陳 語，謝雁春，孟令志，郭明明，項良碧

創(chuàng)傷性樞椎滑脫是一種常見的上頸椎損傷，發(fā)病率僅次于齒突骨折［1-4］，從致傷機制上講創(chuàng)傷性樞椎滑脫是過伸性損傷，此時枕骨底沖擊C2后部結(jié)構(gòu)，導致薄弱部位C2雙側(cè)椎弓峽部骨折，隨著過伸損傷的加重，前部結(jié)構(gòu)，如韌帶、C2/C3椎間盤會出現(xiàn)損傷，從而加重不穩(wěn)的程度［5-7］。Muller 等［8］的臨床研究中發(fā)現(xiàn)EffendiⅡ型骨折患者占74%，很少發(fā)現(xiàn)有Ⅲ型骨折伴有小關(guān)節(jié)脫位的，常見的表現(xiàn)是合并C2/C3椎間盤破裂，這符合過伸性損傷的機制。并且部分EffendiⅡ型骨折患者遠期效果不佳，其認為考慮這種骨折的穩(wěn)定是必須的，所以對不同程度創(chuàng)傷性樞椎滑脫以及不同穩(wěn)定技術(shù)進行生物力學穩(wěn)定性實驗具有實際意義。關(guān)于創(chuàng)傷性樞椎滑脫的治療方法一直存在不同看法［9-10］，頸椎前路Zephir 帶鎖鈦合金鋼板系統(tǒng)在力學穩(wěn)定性實驗中被證明在固定不穩(wěn)性創(chuàng)傷性樞椎滑脫時能提供足夠的穩(wěn)定性，具有較高的臨床應用價值。但也有文獻報道頸前路鋼板在臨床應用中常見鋼板翹起、螺釘脫出、松動和斷裂等并發(fā)癥［11］，內(nèi)固定自身所承受的應力過大是內(nèi)固定松動、疲勞甚至斷裂的直接原因。

脊柱內(nèi)固定器械的生物力學特性主要基于2 個方面:內(nèi)固定置入后對脊柱力學行為的影響和內(nèi)固定自身在生理環(huán)境中的機械性能的變化［12］。對于作為內(nèi)置物自身的螺釘在固定同時是否能承受上頸椎各種生理載荷下的運動尚未明確，而此特征則決定內(nèi)固定器械是否容易疲勞、斷裂、松動等。本實驗為檢測創(chuàng)傷性樞椎滑脫后Zephir 鋼板前路內(nèi)固定在上頸椎運動狀態(tài)下自身所承受的應力，采用電測法對創(chuàng)傷性樞椎滑脫模型經(jīng)前路C2，3植骨融合內(nèi)固定術(shù)和前路C3椎體大部分切除、植骨融合鋼板系統(tǒng)內(nèi)固定術(shù)固定后螺釘所受的應力進行了檢測，并將兩者進行了比較。

1 材料和方法

1.1 內(nèi)固定材料和實驗分組

采用Zephir 鋼板(Medtronic，Sofamor DaNZk，美國)作為本實驗檢測用的固定器械。實驗分為對創(chuàng)傷性樞椎滑脫模型行C2，3植骨融合內(nèi)固定術(shù)組(C2，3組)和前路C3椎體大部分切除、植骨融合鋼板系統(tǒng)內(nèi)固定術(shù)組(C2～4組)進行。

1.2 測試系統(tǒng)與安裝

采用YJR-5 靜態(tài)電阻應變儀(浙江奉化電子儀表廠)作為測量系統(tǒng)。應變計采用KFC-1-C1-11 的常溫電阻應變計(日本Kyowa)。測量電路采用半橋接線方式進行。

1.3 應變計的粘貼

首先用細砂紙對Zephir 鋼板上要貼應變計的位置進行打磨，打磨采取45°正交方向進行，使表面略有粗糙感，然后用棉花沾少許丙酮將試件表面的灰塵擦干凈，同時也將應變計的背面用丙酮擦干凈，用502 快速粘接劑把應變計迅速、準確的粘貼在Zephir鋼板上。

