唐勇濤，魏思奇，吳長軍，歐陽漢斌，劉 崗

基礎研究

PKP不同增強方式對相鄰椎體結構生物力學影響的有限元分析

唐勇濤，魏思奇，吳長軍，歐陽漢斌，劉 崗

目的探討經皮椎體后凸成形術（PKP）術中不同椎體增強方式對相鄰椎體結構生物力學特性的影響。方法應用1例正常志愿者CT斷層掃描數據對T12～L2椎體進行三維重建，共建立3個椎體模型和2組椎間盤模型，基于文獻數據對上述結構分別賦予相應的材料參數，設定站立位狀態(tài)下脊柱承受的軸向壓縮生理載荷和邊界條件，分別模擬非增強、前柱增強、前中柱增強、中柱增強以及全椎體增強5種不同增強方式的L1PKP模型，對比不同組間結構的應力峰值和分布。結果5組不同增強方式產生的相鄰椎體最大應力峰值變化差異均不超過5%；骨折的L1椎體強化后應力峰值顯著降低，最大應力降低幅度可達80.85%；T12～L1及L1～L2椎間盤最大應力變化差異分別為5.9%和2.1%。結論PKP在術后早期靜態(tài)垂直載荷下不會引起相鄰結構應力的顯著變化，而強化椎體則呈現出顯著的應力下降，下降幅度與強化部位、范圍密切相關。

胸椎；腰椎；椎間盤；脊柱骨折；骨質疏松；椎體成形術；骨黏合劑；生物力學；有限元分析；應力，物理

有限元分析作為計算力學的重要研究手段，目前已廣泛應用于脊柱生物力學研究中。盡管椎體成形術后脊柱生物力學的相關研究國內外已有大量報道，但對于經皮椎體后凸成形術（percutaneous kyphoplasty，PKP）術后相鄰椎體的應力變化問題，目前仍未形成一致的結論。研究手段、脊柱節(jié)段、增強方式、設計參數的不同，均可導致結果和結論上的差異。本研究通過建立T12～L2椎體的三維有限元模型，研究PKP不同增強方式對相鄰椎體結構產生的影響，旨在闡明PKP術后相鄰椎體結構生物力學特性的改變機制，為改良術后干預措施提供理論依據。

1 材料與方法

1.1 胸腰段椎體壓縮性骨折三維幾何模型的建立

采集1例正常成人T12～L2椎體CT掃描數據（64排西門子螺旋CT，層厚0.625 mm），共獲得316張連續(xù)橫斷面512×512像素的CT圖像，以DICOM 標 準 格 式 導 入 Mimics 14.0軟 件（Materialise公司，比利時），進行椎體皮質骨和松質骨圖像分割處理，對分割的各個結構蒙板提取處理并計算，三維重建后得到椎體皮質骨和松質骨模型，導入逆向工程軟件Geomagic Studio 2013（Geomagic公司，美國）進行后處理。完成椎體表面光順、去特征和精簡三角面片操作后，進一步構建曲面片并擬合成實體模型。將上述3個節(jié)段椎體的實體模型導入CAD軟件UG NX 8.5（Siemens公司，德國）構建椎間盤模型，成功構建T12～L2椎體的三維模型，以組合模型x_t格式輸出（圖1）。

圖1 T12～L2椎體三維重建模型

1.2 椎體三維有限元模型的建立

將椎體模型導入Abaqus 6.14有限元分析軟件（達索公司，法國），依據參考文獻[1-2]建立材料參數庫。相應結構包括皮質骨、松質骨、骨水泥、終板、椎間盤髓核和纖維環(huán)，上述結構均簡化為各向同性均質材料（表1）。本研究采用單一軸向壓縮載荷進行分析，故建模過程中未構建椎間韌帶結構；后方小關節(jié)結構則采用無摩擦和硬接觸的方式建立接觸對；椎間盤和椎體之間通過終板結分析結果后處理方面，選取T12～L2椎體和椎間盤的等效應力作為分析指標，以非增強組作為對照獲得上述結構指標的組間對比結果。完成設置后，將模型提交至Abaqus求解器進行分析。構進行綁定連接。在網格劃分方面，采用修正四面體（C3D10M單元）網格自由劃分方式生成網格，對終板、椎間盤和相鄰結構的興趣區(qū)域進行網格細化，從而確保計算的精度。在載荷和邊界條件設定方面，參照以往文獻[3]，對T12椎體上表面施加500 N軸向壓縮生理載荷，并完全約束L2椎體下端以及下關節(jié)突關節(jié)面的6個自由度，最終獲得的有限元網格模型如圖2所示。完整模型共包含271 475個單元和409 575個節(jié)點。

