颈椎前路单节段减压融合与减压融合联合钢板内固定对相邻节段生物力学效应的有限元分析

李宝强，于泽，徐志浩，董乐乐

（1.内蒙古科技大学包头医学院 研究生院，内蒙古 包头 014040；2.内蒙古科技大学包头医学院第一附属医院 骨科，内蒙古 包头 014010）

颈椎前路椎间盘切除减压植骨融合术（anterior cervical discectomy and fusion,ACDF）是颈椎神经根或脊髓减压的常用手术，至今被认为是保守治疗方案无效后用以治疗退变性颈椎间盘疾病的“金标准”［1-2］。随着脊柱融合术的年轻化及其手术率的增多，人们对于融合术附近脊柱运动节段的长期稳定性愈来愈重视，其中最常见的并发症之一便是相邻节段病变（adjacent segment pathology,ASP）。

为了解决临床上越来越突出的颈椎ASP 问题，人们开始进一步评估颈椎ASP 的各种风险因素。其中对于单节段的ACDF，是否需要联合钢板内固定一直是临床上较为争议的话题。许多研究人员发现颈椎前路钢板对ASP 存在影响。JI 和AHN等［3-4］分别在其研究中指出ACDF 中的前路钢板系统可能会增加相邻节段活动，减少相邻节段的椎间盘高度，从而更易导致相邻节段疾病的发生。CHEUNG 和ZHOU 等［5-6］通过研究也指出单独使用融合器能减少术后吞咽困难，并且降低ASP 的风险。另有一些学者使用新型自锁式独立融合器，发现不使用钢板内固定能够降低不连续双节段手术后ASP 的发生率［7］。

本研究借助有限元分析方法，构建C3-C7 的有限元模型，比较ACDF 联合钢板与否对相邻节段活动度及应力的差异，从而分析ACDF 中钢板的使用与ASP 进展的关系，现报道如下。

1 材料与方法

1.1 实验材料

将一位年龄18 岁的健康女性作为研究对象，既往无颈椎疾病史，影像学排除颈椎畸形、骨折、肿瘤、感染以及退行性疾病。

1.2 正常C3-C7 有限元模型的构建及有效性验证

1.2.1 正常C3-C7 三维模型的建立 将实验对象的医学数字成像和通信（DICOM）数据导入Mimics Research 21.0，生成C3-C7 椎体三角面片的三维结构，将C3-C7 椎体分别导出为STL 格式。将STL 数据导入Geomagic Wrap 2017中，对每节椎体拟合非均匀有理B 样条（NURBS）曲面，导出为STEP 格式。将所有椎体整体向内偏移0.5 mm［8］，偏移后的结构即是对应的松质骨，同样拟合为曲线NURBS 曲面，导出为STEP 格式。

将C3-C7 的STEP 格式文件导入SpaceClaim，完整复制所有下颈椎的皮质骨表面，并删除原有完整椎体，保留松质骨模型。将皮质骨的表面设定0.5 mm 厚度，以壳单元来模拟椎体皮质骨。在上下椎体之间构建椎间盘模型，划分0.6 mm 软骨终板［9］，接着使用Spline、Pull、Move 和Combine等操作划分纤维环和髓核，髓核位于椎间盘后部，将髓核与椎间盘的体积比控制在50%～60% 之间［10］。将上下关节突关节面等距0.5 mm 构建上下关节软骨的实体模型，该3D 模型与关节突解剖面相贴合［11］。使用杆单元模拟颈椎的前纵韧带、后纵韧带、黄韧带、棘间韧带和关节囊韧带，按照韧带的各自附着点将其连接于相应位置，随后为每种韧带单元赋予相应的截面属性（见表1）。颈部的横突间韧带由少量不规则纤维组成，且大部分被横突间肌所取代，故本研究未单独构建横突间韧带；棘上韧带是连接第7 颈椎至第3 腰椎或第4 腰椎之间棘突顶端的坚韧纤维索，故本研究中未单独划分棘上韧带，而统一用棘间韧带指代颈椎棘突间的韧带连接［12］。最终建成的C3-C7 三维实体模型（以下简称“无损模型”）如图1。