1.4 實驗標本和不穩(wěn)模型制備以及頸前路內(nèi)固定安裝

新鮮尸體含完整上頸部標本6 例，均死于急性顱腦損傷，男5 例，女1 例;年齡為24～69 歲，平均42.3 歲。生前無疾患。每個標本由枕骨和C1～4(C0～4)組成，大體剔除皮膚、肌肉等組織，每個頸椎標本均攝正側(cè)位X 線片，以排除枕頸部的意外損傷、畸形及其他病變，并作為操作時的參考。雙層塑料袋密封，置于-20℃保存，該溫度下保存新鮮人體標本，骨與韌帶的生物力學特性無明顯改變。標本保存時間7～57 d，平均26 d。實驗當天于室溫下自然解凍，仔細剔除殘余肌肉，保留骨、關(guān)節(jié)、韌帶組織和關(guān)節(jié)囊。實驗過程中首先對正常標本進行測試，然后利用同一標本依次制應用不同內(nèi)固定穩(wěn)定后的創(chuàng)傷性樞椎滑脫實驗模型，再予測試。

1.4.1 創(chuàng)傷性樞椎滑脫實驗模型的建立

Markus 等［13］介紹的方法，用線鋸在雙側(cè)樞椎椎弓峽部處斜形切斷椎弓峽部造成創(chuàng)傷性樞椎滑脫，用12 號手術(shù)刀片切斷C2～3之間的前縱韌帶，并向上下各分離1 mm，再用尖手術(shù)刀片和髓核鉗切除C2～3鉤椎關(guān)節(jié)間椎間盤，保持其他骨、關(guān)節(jié)、韌帶及關(guān)節(jié)囊的完整。

1.4.2 C2，3組

在創(chuàng)傷性樞椎滑脫實驗模型建立的基礎上，取實驗過程中多余的顱骨修成大小、形狀合適的植骨塊，嵌入切除椎間盤后的間隙內(nèi)，用短節(jié)段Zipher頸前路內(nèi)固定系統(tǒng)行前路固定，鋼板長度26 mm，螺釘長度13 mm、直徑3.5 mm，分別在C2、C3椎體經(jīng)開口、攻絲、鋼板螺釘置入、螺釘鎖緊的常規(guī)手術(shù)步驟，完成固定。

1.4.3 C2～4組

切除C3/C4椎間盤，在雙側(cè)頸長肌內(nèi)側(cè)行C3椎體次全切除直達后縱韌帶，取實驗過程中多余的顱骨修成大小、形狀合適的兩面皮質(zhì)骨植骨塊，嵌入切除C3椎體后的間隙內(nèi)，用Zipher 頸前路內(nèi)固定系統(tǒng)行前路固定，鋼板長度42 mm，螺釘長度13 mm，螺釘為直徑3.5 mm，分別在C2、C4椎體經(jīng)開口、攻絲、鋼板螺釘置入、螺釘鎖緊的常規(guī)手術(shù)步驟，完成固定。