表1 有限元模型不同結構的材料參數[1-2]

圖2 有限元網格模型的載荷及邊界條件

1.3 PKP不同增強方式的參數設定

選取L1椎體作為壓縮性骨折椎體進行模擬，以此作為PKP增強的目標椎體。在Abaqus軟件中對L1椎體以矢狀面為參考平面進行模型劃分，以前柱、前中柱以及中柱共3個部分作為L1椎體增強部位，共劃分非增強組、前柱增強組、前中柱增強組、中柱增強組和全椎體增強組等5組模型。對其中3處不同增強部位的單元創(chuàng)建相應單元集合并依次賦予骨水泥的材料屬性。在有限元

2 結果

2.1 不同增強方式對T12～L2椎體等效應力峰值的影響

通過計算可獲得5組共計15個椎體在不同增強方式下的應力數據（圖3）。其中，T12椎體在5種增強方式作用下的應力峰值分別為8.337、8.386、8.449、8.455和8.469 MPa，最大值和最小值之間的差異為1.56%；L1椎體（骨折增強椎體）在5種增強方式作用下的應力峰值分別為8.386、7.263、4.133、5.714和1.606 MPa，最大值和最小值之間的差異為80.85%；L2椎體在5種增強方式作用下的應力峰值分別為8.701、8.704、8.714、8.669和8.687 MPa，最大值和最小值之間差異為0.52%。可見5種增強方式對T12和L2椎體的應力峰值影響并不大；而骨折L1椎體在5種不同增強方式下發(fā)生顯著的應力峰值改變，且與增強部位、體積密切相關，最小應力峰值出現在全椎體增強組。

2.2 不同增強方式對相鄰節(jié)段椎間盤等效應力分布的影響

圖3 不同增強方式下椎體等效應力峰值對比

如圖4所示，對于2組相鄰的椎間盤結構，5種不同增強方式均產生了不同的應力峰值改變。對于T12～L1椎間盤，5種增強方式作用下的應力峰值分別為2.501、2.432、2.361、2.382、2.354 MPa，最大值和最小值之間差異為5.88%；對于L1～L2椎間盤，5種增強方式作用下的應力峰值分別為2.208、2.173、2.186、2.167、2.161 MPa，最大值和最小值之間差異為2.13%?？梢姴煌鰪姺绞綄12～L1椎間盤應力峰值的影響大于對L1～L2椎間盤。此外，5種增強方式作用下T12～L1椎間盤和L1～L2椎間盤的應力分布云圖呈現出基本一致的特點（圖5），可見2組椎間盤的高應力區(qū)主要位于纖維環(huán)的外環(huán)和內環(huán)區(qū)域（髓核-纖維環(huán)交界區(qū)），而髓核區(qū)則表現為低應力狀態(tài)。

圖4 不同增強方式下2組椎間盤應力峰值對比

3 討論

3.1 PKP與椎體壓縮性骨折

椎體壓縮性骨折好發(fā)于脊柱的胸腰段椎體，是骨質疏松常見的并發(fā)癥，老年人多發(fā)，特別是絕經后的婦女人群[4]?；颊吖钦鄄课怀掷m(xù)性疼痛，同時伴有椎體高度丟失、脊柱不穩(wěn)和脊柱后凸畸形等[5]，嚴重影響生活質量。臨床多采用保守治療和手術治療，其中保守治療主要通過長期臥床休息、支具固定及服用止痛和抗骨質疏松藥物來達到治療目的，但對于老年人而言，存在依從性差、并發(fā)癥發(fā)生率高等問題；手術治療以經皮椎體強化術（percutaneous vertebral augmentation，PVA）為主，包括經皮椎體成形術（percutaneous vertebroplasty，PVP）和PKP等，兩種術式均能快速止痛并強化骨折椎體的強度和剛度，而PKP能更有效地恢復骨折椎體高度，防止后凸畸形進一步發(fā)展[6-7]。

