鎖定鋼板復合個性化同種異體骨治療脛骨近端骨巨細胞瘤術后骨缺損有限元分析

沈健堅，劉姮瑩，丁煥文，張志成，姜志強，李 穎

骨巨細胞瘤（giant cell tumor of bone，GCT）屬于交界性骨腫瘤，發(fā)病率占所有原發(fā)性骨腫瘤的5%～20%[1-3]，脛骨近端和股骨遠端較為常見，約占全身GCT的60%～70%[4]。對于脛骨近端GCT，主要的手術方式包括腫瘤刮除術、腫瘤切除術和截肢術，而腫瘤切除后的重建方式主要有自體骨/異體骨/骨水泥+內固定、腫瘤型假體/異體骨復合腫瘤型假體重建等[5]。目前對于脛骨近端GCT整塊切除術后重建的生物力學，相關研究較為匱乏。本文對鎖定鋼板復合個性化同種異體骨重建脛骨近端GCT術后骨缺損進行生物力學有限元分析，旨在為臨床治療提供力學參考數(shù)據(jù)。

1 資料與方法

1.1 建立雙下肢骨關節(jié)和腫瘤病灶區(qū)域三維解剖模型

選擇1例脛骨近端GCT患者（男，42歲，175 cm/70 kg），采用64排雙源螺旋CT（SIEMENS公司，德國）進行雙下肢骨骼薄層掃描，層厚0.75 mm，獲取雙下肢骨關節(jié)的二維圖像數(shù)據(jù)，以DICOM格式輸出保存。采用1.5T MRI掃描儀（SIEMENS公司，德國）對腫瘤病灶區(qū)域進行薄層掃描，層厚1 mm，選擇T2脂肪抑制序列圖像并以BMP格式輸出保存。分別將骨關節(jié)和腫瘤病灶數(shù)據(jù)導入Mimics軟件（Materialise公司，比利時），通過閾值分割、區(qū)域增加、面罩編輯、三維重建等操作，建立雙下肢骨關節(jié)和腫瘤病灶三維解剖模型（圖1，2）。

圖1 雙下肢骨關節(jié)三維解剖模型 圖2腫瘤病灶三維解剖模型

1.2 腫瘤病灶的測量和切除范圍的確定

將雙下肢骨關節(jié)和腫瘤病灶的三維模型以STL文件導入Imageware軟件（EDS公司，美國），通過點云對齊工具將腫瘤病灶與下肢骨關節(jié)三維模型進行圖像融合。計算機輔助分析腫瘤的區(qū)域形狀和浸潤范圍，根據(jù)惡性骨腫瘤的外科切除原則來確定腫瘤的近端和遠端切除范圍。

1.3 計算機輔助設計個性化骨修復體和內固定物

根據(jù)Imageware軟件中腫瘤病灶切除范圍的參數(shù)結果，設計腫瘤病灶近端和遠端截骨平面，近端設計為由3個截骨面組成的梯形截骨面，遠端設計為與脛骨干垂直的截骨平面（圖3）。通過鏡像工具建立脛骨鏡像體，通過點云對齊，擬合腫瘤病灶切除范圍及鏡像體的輪廓線，建立個性化骨修復體的輪廓線。通過曲面構建工具，擬合個性化骨修復體的曲面，將脛骨近端、遠端和個性化骨修復體曲面以iges格式保存。

將脛骨近端、遠端和個性化骨修復體曲面導入UG NX軟件（SIEMENS公司，德國），通過鏈接面、縫合曲面工具，生成三維實體模型。導入腫瘤病灶近端和遠端截骨平面，通過修剪體工具將個性化骨修復體修剪成與腫瘤病灶切除范圍完全匹配的模型結構，同樣根據(jù)腫瘤遠端截骨平面修剪脛骨遠端三維實體模型。通過鏈接面、縫合曲面工具形成封閉的實體，將個性化骨修復體近端切除部分與脛骨近端進行布爾邏輯求和，生成脛骨近端三維實體模型。

選擇16孔Golf鎖定加壓鋼板（天津威曼公司），激光抄數(shù)獲取點數(shù)據(jù)，將其導入UG NX軟件，進一步擬合成曲線和曲面，形成三維實體模型，以STL文件導出保存。其中螺釘三維模型設計為直徑3.5 mm的圓柱體。

圖3 腫瘤病灶近端、遠端截骨平面的設計

圖4 鎖定鋼板復合個性化同種異體骨的三維模型

1.4 建立鋼板固定修復腫瘤切除后骨缺損三維實體模型

將脛骨近端、脛骨遠端、腓骨、個性化骨修復體、鋼板和螺釘三維實體模型以STL格式導入Mimics軟件，在CMF/Simulation模塊中利用Reposition工具的平移、旋轉功能，按照骨腫瘤切除術后重建骨缺損的方法、進行模型裝配，建立鋼板固定修復腫瘤切除后骨缺損三維模型（圖4）。以STL文件保存并導入Geomagic Studio（Geomagic公司，美國）逆向工程軟件，通過開流型、松弛、平滑、祛除特征等工具進行光滑處理，后借助探測輪廓線、編輯輪廓線、升級/約束、構建曲面片、松弛曲面片、編輯曲面片、構造柵格等工具構造曲面片，最后通過擬合曲面工具形成封閉的三維實體模型，以iges格式保存。