1.5 加載及測試

前路鋼板置入后進行鎖緊，4 枚螺釘與鋼板緊密連接形成框架結(jié)構(gòu)以便測試螺釘?shù)膽?。對實驗模型分別施以一對大小相等、方向相反、互為平行的力，產(chǎn)生前屈/后伸、左/右側(cè)屈、左/右軸向旋轉(zhuǎn)的純力偶矩。使頸椎標本相應地產(chǎn)生前屈/后伸、左/右側(cè)屈、左/右軸向旋轉(zhuǎn)6 種生理性運動方式。加載方式采用3 次最大力矩，0 周期方式，以消除韌帶、關(guān)節(jié)囊等軟組織的粘彈性和頸椎蠕變運動對測量的影響，第3 次允許標本有30 s 的蠕變后，再測量。通過脊柱三維運動實驗機實現(xiàn)對標本的加載，載荷分別為0.5 N·m、1.5 N·m、2.5 N·m。對2 種內(nèi)固定實驗狀態(tài)下依次進行三維6 個自由度的運動加載測試，通過靜態(tài)電阻應變儀讀出并記錄測試點的應變值。考慮到螺釘雙側(cè)應力對稱，所以只對2 種內(nèi)固定左側(cè)上端螺釘進行檢測。椎弓根螺釘無法粘貼應變計，并且單獨C2椎弓根螺釘無法計算應力，故未對其進行檢測。另外鋼板側(cè)面很薄，無法粘貼應變計，預實驗結(jié)果顯示各種載荷條件下不同固定方法在側(cè)屈時得到的應力值都接近0，所以實驗中只對前屈、后伸和左右軸向旋轉(zhuǎn)的應力進行了記錄，而沒記錄左右側(cè)屈時的數(shù)值。共測試了6 具新鮮枕頸部標本(見圖1，2)。

圖1 C2～4 Zephir 鋼板固定系統(tǒng)的電測和加載圖2 C2，3 Zephir 鋼板固定系統(tǒng)的電測和加載Fig.1 Electrical logging and loading of C2-4 Zephir steel plate fixed systemFig.2 Electrical logging and loading of C2，3 Zephir steel plate fixed system

1.6 彈性模量的測定

為了計算試件在受力時的應力，就必須獲得試件的彈性模量值E，本實驗在與螺釘材料相同的試件上粘貼2 片電阻應變計，根據(jù)虎克定理:σ=Eε，將彈性模量值E 求出，具體見表1 和圖3。經(jīng)測試，用于實驗的鈦合金試件的彈性模量E 為:1.05 ×105MPa。

表1 鈦合金試件的測點平均應變Tab.1 Mean strain of point of titanium alloy test specimen

圖3 鈦合金試件載荷應變曲線Fig.3 Load-strain curve of titanium alloy test specimen

1.7 統(tǒng)計學處理

統(tǒng)計不同載荷加載下上頸椎在前屈、后伸、左旋和右旋狀態(tài)下螺釘所承受的拔出應力。數(shù)據(jù)輸入計算機，運用SPSS 17.0 軟件進行單因素方差分析，進行組間比較，P＜0.05 為差異有統(tǒng)計學意義。

2 結(jié) 果

在左右側(cè)屈運動時，無論加載載荷多大，所用螺釘經(jīng)電測法測得的局部應變均接近于0，因而沒有記錄。2 組模型在前屈、后伸、左旋和右旋運動時，同一螺釘隨著載荷增大測得的應力均逐步增大，在屈伸時相差有統(tǒng)計學意義(P＜0.05)，在左右旋轉(zhuǎn)時差異無統(tǒng)計學意義(P ＞0.05)。在前屈和左旋時螺釘應力小于0，表明此時螺釘所受的為壓應力;而后伸和右旋時為正值，表明此時螺釘存在不同程度拉伸應力。C2，3組在屈曲和伸展運動狀態(tài)下，3 種載荷所承受的應力均大于C2～4組，差異有統(tǒng)計學意義(P＜0.05)，在2.5 N·m 載荷下伸展運動時C2，3螺釘受到的撥出應力達到最大，為(12.47 ±3.23)MPa。在左右旋轉(zhuǎn)時C2，3組螺釘?shù)膽﹄m較C2～4組稍大，但2 組間差異無統(tǒng)計學意義(P ＞0.05)。具體結(jié)果見表2～4 及圖4～7。

