下颈椎三种侧块内固定方式的有限元分析*

李丹

随着颈椎后路手术技术的日益完善，侧块螺钉内固定技术已被广泛应用于颈椎的稳定性重建手术中[1]。对于受损颈椎，其内固定失稳会引起术后颈肩部疼痛、上肢牵涉痛，使其活动受到限制，同时可能会导致神经根和椎动脉损伤、内固定螺钉断裂及拔出等[2]。自1972年Roy-Camille颈椎侧块螺钉内固定技术首次被使用后，多种内固定技术也相继被提出，如Magerl的侧块内固定法[3-5]，并不断有学者对此项技术进行研究及改良，提出了Magerl-1、Magerl-2这两种具有代表性的改良方法[6-7]。为保证颈椎侧块内固定技术的稳定性和有效性，减少并发症的发生，本文构建了三柱（即C4、C5和C6）损伤的情况下，全椎板切除术后的模型，并通过Magerl和Magerl-1、Magerl-2方法对术后受损颈椎进行连接固定，在不同的进针点和进针角度下，分析三种连接方式的应力云图，研究在各种工况下的应力峰值，为下颈椎内固定结构的优化和其医学技术的改良方向提供一定的参考。

1 材料与方法

1.1 颈椎融合内固定系统

该颈椎内固定系统由椎弓根螺钉及钛棒组成，如图1所示，每根钛棒配三个螺钉，共两组，仪器长度可根据患者年龄不同进行调整。

图1 内固定系统外观

1.2 有限元模型的建立

本文采用一名30岁正常女性志愿者的CT扫描数据，经过处理得出边界坐标，进而获取三维几何模型。首先，要验证现有的下颈椎模型的有效性，使其能够正确地反映颈椎的生物力学特性。然后将此模型导入有限元软件Abaqus中，对其施加相应的载荷与扭矩，测得其在前屈、后伸、左右侧屈和左右旋转的状态下的椎间活动度，再将测得的数据与Pajabi[8]和Moroney等[9]实验测得的结果相比较，以验证有限元模型的有效性。

1.3 三种后路内固定螺钉的方案

Magerl法[2]：进针点为侧块中点稍内上方2～3 mm，矢状面头倾30°，水平面针尖外偏25°，进针深度为15～16 mm。Magerl-1法[5]：进针点为侧块中点稍内上方1.5 mm，矢状面头倾35°～45°，水平面针尖外偏30°～40°，进针深度为13～14 mm。Magerl-2法[6-7]：进针点为侧块中点稍内下方1～2 mm，矢状面头倾5°～25°，水平面针尖外偏15°～35°，进针深度为15～16 mm。建立三组实验所需的内固定系统，如图2所示。

图2 三种内固定系统的模型:A.Magerl法;B.Magerl-1法;C.Magerl-2法;D.切除全椎板后的三维模型

1.4 建立切除全椎板后下颈椎C3-C7模型

将验证成功的下颈椎模型去除C4、C5、C6三节段的全椎板如图3A、3B所示，同时切除黄韧带和棘韧带。将切除全椎板后的模型分别与三组内固定装置进行装配，如图3C、图3D所示。椎体几何模型建立完成之后，需要进行网格划分，选取正确单元类型非常重要，它将直接影响有限元运行结果的精度。椎体主要区分的是皮质骨和松质骨，椎间盘则为终板、纤维环和髓核。鉴于其不同的结构，所以需要划分不同的网格来模拟。皮质骨采用三角壳单元进行模拟，厚度为0.4 mm；松质骨采用四面体单元模拟，终板采用三角壳单元，厚度为0.4 mm；髓核和纤维环则用四面体单元模拟。将颈椎模型的IGES格式，导入到Hypermesh中进行几何清理和网格划分，划分好的网格如图3C、图3D所示。

图3 A、B.定义完成的有限元模型;C、D.划分网格后的模型

1.5 材料属性

将划分网格后的每个部件的INP格式导入到Abaqus中，首先对其进行材料属性的定义，如表1所示。其中，内固定系统的材料为钛合金，弹性模量为145 000 MPa，泊松比为0.3[10-12]。椎体不同部分的材料属性是不相同的，如椎体包含皮质骨和松质骨等部位，椎间盘包含终板和髓核等部位，所以不同的部位需要定义不同的材料属性来模拟，骨结构和椎间盘模拟为各项同性的弹性材料。8对关节突关节定义为面面接触单元，无摩擦特性。把赋予材料属性的各个部件进行装配，采用绑定的方式连接椎体与椎间盘，在相互作用中添加韧带，并设置其力学特性[13]。