1.5 鋼板固定修復腫瘤切除后骨缺損的有限元仿真分析

將建立的三維實體模型數(shù)據(jù)導入ANSYS WORKBENCH 2.0軟件（ANSYS公司，美國）的DM模塊中，其中布爾邏輯運算設置為Add Frozen，生成鎖定鋼板固定修復脛骨近端骨缺損的有限元模型。

參考灰度值賦值法構建的脛骨材料屬性數(shù)值[6]，添加脛骨近端和個性化同種異體骨的材料屬性為彈性模量8 GPa、泊松比0.3，脛骨遠端和腓骨的材料屬性為彈性模量11 GPa、泊松比0.3；鎖定加壓鋼板和螺釘為Ti-6AL-4v，其材料屬性為彈性模量110 GPa、泊松比0.3[7]。模擬軸向加壓時鎖定鋼板和螺釘?shù)慕佑|皆定義為Bonded焊接，脛骨近端與個性化骨修復體、個性化骨修復體與脛骨遠端、脛腓骨接觸定義為No seperation；網(wǎng)格劃分選擇Sizing劃分方法，脛骨近端、骨缺損修復體、脛骨遠端和腓骨網(wǎng)格大小為3 mm，鋼板和螺釘為1 mm，生成554 781個節(jié)點、353 208個四面體的網(wǎng)格單元（圖5）。如圖6所示，邊界條件約束為脛骨下關節(jié)面和腓骨外踝，且X、Y、Z6個方向的自由度均定義為0。根據(jù)步行時脛骨近端承受3倍體重的軸向載荷[8]，且內外側平臺載荷分配比例為60%：40%[9]，計算F=70 kg× 9.8 N/kg× 3=2 058 N，插入載荷類型為Force，脛骨內外側平臺為受力點，分別施加在內側平臺1 235 N、外側平臺823 N，方向定義為垂直向下。插入求解的選項為等效應力、整體位移和方向位移，進行仿真力學分析。

2 結果

在模擬3倍體重的軸向載荷作用力下，脛骨骨骼的等效應力集中分布在脛骨中下段1/3前內側，鎖定鋼板的等效應力集中分布在與骨缺損區(qū)域相對應的鎖定鋼板中段，鋼板前后緣應力分布均勻、應力大小在11.527～23.055 Mpa，最大應力發(fā)生在鋼板近端第5枚螺釘與釘孔接觸處（25.936 MPa，圖7）。

如圖8，9所示，在軸向位移分布上，脛骨近端內側平臺、個性化同種異體骨近端在Z軸上最大位移分別是0.293、0.272 mm。在側方位移分布上，脛骨近端在X、Y軸上最大方向位移分別為0.718、0.571 mm，脛骨近端整體向內側、前方移位；個性化同種異體骨近端和遠端在X、Y軸上的最大方向位移分別為0.668、0.572 mm和0.095、0.370 mm，均存在向內側、前方移位。

圖5 有限元網(wǎng)格模型

圖6 邊界和載荷的設定

圖7 模擬軸向加壓試驗的應力分布云圖

圖8 脛骨近端各方向位移分布云圖

3 討論

目前普遍認為，對于CampanacciⅠ、Ⅱ級以及軟組織腫塊可以切除的Ⅲ級GCT，囊內擴大刮除術仍然是標準的治療方式，但術后復發(fā)率高達10%～40%[5]；腫瘤整塊切除術雖然可以大大降低術后局部復發(fā)率，但存在術后假體相關并發(fā)癥發(fā)生率較高、肢體功能不佳等問題[10]。多中心回顧性研究表明，擴大刮除+結構性植骨/骨水泥+內固定的術后患者功能優(yōu)于大塊切除+假體重建[11]。如何在整塊切除腫瘤病灶的同時能夠實施結構性植骨+內固定，以期達成更低的腫瘤復發(fā)率和更好的肢體功能，是本研究的目標之一。

圖9 個性化骨修復體各方向位移分布云圖

我們通過計算機輔助設計方法建立三維解剖模型和實體模型，精確測量和分析腫瘤范圍，實現(xiàn)腫瘤整塊切除及個性化同種異體骨+鎖定鋼板重建骨缺損。然而，這種重建方式的生物力學性能如何，目前仍缺乏相關報道。李繼鋒等[12]對成人脛骨近端不同長度的骨缺損尸體標本進行體外力學測試，結果提示，脛骨近端內側骨皮質缺損≥15 mm或外側骨皮質缺損≥20 mm時生物力學性能將顯著降低。但這一測試方法并不能充分反映上述重建方式的力學情況。