图1 C3-C7 三维实体模型

1.2.2 材料参数的赋予 将构建完整的C3-C7 三维模型导入Ansys Workbench 2021 R1 进行静力学结构分析，分别为皮质骨、松质骨、纤维环、髓核、软骨终板、关节软骨和韧带赋予相应的弹性模量和泊松比，以明确他们的材料属性［9,13-14］（见表1）。

表1 颈椎结构及内植物的材料属性

1.2.3 接触关系的设定 将关节突关节的上下软骨接触关系设定为摩擦接触，摩擦系数为0.1［15］。皮质骨、松质骨、椎间盘、软骨、韧带等相互接触关系设定为绑定。

1.2.4 有限元网格划分 在本研究的有限元模型中，将终板、纤维环、髓核以及皮质骨划分为六面体为主的网格，松质骨则划分为四面体网格。划分单元总数为319 111，节点总数为976 257。

1.2.5 边界条件的约束、载荷条件的施加以及有效性验证 首先约束C7 椎体下表面6 个自由度作为边界条件，然后在C3 椎体上表面施加1 N·m 的力矩。测量C3-C7 各节段在前屈、后伸、左侧弯、右侧弯、左扭转、右扭转共六个方向上的活动度，并记录各节段纤维环与髓核的最大von Mises 应力。将下颈椎各节段活动度与经典体外生物力学实验的结果作对比，以验证模型有效性；将本模型所得的椎间盘最大von Mises 应力与既往文献中有限元研究的数据进行对比，再次验证该模型有效性。

1.3 构建ACDF 术式模型

1.3.1 内植物的三维建模 以山东威高集团的颈前路钢板系统为原型，在SpaceClaim 中颈前路钢板、螺钉、融合器的近似三维模型见图2、图3。

图2 钢板螺钉尺寸示意图

图3 融合器尺寸示意图

1.3.2 以C4/5 为融合节段建立ACDF 模型①C4/5 椎间盘切除减压植骨融合模型的建立。在SpaceClaim 模块下，以经过有效性验证的正常无损模型为基础，将C4/5 椎间盘完整摘除，包括上下软骨终板，纤维环及髓核，并去除C4/5 节段的前纵韧带和后纵韧带。然后将融合器植入C4/5 椎间隙，并在融合器内部及两侧模拟植骨，进而构建出C4/5 椎间盘切除减压植骨融合的模型（以下简称“C4/5 单纯融合模型”）（见图4 左），为融合器和植骨块分别赋予材料参数（见表1）；同时，为模拟远期植骨融合的效果，将皮质骨、融合器和植骨块的接触关系设定为绑定接触。②C4/5 椎间盘切除减压植骨融合联合钢板内固定模型的建立。以单纯融合模型为基础，在C4/5 节段前方安装钢板，并将螺钉分别打入C4 和C5 椎体，去除椎体与螺钉的干涉部分，以此构建出C4/5 椎间盘切除减压植骨融合联合钢板内固定的模型（以下简称“C4/5 联合钢板模型”）（见图4 右）。接着为钢板和螺钉赋予相应的材料属性（见表1）。将钢板与螺钉、螺钉与皮质骨、螺钉和松质骨之间的接触关系设定为绑定接触。

