分，鈦合金的材料性能參照相關(guān)文獻(xiàn)[16]進(jìn)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(cè)彎(right lateral bending,RLB)、左側(cè)彎(left lateral bending,LLB)、右軸旋轉(zhuǎn)(right axial rotation,RAR)和左軸旋轉(zhuǎn)(left axial rotation,LAR)。計算ROM和最大的VonMises應(yīng)力作為椎間融合器下沉風(fēng)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(zhǔn)靜態(tài)條件下使用RADIOSS v14.0有限元軟件包運(yùn)行處理。

2 結(jié)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(cè)彎和軸向旋轉(zhuǎn)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(jìn)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(zhì)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(zhì)正常模型相比，骨質(zhì)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(shù)節(jié)段ROM的影響

在骨質(zhì)正常和骨質(zhì)疏松的TLIF手術(shù)后模型中，所有加載方向上的ROM值均在1°以內(nèi)，其中骨質(zhì)疏松模型的各項ROM值略高于骨質(zhì)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(zhì)正常和骨質(zhì)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(zhì)正常和骨質(zhì)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(zhì)正常模型;b:骨質(zhì)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(yīng)力變化

在骨質(zhì)正常模型中，8 mm高度Cage的終板-融合器界面應(yīng)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(zhì)正常模型，骨質(zhì)疏松模型的上述應(yīng)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(zhì)正常和骨質(zhì)疏松模型的最大應(yīng)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(yīng)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(zhì)正常模型;b:骨質(zhì)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(yīng)力變化

在骨質(zhì)正常和骨質(zhì)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(yīng)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(yīng)力云圖見圖7。

圖7 不同Cage高度和位置對L5上終板的應(yīng)力變化云圖

2.6 Cage高度、位置對內(nèi)固定物的應(yīng)力變化

主要觀察Cage高度和位置對鈦棒的應(yīng)力影響。表3可見：在正常骨質(zhì)模型下，當(dāng)Cage高度為8 mm時，前對稱放置的鈦棒最大應(yīng)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(dāng)Cage高度為10 mm時，前對稱放置的鈦棒最大應(yīng)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(zhì)疏松模型下，上述應(yīng)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(zhì)正常和骨質(zhì)疏松模型中的最大應(yīng)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(cè)的鈦棒應(yīng)力明顯高于另一側(cè)；相對于10 mm規(guī)格的Cage，8 mm規(guī)格可使骨質(zhì)正常和骨質(zhì)疏松模型的鈦棒最大應(yīng)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(yīng)力變化范圍(MPa)

圖8 不同Cage高度和位置對內(nèi)固定物的應(yīng)力變化(a:骨質(zhì)正常模型;b:骨質(zhì)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(shù)中，Cage植骨融合是重建腰椎穩(wěn)定性的關(guān)鍵性因素[17]。但Cage下沉問題并不少見，研究表明，手術(shù)節(jié)段的術(shù)前椎間隙高度、術(shù)后椎間隙高度以及SLL值均是影響Cage下沉的相關(guān)因素[18]。然而目前，關(guān)于融合器規(guī)格和術(shù)中置放位置對其術(shù)后下沉的影響，國內(nèi)尚未見文獻(xiàn)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(shù)節(jié)段ROM、終板-融合器界面應(yīng)力、L5上終板應(yīng)力、內(nèi)固定物應(yīng)力等方面的影響，為臨床提供了參考數(shù)據(jù)。該模型構(gòu)建后，筆者將之與Dahl等[14]和Jaramillo等[15]的類似模型進(jìn)行了屈曲、側(cè)彎和軸向旋轉(zhuǎn)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(xué)的角度來看，該結(jié)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(yīng)力方面，10 mm高度Cage應(yīng)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(xué)特性，使得該節(jié)段的結(jié)構(gòu)剛度更高，而ROM則相應(yīng)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(xué)負(fù)荷有所減少，導(dǎo)致其應(yīng)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(yīng)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(fù)荷的力學(xué)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(yù)見前對稱放置的應(yīng)力較低。

此外，Cage位置對于終板-融合器界面的應(yīng)力分布也有顯著影響，這一現(xiàn)象應(yīng)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(yīng)力最大值(分別為117.9～155.5 MPa和134.4～176.4 MPa)均超過了皮質(zhì)骨的抗破壞應(yīng)力(126 MPa)[19]，有引起融合器下沉的風(fēng)險。此外，在斜向不對稱放置時，融合器一側(cè)鈦棒相對于上下椎體中心支點(diǎn)的杠桿力臂較短，導(dǎo)致該側(cè)鈦棒的應(yīng)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(zhì)和骨質(zhì)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(yīng)力方面，雖然與骨質(zhì)正常模型相近(僅降低2.5%)，但有人指出，由于骨密度降低，導(dǎo)致終板抗破壞的力學(xué)強(qiáng)度降低20%～40%[15]，因此，可視為顯著增加了Cage下沉的風(fēng)險。Oh等[20]也指出，相對于骨質(zhì)正常人群，骨質(zhì)疏松人群的Cage下沉風(fēng)險將增加3倍。與此同時，在鈦棒應(yīng)力方面，骨質(zhì)疏松模型的應(yīng)力平均增加了120%左右，這可能與骨質(zhì)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(yīng)力所致。

綜上所述，本研究通過建立L4-5節(jié)段的TLIF手術(shù)三維有限元模型，分別針對Cage高度、Cage位置和骨質(zhì)量對各項生物力學(xué)指標(biāo)的影響進(jìn)行評測，結(jié)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(yīng)力，降低鈦棒的應(yīng)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(yīng)力，同時增加鈦棒的應(yīng)力值；而骨質(zhì)疏松可增加Cage下沉風(fēng)險，同時使鈦棒承受較高的應(yīng)力。由此可認(rèn)為，對于骨質(zhì)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(yīng)力，使Cage下沉的風(fēng)險降低，但可增加內(nèi)固定鈦棒的應(yīng)力。

本研究的結(jié)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(jié)論，還有待進(jìn)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(dǎo)價值。