然而，隨著PKP技術的廣泛應用，其所帶來的相鄰椎體再骨折、相關結構退行性改變等并發(fā)癥逐漸引起人們的關注。這些并發(fā)癥的發(fā)生是否與骨折椎體PKP術后剛度增加存在直接關聯，目前尚未明確。研究表明，在接受椎體成形術的患者中，術后1年內約20%的患者發(fā)生椎體骨折，其中相鄰椎體骨折占50%[8-10]。在對相鄰椎體骨折的進一步機制研究中，不同學者的研究結論截然不同。Aquarius等[11]通過尸體生物力學實驗探究椎體強化對相鄰節(jié)段椎體的影響，結果表明，椎體強化并未使鄰近椎體終板的應力峰值顯著升高，因此推測相鄰椎體繼發(fā)骨折的原因和椎體強化并無直接關聯；Berlemann等[12]則認為，骨水泥灌注后椎體剛度的提高將顯著影響整個脊柱序列的力學傳導，終板的緩沖功能減弱，相鄰椎體椎間盤及終板應力明顯增加，椎體骨折風險也相應增加。3.2有限元分析與PKP生物力學

隨著計算機技術的快速發(fā)展，有限元分析方法目前已被廣泛應用于航天、土木工程和機械制造等領域，是一種有效、準確和低成本的力學結構分析方法[13]。同樣，在骨生物力學研究中，有限元方法也可對人體骨骼、肌肉和韌帶等組織進行仿真分析，特別是在載荷作用下骨骼內部結構的應力應變分析方面，有效彌補了傳統生物力學手段的不足，具有不可比擬的優(yōu)勢。Polikeit等[14]通過有限元分析法建立L2～L3椎體三維有限元模型，結果表明椎體強化術可有效增強骨折椎體的剛度和強度，但同時也增加了相鄰椎體終板的應力峰值，并改變了相應節(jié)段的力學傳導模式；徐暉等[3]建立T11～L2椎體的三維有限元模型，認為PKP術后相鄰椎體終板應力的增加與骨水泥填充量呈正相關，隨著骨水泥填充量的增加，PKP術后相鄰椎體骨折的概率隨之升高；方國芳等[15]建立L1～L2椎體的三維有限元模型，指出骨折椎體注入骨水泥后其應力發(fā)生了轉移，終板應力明顯減少，但手術對鄰近椎體的應力分布和幅值影響不大。

圖5 不同增強方式下2組椎間盤應力分布云圖

與有限元分析相比，傳統生物力學實驗盡管從大體上對PKP術后相鄰結構的力學特性進行了分析，但既往研究所獲得的有限數據尚不足以全面揭示其內在的生物力學機制，也無法就術后相鄰椎體發(fā)生退行性改變和繼發(fā)骨折的機制得出明確結論。盡管如此，這些生物力學實驗結果為

PKP進一步的有限元建模提供了可靠的數據基礎。本研究也正是基于這些數據建立了PKP三維有限元模型，并通過計算力學手段對不同增強方式術后椎體相鄰結構的應力分布特性展開深入分析，以此闡明不同椎體增強方式對相鄰結構力學傳導模式的改變機制。

3.3 PKP不同增強方式對相鄰結構生物力學的影響國內外有不少學者圍繞椎體成形術骨水泥的用量和部位進行相關研究[1,3,11,14-16]。骨水泥的彈性模量、容積和分布與鄰近椎體的退行性改變密切相關，但關于其理想用量和椎體強化的最佳部位尚無一致結論[1,17-19]。特別是對于椎體增強部位，既往文獻多以單側或雙側增強作為影響因素來研究鄰近椎體的應力變化特點，而對于矢狀面前柱、中柱部位增強所產生的影響卻鮮有報道[20-21]。實際上，在整個脊柱結構中，相應椎體在矢狀面的局部結構剛度可對主應力的傳遞方向產生顯著影響。因此，本研究圍繞椎體的前柱和中柱，采用有限元模擬方法對矢狀面的椎體增強方式展開探索，以此作為臨床上選擇合適椎體部位進行定向增強的理論依據。