图4 以C4/5 为融合节段构建的ACDF 模型

1.3.3 以C5/6 为融合节段建立ACDF 模型①C5/6 椎间盘切除减压植骨融合模型的建立。将无损模型导入SpaceClaim，摘除C5/6 椎间盘，包括上下软骨终板，纤维环及髓核，并去除C5/6 节段的前纵韧带和后纵韧带。将融合器植入C5/6 椎间隙，并在融合器内部及两侧模拟植骨，进而构建出C5/6 椎间盘切除减压植骨融合的模型（以下简称“C5/6 单纯融合模型”）（见图5 左），为融合器和植骨块分别赋予材料参数（见表1）；同时，为模拟远期植骨融合的效果，将皮质骨、融合器和植骨块的接触关系设定为绑定接触。②C5/6 椎间盘切除减压植骨融合联合钢板内固定模型的建立。以单纯融合模型为基础，在C5/6 节段前方安装钢板，并将螺钉分别打入C5 和C6 椎体，去除椎体与螺钉的干涉部分，构建C5/6 椎间盘切除减压植骨融合联合钢板内固定的模型（以下简称“C5/6 联合钢板模型”）（见图5 右）。为钢板和螺钉赋予相应的材料属性（见表1）。将钢板与螺钉、螺钉与皮质骨、螺钉与松质骨之间的接触关系设定为绑定接触。

图5 以C5/6 为融合节段构建的ACDF 模型

1.4 无损模型及ACDF 手术模型的边界约束和载荷施加

以上述构建的正常无损模型、C4/5 单纯融合模型、C4/5 联合钢板模型、C5/6 单纯融合模型以及C5/6 联合钢板模型作为研究对象，约束C7 椎体的下表面，于C3 椎体的上表面施加73.6 N 的轴向力以模拟头重，并施加1 N·m 的力矩，使模型完成各方向活动。

1.5 有限元计算和指标分析

以有限元模型中的相邻两节椎体及椎间盘作为脊柱最小的运动节段，经过有限元运算后，分析活动度和应力指标。

1.5.1 分析活动度指标 测量并记录无损模型、单纯融合模型与联合钢板模型共5 个模型的各节段在屈伸、侧弯和扭转六个方向活动度。计算所有手术模型的活动度变化率（rate of change in range of motion,RROM），具体包括以下指标：

单纯融合模型活动度的变化率（rate of change in range of motion of the simple fusion model,RROMSFM），计算公式为RROM-SFM=（单纯融合模型活动度-无损模型活动度）×100/无损模型活动度。

联合钢板模型活动度的变化率（rate of change in rang of motion of the combined plate model,RROMCPM），计算公式为RROM-CPM=（联合钢板模型活动度-单纯融合模型活动度）×100/单纯融合模型活动度。

根据以上指标，分析相邻节段活动度变化情况，比较上下级水平的活动度差异。

1.5.2 分析最大von Mises 应力指标 计算所有手术模型的最大von Mises 应力变化率（rate of change in maximum von Mises stress,RMVMS），具体包括以下指标：

单纯融合模型应力的变化率（rate of change in maximum von Mises stress of the simple fusion model,RMVMS-SFM），计算公式为RMVMS-SFM=（单纯融合模型应力-无损模型应力）×100/无损模型应力。

联合钢板模型应力的变化率（rate of change in maximum von Mises stress of the combined plate model,RMVMS-CPM），计算公式为RMVMS-CPM=（联合钢板模型应力-单纯融合模型应力）×100/单纯融合模型应力。

根据以上指标，分析相邻节段应力变化，比较上下级水平的应力差异。

2 结果

2.1 模型有效性验证

本研究选取了一些较为经典的体外颈椎标本的生物力学实验，通过数据对比，证明本研究中颈椎有限元模型的活动度与体外标本数据具有良好的一致性［16-18］（见图6）。此外，本研究回顾了既往关于颈椎有限元模型的文章，对其中无损模型的椎间盘最大应力值作了汇总（见表2），发现其最大应力值从0.2～10 MPa 不等，而本研究中的纤维环的最大应力值多位于2～5 MPa内，髓核应力则集中在0.2～0.5 MPa内，故本研究的有限元模型应力值与文献数据，差异无统计学意义［9,13,19-25］。

