結(jié)構(gòu)差異對(duì)記憶合金可擴(kuò)張椎體支架生物力學(xué)的影響*

劉小勇 張文 楊惠林 唐天駟 羅宗平

脊柱骨折多由外傷、骨質(zhì)疏松、腫瘤、感染等多種原因所致。一般認(rèn)為，脊柱外傷骨折的發(fā)生率占全身骨折的5%～6%。我國(guó)是一個(gè)人口大國(guó)，隨著人口老齡化，骨質(zhì)疏松癥也成為一個(gè)常見病，椎體脆性骨折正成為家庭與社會(huì)的負(fù)擔(dān)。

椎體壓縮骨折治療歷經(jīng)非手術(shù)治療與手術(shù)治療的發(fā)展過程。非手術(shù)治療骨折后需忍受疼痛煎熬，后期多有骨折椎體畸形。手術(shù)內(nèi)固定需承受手術(shù)創(chuàng)傷，后路椎弓根螺釘技術(shù)多需二次手術(shù)取出內(nèi)固定；前路手術(shù)雖能重建脊柱序列和恢復(fù)脊柱高度，但手術(shù)創(chuàng)傷大、風(fēng)險(xiǎn)和費(fèi)用高，且技術(shù)不易普及。老年患者多伴有骨質(zhì)疏松，椎弓根螺釘難以可靠固定。20 世紀(jì)80年代開始的經(jīng)皮椎體成形術(shù)（percutaneous vertebroplasty，PVP）[1]到90年代后期球囊的經(jīng)皮椎體后凸成形術(shù)（percutaneous kyphoplasty，PKP）[2-3]，通過灌注骨水泥的強(qiáng)化骨折椎體，臨床上獲得良好的止痛效果，得以廣泛推廣[4-7]，各種雜合技術(shù)也為臨床探索[8-9]。而PVP與PKP中應(yīng)用的骨水泥本身不可吸收且剛度大，中斷了原有的脊柱生物力學(xué)，限制了其在青壯年群體骨折的應(yīng)用。

筆者運(yùn)用鎳鈦溫度記憶合金的溫度記憶功能，設(shè)計(jì)了可擴(kuò)張椎體支架（expandable vertrbral stent，EVS），中國(guó)發(fā)明專利號(hào)：ZL 2006 1 0024715.6，擬通過一植入骨折椎體內(nèi)的支架，擴(kuò)張支撐與穩(wěn)定骨折椎體，較非手術(shù)治療椎體骨折畸形愈合有支架維持骨折椎體高度和穩(wěn)定骨折椎體的作用，并在擴(kuò)張的空腔內(nèi)選擇填充材料，最終期望骨折壓縮椎體在相對(duì)完好的形態(tài)中獲得骨性愈合。

本文針對(duì)早期板材研制的支架[10-12]改進(jìn)工藝獲得管型材料研制的EVS，做定型前評(píng)估，將實(shí)驗(yàn)結(jié)果報(bào)告如下。

1 材料與方法

1.1 材料與設(shè)備

記憶合金管以醫(yī)療器械和外科植入物用鍛造鎳鈦形狀記憶合金標(biāo)準(zhǔn)（美國(guó)），標(biāo)準(zhǔn)號(hào)：ASTM F2063—2018。記憶合金鎳含量質(zhì)量比為54.5%～57.0%支架的研制：通過高能量激光切割，以外徑4.5 mm，管壁厚1.0 mm的記憶合金管等分為6瓣葉，通過特殊的工藝成型與表層處理獲得。

支架的尾端銜接結(jié)構(gòu)（見圖1、圖2）：①“十字槽”結(jié)構(gòu)，槽深度1 mm，共5枚支架；②內(nèi)螺紋結(jié)構(gòu)，螺紋深2 mm，共4枚支架。

圖1 支架兩種尾端銜接結(jié)構(gòu)：A.圖中左為內(nèi)螺紋結(jié)構(gòu)，右為“十字槽”結(jié)構(gòu)；B.單瓣支撐與雙瓣的高度比較，“十字槽”的凹槽與瓣葉對(duì)應(yīng)關(guān)系：a對(duì)應(yīng)瓣葉，b對(duì)應(yīng)瓣葉間