由于韧带是纤维组织，在载荷条件下只能承受张力载荷，所以多采用只具有张力性质的线性单元。下颈椎的韧带主要有5种，分别为前纵韧带、后纵韧带、黄韧带、棘韧带、关节囊韧带。由于韧带主要承受拉力的作用，研究人员通常在模型中将韧带模拟成一维线性或非线性单元。本研究每种韧带均采用非线性单轴连接，韧带模拟为非线性单轴连接单元，即为只受拉、不受压的特性。其力学特性如表2和表3所示[14-16]。由于切除了C4-C6的全椎板，所以现有的模型中并没有后纵韧带和棘韧带，Abaqus中建立完成的模型如图3C和3D所示。

表1 椎骨与椎间盘的材料属性

表2 C3-C5韧带力学特性

表3 C5-C7韧带力学特性

1.6 边界条件与载荷

完成了模型的材料属性与相互作用的确定后，需要定义边界条件与载荷，边界条件一般施加在椎体的上下端面上，本研究定义在最下位的C7椎体下表面，使下表面各节点完全固定（即限制6个自由度），最上位的C3不受任何约束，接受载荷。载荷状况:对模型施加74 N的模拟头部重量的预载荷，运动附加纯力矩为1.8 Nm[12-13]使模型产生前屈、后伸、左右侧屈和左右旋转运动，最后得出应力云图。

2 结果

通过施加载荷，得到椎间活动度如表4-6所示，所得的结果与实验数据是一致的，说明本实验模型是有效的。有限元模型建立的最终目的是应用于生物力学的模拟仿真研究，所以模型的有效性验证是有限元建模的关键步骤，验证的结果直接影响模型的成功与否。

表4 屈伸运动范围比较（°）

表5 侧伸运动范围比较（°）

表6 旋转运动范围比较（°）

下颈椎三种内固定系统应力峰值各不相同，应力峰值是分析应力的主要依据。如图4所示，Magerl、Magerl-1、Magerl-2三种方法的应力分布特点存在一定的差异。

图4 前驱动作三种内固定方法的应力云图

三种方法在前屈和后伸的工况下应力都主要集中在右侧第二根螺钉与钛棒的连接部分，其他工况下也主要集中在连接部位，但是具体的位置有所不同。切除全椎板后三组固定方式的应力峰值如表7所示。

应力结果显示，Magerl、Magerl-1及Magerl-2方法其内固定结构在前屈和后伸动作下，应力普遍较小，而在侧屈和旋转动作下应力有明显增加。其中，Magerl-2在左右旋转动作下的应力峰值明显比其他两种方法大，且超出其他动作平均应力峰值约69.2%（约50 MPa）。前屈动作下Magerl-1的应力峰值最小，与其他两种固定方式相差幅比约为22%;后伸动作下Magerl法的应力峰值最小，相差幅比约为39%;左右侧屈的动作下三种方法应力峰值相差不大。左右旋转动作下Magerl法的应力峰值最小，幅比约为20%（见图5）。

图5 三种固定方式的应力峰值折线图

3 讨论

本文通过仿真分析，对比了Magerl、Magerl-1及Magerl-2三种内固定方法。按照分析结果可知，矢状面头倾在小于40°的范围内，倾角越大，连接螺钉的稳定越高。同时，头侧偏斜角度也存在一致的规律，偏斜角度大的稳定性高于偏斜角度小的固定方式。

折线图能够清晰地表达出三种内固定方式的差异，Magerl法与Magerl-1法在各个工况下的应力峰值都差别很小，这两种方法比较相近（见图5）。Magerl-2法和其他两种方法相比较，在左、右旋转的工况下，其应力峰值明显增大，且超出其他动作平均应力峰值约69.2%（约50 MPa），存在疲劳、断裂的风险，缩短了内固定系统的使用寿命。

三种方法的前屈和后伸动作下，其应力普遍小于侧屈和旋转动作。而应力都主要集中在第二根螺钉与钛棒的连接部分，该部位为此三种内固定方式的强度及疲劳薄弱环节，在后续的内固定技术研究中可以适当关注钛棒的强度设计优化。

目前，国际采用的主流方法包括Magerl法在内等几种方法，多种内固定技术共存的原因在于各种主流方法具备其各自的优势，许多学者也提出了改良方法，如具有代表性的Magerl-1、Magerl-2法，尝试将几种内固定技术的优势集于一身，而通过本文的仿真分析，Magerl-2法在人体颈部左右旋转活动情况下，内固定系统更容易产生疲劳或断裂，Magerl与Magerl-1法的内固定技术更有利于保持内固定的稳定性和有效性，减少并发症的发生。

本文仅为下颈椎内固定结构的优化和其医学技术的改良方向提供一定的参考。