图6 C3-C7 有限元模型活动度的有效性验证

表2 既往文献中无损模型椎间盘的最大von Mises 应力

2.2 以C4/5 为融合节段的ACDF 模型活动度与应力

2.2.1 C4/5 相邻节段的活动度 无损模型、C4/5单纯融合模型与C4/5 联合钢板模型在屈伸、侧弯和扭转方向的活动度见图7，其变化率（RROMSFM、RROM-CPM）见图8、图9。

图7 无损模型、C4/5 单纯融合模型和C4/5 联合钢板模型的C3-C7 各节段的活动度

图8 相比于无损模型，C4/5 单纯融合模型的各节段活动度变化率

图9 相比于C4/5 单纯融合模型，C4/5 联合钢板模型的各节段活动度变化率

2.2.2 C4/5 相邻节段的纤维环与髓核应力 无损模型、单纯融合模型与联合钢板模型的相邻节段纤维环与髓核在各方向上的最大von Mises 应力云图，见图10、图11。三种模型的变化率（RMVMS-SFM、RMVMS-CPM）见图12～15。

图10 无损模型、C4/5 单纯融合模型和C4/5 联合钢板模型相邻节段纤维环在各方向上的应力云图

图11 无损模型、C4/5 单纯融合模型和C4/5 联合钢板模型相邻节段髓核在各方向上的应力云图

图12 相比于无损模型，C4/5 单纯融合模型的各节段纤维环最大von Mises 应力变化率

2.3 以C5/6 为融合节段的ACDF 模型活动度与应力

2.3.1 C5/6 相邻节段的活动度 无损模型、C5/6单纯融合模型与C5/6 联合钢板模型在屈伸、侧弯和扭转方向的活动度见图16，其变化率（RROMSFM、RROM-CPM）见图17、图18。

图16 无损模型、C5/6 单纯融合模型和C5/6 联合钢板模型的C3-C7 各节段的活动度

图17 相比于无损模型，C5/6 单纯融合模型的各节段活动度变化率

图18 相比于C5/6 单纯融合模型，C5/6 联合钢板模型的各节段活动度变化率

2.3.2 C5/6 相邻节段的纤维环与髓核应力 无损模型、单纯融合模型与联合钢板模型的相邻节段纤维环与髓核在各方向上的最大von Mises 应力云图见图19、图20。三种模型的变化率（RMVMSSFM、RMVMS-CPM）见图21～24。