隨著數(shù)字醫(yī)學和工程力學的快速發(fā)展，有限元法目前被廣泛應用于骨科生物力學研究，特別是在人工關節(jié)假體重建腫瘤型骨缺損方面，能夠準確預測腫瘤假體的應力分布和穩(wěn)定性，為指導假體設計和優(yōu)化內固定方式提供生物力學依據(jù)[13-14]。莫富灝等[15]利用有限元分析正常站立狀態(tài)下腫瘤型鉸鏈式膝關節(jié)置換術后股骨-假體-脛骨復合體的應力分布，結果顯示應力明顯集中分布在股骨前1/3區(qū)域，與術后遠期出現(xiàn)的股骨皮質穿破位置一致。馬立敏等[16]建立骨水泥+鎖定鋼板修復股骨遠端不同長度缺損的三維有限元模型，結果發(fā)現(xiàn)，隨著骨缺損長度的增加，應力分布無明顯改變，但骨水泥位移明顯增加，提示發(fā)生螺釘松動或斷裂的風險加大?？梢娡ㄟ^有限元分析，能夠準確分析腫瘤型骨缺損重建術后假體、內固定物應力集中的位置，有助于預測可能出現(xiàn)的并發(fā)癥。

本研究基于脛腓骨及腫瘤病灶的圖像數(shù)據(jù)建立三維解剖模型，精準模擬腫瘤整塊切除術、個性化同種異體骨+鎖定鋼板修復骨缺損過程，最后建立的有限元模型能夠客觀真實地反映重建術后脛骨近端骨缺損的解剖結構屬性。

進一步對有限元模型進行生物力學分析，結果顯示，在模擬正常人體單足行走、脛骨平臺承受峰值接近3倍體重的軸向載荷下，等效應力主要集中分布在與骨缺損區(qū)域相對應的鎖定鋼板，這是由于脛骨和鋼板的彈性模量不一，彈性模量大的物體會承受更多的應力，產(chǎn)生應力遮擋效應[17]。而最大應力發(fā)生在鋼板近端第5枚螺釘與釘孔接觸處，提示此處可能是最早發(fā)生螺釘斷裂的部位。理想的內固定物其等效應力分布應均勻且應力值較小，本研究中鋼板前后緣應力分布均勻、應力大小在11.527～23.055 Mpa，遠低于鎖定鋼板的屈服強度（894～1 034 Mpa）[18]，提示其可提供足夠的力學穩(wěn)定性。

Bottlang等[19]研究證實骨折斷端軸向微動在0.2～1 mm的范圍內，可促進骨折愈合。本研究方向位移分析結果顯示，脛骨近端內側平臺在軸向壓縮方向（Z軸）的最大位移為0.293 mm，個性化同種異體骨近端最大位移為0.272 mm，具有促進斷端骨愈合的作用。脛骨近端和個性化同種異體骨近端在X軸上最大方向位移分別為0.718、0.668 mm，個性化同種異體骨遠端在Y軸上最大方向位移分別為0.370mm，證實其存在不同方向的側方移動剪切力，而有限范圍內的側方剪切力位移可促進早期骨痂形成[20]。總之，基于上述有限元模型分析結果，可以推測在人體正常行走過程中，鎖定鋼板復合個性化同種異體骨重建術后骨缺損，可以為截骨平面提供有效的軸向壓縮和側方剪切力的刺激，利于截骨斷端的骨愈合。

然而，由于骨缺損范圍較大，相對應的鋼板整體承受較大的應力，同種異體骨遠期愈合過程中可能會出現(xiàn)骨吸收、骨不愈合而導致內固定失敗。因此，我們在徹底切除腫瘤病灶的基礎上，應減少對正常骨質的切除，降低內固定應力集中的范圍；至于鋼板長度上的選擇，應盡可能超過骨缺損遠端5～6枚螺孔，以分散應力，避免術后發(fā)生鋼板和螺釘?shù)乃蓜訑嗔选?/p>

本研究的不足之處在于：①本研究在建模上采用簡化模型法，忽略了肌肉、韌帶組織建模以及在施載條件下肌肉和韌帶組織的力量分布情況。②未進行模型的疲勞分析和循環(huán)分析，對其可能發(fā)生的鋼板和螺釘松動、斷裂預測不足。今后將通過X線片隨訪觀察來驗證螺釘、鋼板的受力情況，同時對鎖定鋼板復合同種異體骨重建脛骨近端巨大骨缺損的尸體標本模型，進行體外力學測試，探討內固定失敗與研究結果的相關性，從而為脛骨近端GCT術后骨缺損重建提供生物力學指導依據(jù)。