3 討 論

電測法可以用于現(xiàn)場測定和模擬測定?，F(xiàn)場測定是完全在生產(chǎn)實際的真實客觀情況下進行的，因此測得的數(shù)據(jù)反映了構(gòu)件內(nèi)應力分布的實際情況和規(guī)律，是一種最為直接的測試方法，這也是電測法最大的優(yōu)點［14］。以往對各種螺釘拔出力的測試均在材料實驗機上，這種破壞性實驗并不能真實再現(xiàn)螺釘在骨組織固定中的具體應力，其測得的螺釘拔出力只是反映螺釘骨界面之間的屈服強度，測得數(shù)值越大表明螺釘在骨組織中錨定的越牢固，并不能真實反映臨床實

際［15］。為了驗證Zephir 帶鎖鈦合金鋼板系統(tǒng)在生理載荷下枕頸部運動時螺釘所承受的應力，本研究在脊柱三維運動測量系統(tǒng)上，模擬上頸椎的三維6個自由度運動，并對標本施加生理載荷，通過電測法直接現(xiàn)場測定2 種置入方法的螺釘應力，通過應變計的貼片技術(shù)使其與螺釘長軸成垂直方向，從而獲得固定后螺釘在枕頸部運動狀態(tài)下的拔出應力。在此狀態(tài)下測得的螺釘拔出應力越小，表明在生理載荷運動時內(nèi)固定受上頸椎運動的影響越小，其更能適應上頸椎的運動，內(nèi)固定不易失敗。

表2 ±0.5 N·m 載荷2 組螺釘拔出應力Tab.2 Pull-out strength of 2 groups under ±0.5 N·m load

表3 ±1.5N·m 載荷2 組螺釘拔出應力Tab.3 Pull-out strength of 2 groups under ±1.5N·m load

表4 ±2.5 N·m 載荷2 組螺釘拔出應力Tab.4 Pull-out strength of 2 groups under ±2.5 N·m load

圖4 前屈運動時3 種載荷下螺釘應力比較圖5 后伸運動時3 種載荷下螺釘應力比較圖6 左側(cè)軸向旋轉(zhuǎn)運動3 種載荷下螺釘應力比較圖7 右側(cè)軸向旋轉(zhuǎn)運動3 種載荷下螺釘應力比較Fig.4 Comparison of screw strength under 3 loading conditions in the stress of flexionFig.5 Comparison of screw strength under 3 loading conditions in the stress of extensionFig.6 Comparison of screw strength under 3 loading conditions in the stress of left rotationFig.7 Comparison of screw strength under 3 loading conditions in the stress of right rotation

本實驗結(jié)果顯示，創(chuàng)傷性樞椎滑脫模型在經(jīng)頸前路Zephir 鋼板固定后，隨著外加載荷增大，鋼板螺釘承受的載荷越大，在屈曲和伸展運動狀態(tài)下應力最大;在左右軸向旋轉(zhuǎn)時應力較屈伸活動時小，且在各個載荷條件下應力無顯著性差異，這可能是鉤椎關(guān)節(jié)及后部結(jié)構(gòu)分擔了部分載荷的結(jié)果。在所有3 種載荷下屈曲和伸展運動時C2，3短Zephir 鋼板所承受的應力均大于C2～4長Zephir 鋼板固定方法，表明在生理載荷下上頸椎反復運動時，C2，3間Zephir鋼板螺釘更易出現(xiàn)疲勞、松動甚至斷裂的可能。這可能是由于在載荷相同的情況下，長鋼板杠桿作用產(chǎn)生的力臂較長，在螺釘錨定點產(chǎn)生的應力相對較小;而在左右旋轉(zhuǎn)時，兩者承受的應力無顯著性差異，則是因為鋼板寬度相同，兩者在相同載荷下力臂相同的結(jié)果，C2，3短Zephir 鋼板承受的應力稍大可能是因為在旋轉(zhuǎn)運動時耦合了屈伸運動的緣故。由于貼片技術(shù)的限制，本研究對側(cè)屈狀態(tài)下的螺釘應力不能準確測定，這與臨床實際有一定的差別，因在實際情況下頸椎的活動為前屈、后伸、左右側(cè)屈和左右旋轉(zhuǎn)6 種運動的耦合，螺釘在實際運動中的應力始終是存在的。此外，影響螺釘拔出力的因素還包括載荷的方向、螺釘置入角度、釘?shù)篱L度、植骨塊及骨本身的性質(zhì)(骨密度、骨板厚度和骨皮質(zhì)厚度等)［16］。電阻應變測度法只能測量構(gòu)件表面的應變，不能直觀得到構(gòu)件上應力分布的全貌，對了解應力全貌和應力集中情況尚有不足之處。