圖2 A.支架“十字槽”銜接；B.螺紋銜接

生物力學(xué)測(cè)試儀為衡翼儀器，由蘇州大學(xué)骨科研究所提供。

1.2 實(shí)驗(yàn)方法

考慮到支架研制工藝與不同個(gè)體椎體高度差，以及支架在植入椎體后出現(xiàn)的瓣葉角度旋轉(zhuǎn)以及應(yīng)用需求，如個(gè)體或者椎體部位導(dǎo)致椎體高度不一致，筆者對(duì)支架測(cè)試采用兩種方式：?jiǎn)伟曛危ㄒ妶D3）與雙瓣支撐（見圖4），以觀察支架的生物力學(xué)曲線差異。

圖3 單瓣支撐支架高度與生物力學(xué)強(qiáng)度測(cè)試（文中簡(jiǎn)稱單瓣）：A.支架的單瓣高度；B.支架單瓣的測(cè)試狀態(tài)，即單瓣抵住感應(yīng)器

圖4 雙瓣支撐支架高度與生物力學(xué)強(qiáng)度測(cè)試（文中簡(jiǎn)稱雙瓣）：A.支架的雙瓣高度；B.支架雙瓣的測(cè)試狀態(tài)，即雙瓣抵住感應(yīng)器

這兩種植入方式瓣葉產(chǎn)生的高度差可在實(shí)際應(yīng)用中根據(jù)術(shù)前椎體影像資料決定，同時(shí)減少客觀上椎體大小、高度的差異需要多種規(guī)格支架帶來生產(chǎn)工藝的問題，即以盡可能少的研制生產(chǎn)工藝成本，獲得最廣泛的實(shí)際應(yīng)用。

根據(jù)橢圓的相關(guān)數(shù)學(xué)公式，支架的高度設(shè)計(jì)[12]：參照胸腰椎椎體高度，將所設(shè)計(jì)的鏤空支架的中軸截面高度（a）與長(zhǎng)度（b）比，取a/b=0.75，根據(jù)公式（1）計(jì)算支架高度。由此支架瓣葉的設(shè)計(jì)高度為16 ～18 mm（1 ～2 mm椎體不全復(fù)位），誤差為±0.5 mm。本設(shè)計(jì)的支架管型時(shí)長(zhǎng)度29 mm，頂端2 mm，尾端3 mm，中間瓣長(zhǎng)24 mm，可確保支架植入椎體內(nèi)初始長(zhǎng)度的安全要求。

支架高度（單瓣或雙瓣）=椎體原高度-[2×終板高度+x]（1）

注：①椎體原高度也可以骨折椎體上下鄰椎高度的均值作為參考；②終板高度區(qū)間為2.5 ～3.5mm，2.5 mm 代表老年終板高度，3.5 mm 代表青壯年終板高度；③x一般為1 ～2 mm，為椎體不完全復(fù)位所致。

測(cè)試參數(shù)：加載感應(yīng)器感應(yīng)范圍10 000 N；壓縮位移設(shè)定為5 mm，位移加載速度為5 mm/min。

測(cè)試時(shí)，為了保持支架在測(cè)力底盤上的平衡，予以小紙片橫穿支架，保持平衡，不影響測(cè)力結(jié)果。將測(cè)試儀微調(diào)到瓣葉接觸，電腦感應(yīng)器開始有力學(xué)數(shù)據(jù)讀數(shù)時(shí)（不超過0.1 N），予以清零開始測(cè)試，參數(shù)設(shè)定如前。支架逐個(gè)完成測(cè)試。

本設(shè)計(jì)支架的全套輔助工具與T12椎體標(biāo)本的實(shí)物對(duì)照（見圖5）。

圖5 EVS全套工具與T12人體脊柱標(biāo)本的正側(cè)位對(duì)比

1.3 統(tǒng)計(jì)學(xué)方法

采用Origin Pro 8.5 統(tǒng)計(jì)學(xué)軟件進(jìn)行統(tǒng)計(jì)學(xué)分析。采用假設(shè)檢驗(yàn)配對(duì)樣本t檢驗(yàn)，P＜0.05為差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。

2 結(jié)果

所研制的9 枚支架均完成了壓力測(cè)試，均無斷裂，測(cè)試結(jié)束后瓣葉均復(fù)形良好。

本次支架的瓣葉為單彎設(shè)計(jì)（相對(duì)于理想狀態(tài)的橢球形結(jié)構(gòu)而言，橢球形結(jié)構(gòu)末段力學(xué)較小[11]），支架的壓力－位移曲線總體為一“廠”字形的拱形曲線（見圖6-9）。