3.3.1 不同增強方式下相鄰椎體的最大應力峰值

本研究所建立的有限元模型模擬了5種不同增強方式作用下T12～L2椎體的生物力學響應情況。在軸向壓縮載荷下，不同增強方式對3個椎體的應力峰值影響并不明顯。其中最大應力峰值差異均未超過5%，表明椎體增強并不會顯著增加相鄰椎體的即時應力峰值。這一結果和國內外多個生物力學研究的結果基本一致[11,15]。然而，同樣也有不少大樣本量的隨機對照臨床研究指出，椎體增強術后相鄰椎體發(fā)生再骨折的風險顯著增高[22-23]。造成這一結論差異的原因可能來自多個方面。首先，椎體壓縮性骨折主要發(fā)生在伴骨質疏松癥的中老年人群，此類患者通常需要長期規(guī)范化治療。PKP在有效恢復椎體高度的同時，能夠大大緩解椎體骨折產生的局部疼痛，促進患者早期下床恢復日?；顒?，而這一顯著的止痛效果易導致依從性差的患者中斷其骨質疏松的后續(xù)治療，使骨質疏松這一根本病因無法得到有效干預，導致相鄰椎體再骨折的發(fā)生風險無異于初次骨折。其次，本組研究建立的有限元模型并未考慮松質骨的非均質和非線性材料屬性，這與人體真實情況存在一定差異，而實際上，與椎體骨小梁結構強度密切相關的非線性彈塑性分析需要較為準確的活體骨組織測定數據，因此，要獲得與真實情況較為接近的計算結果并進行臨床驗證仍需要開展進一步的基礎研究。再者，PKP術后椎體高度的恢復盡管可有效糾正椎體后凸畸形，但糾正效果未能精確控制，致使相應節(jié)段的力學傳導機制可能與術前存在不同程度的差異。本研究有限元模型的分析結果是基于術后即時椎體位置狀態(tài)所得到的數據，無法反映術后相當長一段時間內發(fā)生的力學傳導路徑變化，脊柱力學傳遞機制在術后呈現的動態(tài)變化過程無法通過單次靜態(tài)有限元分析得到準確反映。從這個意義上講，基于個體化動態(tài)過程的有限元分析方法有望成為更加可靠的預測分析手段[24]。

3.3.2 不同增強方式對L1骨折椎體應力峰值的影響 對于骨折椎體的應力變化，本研究結果顯示，L1責任椎體在不同增強方式下呈現出顯著的應力峰值改變，組間最大差異達到80.85%，這一結果和以往文獻報道的結論基本一致[15,17]。無論增強部位和增強范圍如何變化，骨水泥的彈性模量均顯著高于人體松質骨[1,14]，在共同承擔軸向壓縮載荷的基礎上，骨水泥將承載更多的力學載荷，從而分攤了鄰近結構的應力，最終表現為另一種形式的應力遮擋效應[25]。本研究中的最低應力峰值出現在全椎體增強組，基本符合生物力學基本規(guī)律，這意味著對于骨折椎體，傷椎術后發(fā)生再骨折的風險要顯著低于相鄰椎體，而這一結果也與劉健等[26]的研究一致。此外，不同的椎體增強方式對骨折椎體應力峰值降低的幅度也有所不同。其中，全椎體增強對L1椎體應力峰值的降低作用最大，而前中柱增強方式的應力峰值下降幅度次之，前柱和前中柱兩種方式相比非增強組也有一定程度的下降。臨床上由于球囊擴展范圍有限，PKP可增強的范圍無法達到PVP強化程度，但正因如此，也有效避免了骨水泥向椎管滲漏的風險。本研究結果提示臨床上應用PKP定向選擇椎體中前部進行強化，有利于降低骨折椎體的應力峰值，保證手術安全。

本研究存在一定的局限性。首先，對所建立的有限元模型進行了適當的簡化，如椎間盤簡化為各向同性、均質的理想線彈性材料。由于模型所采用的載荷幅值為生理性載荷，國內外相關研究已證實該載荷幅值下脊柱相關結構均表現為線彈性的特點，因此，適當的材料特性簡化已被國內外學者廣泛認同和接受[2,27]。其次，模型采用的不同部位增強方式是以椎體前后徑為參考進行理想化劃分的，臨床上PKP手術操作尚難以達到在數字模型上模擬的精準強化效果；本研究的5種強化方式也僅僅是PKP術中椎體強化方式的代表，更多的是作為指導PKP手術實施的理論依據之一。而未來基于個體化有限元分析方法和精準外科導航技術的結合，將為臨床上椎體壓縮性骨折的個體化治療提供更為理想的方案。

總之，PKP術后短期內并不會引起相鄰椎體和椎間盤結構應力峰值的顯著變化；而增強的目標椎體在應力峰值上將出現顯著的應力下降，應力下降的幅度與增強的部位和范圍密切相關。提示臨床上在保證PKP術中椎體高度恢復的前提下，定向選擇椎體前中柱進行強化是一種安全有效的方式。