自1986 年Morcher 首先報告頸椎前路帶鎖鋼板的應用以來，前路帶鎖鋼板已越來越廣泛地應用于頸椎疾患的治療。鋼板螺釘?shù)牟l(fā)癥，特別是螺釘?shù)乃蓜优c滑脫比例有了顯著的下降［17］，國內(nèi)于20 世紀90 年代中后期開始將此技術(shù)應用于臨床。由于手術(shù)醫(yī)生的經(jīng)驗、手術(shù)適應證選擇的合理性、對手術(shù)器械的熟悉程度及手術(shù)條件等方面的不足，使得在頸椎前路帶鎖鋼板的應用中仍然存在一定比例的內(nèi)置物并發(fā)癥。鋼板螺釘松動、滑脫是頸椎前路帶鎖鋼板最危險的并發(fā)癥之一，其原因除了應力過大外，常見的還有螺釘未與鋼板完全鎖定，螺釘尾端超出鋼板平面或螺釘誤入椎間隙等。臨床實踐表明，絕大多數(shù)脊柱內(nèi)固定手術(shù)后短期內(nèi)置入物不會發(fā)生斷裂，但隨時間推移則可能出現(xiàn)疲勞性破壞。Grubb 等［11］認為植骨不愈合或假關(guān)節(jié)形成必然導致螺釘松動，不適當?shù)念i部過度后伸活動也容易導致此并發(fā)癥。此外，關(guān)于頸椎前路帶鎖鋼板內(nèi)置物斷裂也屢有報道［18-22］，其原因如下:①植骨不融合或假關(guān)節(jié)形成;②手術(shù)未能恢復頸椎生理性前凸;③鋼板置入前沒有預彎以適應頸椎的生理曲度;④術(shù)后頸部過度活動。從生物力學的角度來說，頸椎前路帶鎖鋼板在頸部的伸屈活動過程中分別起著張力帶和支持鋼板的作用，當上述原因存在時，導致鋼板、螺釘?shù)膽?，特別是在頸部后伸活動時，螺釘張力明顯增加，過多的頸部活動將有可能產(chǎn)生鋼板、螺釘斷裂或脫出椎體，由于鋼板強度顯然大于螺釘，且螺釘被鎖定于鋼板，鋼板兩端又各有2 枚螺釘固定，其抗拉出強度也較強，因此發(fā)生螺釘斷裂的可能性更大。一旦發(fā)生鋼板螺釘斷裂，意味著內(nèi)固定失敗，且斷裂的鋼板螺釘有發(fā)生再移位的可能。本研究應用電測法對拔出應力的檢測結(jié)果從另一個角度說明創(chuàng)傷性樞椎滑脫采用前路C3椎體大部分切除、植骨融合鋼板內(nèi)固定術(shù)是一種可行的固定方法。

創(chuàng)傷性樞椎滑脫模型經(jīng)前路C2，3植骨融合內(nèi)固定術(shù)和前路C3椎體大部分切除、植骨融合鋼板系統(tǒng)內(nèi)固定術(shù)固定后，電測法顯示C2，3間Zephir 帶鎖鈦合金鋼板較C2～4間Zephir 鋼板的拔出應力大，提示生理環(huán)境下C2，3植骨融合內(nèi)固定術(shù)可能更易出現(xiàn)內(nèi)置物相關(guān)并發(fā)癥，具體應用時應結(jié)合臨床實際。

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