图19 无损模型、C5/6 单纯融合模型和C5/6 联合钢板模型相邻节段纤维环在各方向上的应力云图

图20 无损模型、C5/6 单纯融合模型和C5/6 联合钢板模型相邻节段髓核在各方向上的应力云图

图21 相比于无损模型，C5/6 单纯融合模型的各节段纤维环最大von Mises 应力变化率

图13 相比于无损模型，C4/5 单纯融合模型的各节段髓核最大von Mises 应力变化率

图14 相比于C4/5 单纯融合模型，C4/5 联合钢板模型的各节段纤维环最大von Mises 应力变化率

图15 相比于C4/5 单纯融合模型，C4/5 联合钢板模型的各节段髓核最大von Mises 应力变化率

图22 相比于无损模型，C5/6 单纯融合模型的各节段髓核最大von Mises 应力变化率

图23 相比于C5/6 单纯融合模型，C5/6 联合钢板模型的各节段纤维环最大von Mises 应力变化率

图24 相比于C5/6 单纯融合模型，C5/6 联合钢板模型的各节段髓核最大von Mises 应力变化率

3 讨论

ACDF 的关键在于充分减压和植骨融合，其中植骨融合有利于恢复椎间隙高度，维持颈椎的稳定性。手术中使用的钢板和融合器均为了提供早期的稳定支持，增加颈椎融合成功率。但钢板的使用不可避免地带来了一些问题，包括术中增加软组织剥离与出血量，延长手术时间；术后增加患者吞咽困难的发生率。在患者以后的恢复中，还会伴随钢板松动、螺钉拔出及断裂的风险［26］。有些研究表明，钢板会增加患者相邻节段退变的几率。除此之外，在患者的后续翻修手术中，前次手术钢板螺钉的使用会造成颈部组织的粘连和疤痕增生，再加上需要拆除之前的内固定，这些无疑会增加再次手术的困难和危险。因此，近些年独立融合器在ACDF 中的应用得到了较大发展，许多研究都指出在ACDF 中使用独立椎间融合器能够取得和传统的融合器联合钢板一样的临床疗效，并且独立融合器能够规避前述钢板所带来的的诸多问题［27-36］。这些单独融合器的设计样式也是各不相同，不仅包括新兴的零切迹融合器与自锁式融合器，还有PEEK 或钽金属材质的普通融合器，这些融合器在临床上均有独立使用的先例，并获得了良好的疗效。因此虽然目前独立融合器在临床的应用较少，但其单独应用是具有相当可行性的。

关于颈前路融合手术加装钢板系统的优劣，学界一直争论不断。部分研究认为加装钢板有助于节段性前凸的恢复，恢复椎间盘高度［37-38］。但在一场26 年的随访研究中，作者指出单纯融合与联合钢板均能取得较好的临床效果［39］。相反，钢板的使用不仅会促进ASP 的进展，还会增加二次翻修手术的困难［40］。另外，减少钢板的使用能够降低吞咽困难的发生率［41］。

RAGAB 等［42］通过对颈椎融合术后相邻节段应变的定量分析，指出在单节段融合术后，上级水平受影响最大，从而造成上级椎体间的活动度增大。CHANG 等［43］通过直接测量椎间盘压力，指出ACDF 会导致融合部位上级水平的椎间盘压力增加，但是在下级水平，椎间盘压力的变化并不明显。SHIN 等［44］通过对165 名接受ACDF 治疗的患者进行超过2 年的随访，对其影像学表现及临床效果进行评估，指出接受多级融合的病人表现出更多的整体活动度下降和相邻上部节段代偿性运动的增加［44］。本研究结果与这些体外生物力学实验数据和临床观察结果是相符的。在本研究中，相比于无损模型，在C4/5 单纯融合模型中，上级侧弯活动度最高增幅为14.07%，下级最高5.23%，在C5/6 单纯融合模型中，上级侧弯活动度最高增幅为6.84%，下级最高2.68%。由此可以看出，上级活动度的增幅几近于下级的3倍。这表明在颈椎融合术后，融合部位相邻节段的活动度是增加的，而且上级节段的增幅要高于下级，这种增大意味着患者在一定程度上可以自行代偿因手术而丧失的颈椎活动度。

相比于单纯融合模型，联合钢板模型的相邻节段的活动度与纤维环、髓核应力表现出较为一致的变化。在活动度方面，与C4/5 单纯融合模型相比，C4/5 联合钢板模型上级节段活动度在各方向上均增长，其最大增幅为屈伸方向的5.44%；而下级节段C5/6 和C6/7 节段活动度在各方向上均降低，其最大降幅为17.29%。与C5/6 单纯融合模型相比，C5/6 联合钢板模型上级节段C3/4、C4/5 活动度主要表现为增长，其最大增幅为4.64%；而下级节段C6/7 活动度主要表现为降低，其最大降幅为7.85%。这些结果表明，在C3/4 与C4/5 单节段融合术后，加装钢板内固定会导致融合部位上级水平活动度增大，而下级水平活动度降低。