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（本文編輯：白朝暉）

第八期數字骨科技術（CAD-RP）應用學習班暨第四屆廣總創(chuàng)傷骨科高峰論壇通知

為促進數字骨科技術——計算機輔助設計-快速成型（computer assisted design-rapid prototyping，CAD-RP）技術的發(fā)展與普及，提高骨科醫(yī)師的數字骨科理論知識和實際操作水平，提升創(chuàng)傷骨科年輕醫(yī)師處理復雜創(chuàng)傷的理論與實踐能力，廣州軍區(qū)廣州總醫(yī)院骨科醫(yī)院定于2017年7月7至8日舉辦第八期數字骨科技術（CAD-RP）應用學習班暨第四屆廣總創(chuàng)傷骨科高峰論壇。本次學習班由廣州軍區(qū)廣州總醫(yī)院骨科醫(yī)院章瑩及丁煥文教授主持，為國家級、全軍級和廣東省級繼續(xù)教育項目（8學分），歡迎各位骨科同仁參加。

學習班將由尹慶水、余斌、王鋼、黃楓、張元智、唐三元、李彬、陳斌、趙小文、葉哲偉、孫鴻濤、吳增暉、黃華揚、章瑩、丁煥文等國內數字骨科及創(chuàng)傷骨科領域權威專家教授理論課程，同時有興趣的學員還可安排術前計算機模擬演示、快速成型機工作流程及各類快速成型標本展示等內容（需報名時預約）。

學習班報名地點：廣州軍區(qū)廣州總醫(yī)院骨科醫(yī)院編輯部

授課地點：廣州軍區(qū)廣州總醫(yī)院六號樓（招待所）四樓第二教室

日程安排：7月7日14:30～17:30報到

7月8 日 理論授課

費用：免注冊費，住宿可統一安排（需提前預定），食宿費用自理。

報名Email：gzzyy_gk@126.com（郵件主題請標注“學習班報名”）

聯系人：麥小紅（020-36655321），李恒銳（020-88654551）

通信地址：510010廣州市流花路111號廣州軍區(qū)廣州總醫(yī)院骨科醫(yī)院

報名截止時間：2017年7月1日（限額50人，額滿即止）

Effects of various augmentation methods during PKP on the biomechanics of adjacent vertebral structures via finite element analysis

TANG Yongtao*,WEI Siqi,WU Changjun,OUYANG Hanbin,LIU Gang.
*Department of OrthopaedicsⅠ, People's Hospital of Guangming New Strict of Shenzhen City,Shenzhen,Guangdong 518106,China

OUYANG Hanbin,E-mail:robin85@163.com

Objective To investigate the effects of various augmentation methods during percutaneous kyphoplasty(PKP)on the biomechanics of adjacent vertebral structures.Methods A group of a volunteer's CT scan data was obtained for 3D reconstruction of spine,ranging from T12 to L2 vertebrae.A total of five models including three vertebrae and two intervertebral discs were established.Material properties assignment of all above structures,axial compressive load during mid-stance,and boundary conditions were set according toprevious studies.With regard to the L1 vertebrae,various augmentation methods during PKP,including non-augmentation,anterior column,anterior-middle column,middle column,and full vertebral augmentation, were simulated.Comparisons for the magnitude and distribution of peak von Mises stress among five groups were conducted.Results The maximal deviations of peak stress on the adjacent vertebra among five groups were all under 5%;A significant greater decrease up to 80.85%in peak stress was exhibited in the augmented L1 vertebra comparing to those non-augmented adjacent vertebrae;The maximal deviations of peak stress for the intervertebral discs of T12-L1 among the five groups were 5.9%,and 2.1%for L1-L2 respectively.Conclusions In the early stage after PKP,no significant change of peak stress was observed in the adjacent vertebral structures under the static vertical load.However,a significant decrease of peak stress was found in the augmented vertebra,and the decrease magnitude showed a significant correlation to both location and volume of the augmentation.

Thoracic vertebrae;Lumbar vertebrae;Intervertebral disk;Spine fractures;Osteoporosis; Vertebroplasty;Bone cements;Biomechanics;Finite element analysis;Stress,mechanical

R687.42，R683.2，R356.1

：A

：1674-666X(2017)03-167-08

2017-02-28；

2017-04-10）

10.3969/j.issn.1674-666X.2017.03.006

深圳市衛(wèi)生計生系統科研項目（201402143）

518106廣東，深圳市光明新區(qū)人民醫(yī)院骨一科（唐勇濤，魏思奇，吳長軍，劉崗）；510515廣州，南方醫(yī)科大學基礎醫(yī)學院人體解剖學教研室（歐陽漢斌）

歐陽漢斌，E-mail：robin85@163.com