在纤维环与髓核的应力方面，与C4/5 单纯融合模型相比，C4/5 联合钢板模型上级节段C3/4 的纤维环与髓核应力在各方向上均呈增长趋势，二者最大增幅皆为后伸方向的8.10%；而下级节段C5/6、C6/7 的纤维环与髓核应力表现为下降，其最大降幅为21.96%。与C5/6 单纯融合模型相比，C5/6 联合钢板模型上级节段C3/4、C4/5 的纤维环与髓核应力主要表现为增长，其最大增幅为7.16%；而下级节段C6/7 的纤维环与髓核应力主要呈降低趋势，二者最大降幅为12.52%。本实验数据表明，在C3/4 与C4/5 单节段融合术后，加装钢板内固定会导致融合部位上级水平的纤维环与髓核应力增大，而下级水平的纤维环与髓核应力降低。

综合考虑相邻节段活动度与应力的变化，本研究发现，相比于单纯减压融合的术式，采用减压融合联合钢板内固定后，融合部位上级水平各方向的活动度增加，最大增幅为5.44%，纤维环与髓核的最大von Mises 应力增加，最大增幅为8.10%；而融合部位下级水平各方向的活动度呈下降状态，最大降幅为17.29%，纤维环与髓核的最大von Mises 应力减小，最大降幅为21.96%。因此，较单纯融合术式而言，ACDF 中钢板的使用可能会在一定程度上促进融合部位上级水平椎间盘的退变；而对于下级水平，钢板可能在一定程度上能够减缓由融合所带来的退变影响。

虽然单纯融合术式与联合钢板术式的远期结果均为融合颈椎手术部位的上下椎体，但融合节段由融合器以及融合骨所组成，这两者的性质完全不同于钢板与螺钉，所以钢板的使用很有可能会改变手术部位附近的应力传导方式，因此不能简单地将钢板与融合节段看作一个整体而忽视钢板可能导致的影响。另外有研究人员已经在临床上观察到两种术式对相邻节段椎间盘的高度变化产生不同的影响，在术后两年的随访中，他们发现较之于独立融合器，联合钢板会导致患者相邻节段椎间盘高度下降更为明显，发生ASP 的风险更高，这进一步表明钢板的使用的确可能对融合后的颈椎相邻部位生物力学造成一些影响。本研究的结果表明即使是远期融合以后，钢板仍然对相邻节段的活动度和应力产生不同的影响，而探明这些影响将会帮助脊柱外科医生进一步理解颈椎ACDF 后相邻节段的生物力学效应，并为其选择术式提供一定参考。

根据本研究得出的单纯融合模型与联合钢板模型的应力变化规律，脊柱外科医生可以更加灵活的选择术式，针对不同疾病程度的病人制定不同的手术方案。例如，对于颈椎单节段病变的患者，如果术前发现其病变节段上级水平有退变趋势，可以考虑使用单纯减压植骨融合的术式，这样可以避免ACDF 中钢板增大融合部位上级水平的椎间盘应力；相反如果术前其病变节段下级水平有退变趋势，可以优先选择减压融合联合钢板内固定的术式，这样加装钢板后下级水平椎间盘应力的相对降低可能会降低该部位ASP 的发生率。

与任何通过有限元手段来模拟真实结构的研究一样，本研究的颈椎有限元模型也存在一些不足。第一，本研究的颈椎原型为正常颈椎结构，不包括颈椎相关退行性变化，因此模型代表性会有一定不足；第二，因为缺乏肌肉组织的相关参数，该模型未能构建颈椎相关肌肉，而且所有结构均采用材料特性不依赖于载荷方向的线性、各向同性材料来模拟，所以该模型与真实结构有一定出入；第三，本研究的结果是由有限元分析计算而来，后续仍然需要体外标本的生物力学实验进行基础验证，并在临床结果中得到有效证明。

综上，与单纯的颈椎间盘减压融合相比，联合钢板会导致融合部位上级水平的活动度增加，椎间盘最大von Mises 应力上升，而下级水平活动度减小，椎间盘最大von Mises 应力下降。因此，较单纯融合而言，ACDF 中钢板的使用可能会在一定程度上促进融合部位上级水平椎间盘的退变；而对于下级水平，钢板可能在一定程度上能够减缓由融合造成的退变。