2.1 內(nèi)螺紋支架的壓力－位移測(cè)試

內(nèi)螺紋支架的測(cè)試結(jié)果顯示，無論是單瓣與雙瓣支撐狀態(tài)，不同支架測(cè)試的力學(xué)曲線重疊度良好，支架的工藝滿意，精密度符合設(shè)計(jì)預(yù)期。在壓縮位移的初始1.6 mm，單瓣與雙瓣的力學(xué)曲線均隨壓縮位移迅速上升，在1.6 mm時(shí)均達(dá)75 N 左右（見圖6、圖7）。內(nèi)螺紋5 mm 壓力－位移終末測(cè)試值見表1。

圖6 內(nèi)螺紋單瓣5 mm壓力—位移測(cè)試曲線

圖7 內(nèi)螺紋雙瓣5 mm壓力－位移測(cè)試曲線

表1 內(nèi)螺紋5 mm壓力－位移測(cè)試結(jié)果（N）

2.2 “十字槽”支架的壓力－位移測(cè)試

“十字槽”支架測(cè)試結(jié)果顯示，壓縮從初始位移至1.6 mm處，單瓣支架的力學(xué)強(qiáng)度曲線略顯離散，這一力量在45 ～70 N之間，推測(cè)“十字槽”的凹槽結(jié)構(gòu)與瓣葉對(duì)應(yīng)位置不同的影響（見圖1B箭頭所示）；而雙瓣?duì)顟B(tài)支架的測(cè)試曲線又呈現(xiàn)較好的重疊性，在1.6 mm壓縮位移時(shí)力學(xué)強(qiáng)度達(dá)65 ～70 N 之間，推測(cè)尾端凹槽結(jié)構(gòu)對(duì)支架尾端閉環(huán)合力產(chǎn)生了影響?！笆植邸敝Ъ艿膲毫Α灰茰y(cè)試曲線見圖8、圖9，其終末測(cè)試值見表2。

圖8 “十字槽”單瓣5 mm壓力—位移測(cè)試曲線

圖9 “十字槽”雙瓣5 mm壓力—位移測(cè)試曲線

表2 “十字槽”5 mm壓力－位移測(cè)試結(jié)果（N）

2.3 內(nèi)螺紋與“十字槽”支架的應(yīng)力比較分析

比較內(nèi)螺紋的單瓣與“十字槽”的單瓣應(yīng)力無明顯差異，推測(cè)單瓣對(duì)稱的瓣葉組成的閉環(huán)馬氏體完整，在支架初始擴(kuò)張階段應(yīng)力影響小；而雙瓣的應(yīng)力除了支架瓣葉弧形的馬氏體效應(yīng)外，還受尾端閉環(huán)對(duì)兩瓣葉夾角結(jié)構(gòu)（見圖1B箭頭所示）的影響，見表3。

單瓣支撐狀態(tài)內(nèi)螺紋與“十字槽”結(jié)構(gòu)壓縮位移5 mm處兩者比較，差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P＞0.05）；而雙瓣的力學(xué)強(qiáng)度變化明顯，差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P＜0.05），見表3。

表3 內(nèi)螺紋與“十字槽”支架5 mm應(yīng)力—位移終末結(jié)果

支架在椎體內(nèi)的實(shí)際擴(kuò)張力學(xué)變化是一個(gè)遞減過程。為了更直觀地分析，筆者以內(nèi)螺紋單瓣壓力—位移曲線為例，重新編輯為直觀圖形（見圖10）。

圖10 內(nèi)螺紋單瓣擴(kuò)張應(yīng)力—位移曲線

3 討論

研究者們一直在探尋更好的可獲得骨性愈合的新的微創(chuàng)治療方法[9]，目前發(fā)展到PVP與PKP的骨水泥灌注技術(shù)，期望替代骨水泥的可吸收材料技術(shù)，成為目前探索的焦點(diǎn)。筆者設(shè)計(jì)的記憶合金支架是期望椎體壓縮骨折獲得一個(gè)簡(jiǎn)化的治療，相對(duì)于不手術(shù)治療壓縮骨折椎體獲得一個(gè)相對(duì)維持椎體高度的方法：在壓縮骨折椎體內(nèi)植入一個(gè)有力學(xué)支撐的支架，空腔內(nèi)填充可吸收成骨材料，最終獲得一個(gè)骨性愈合椎體。

本設(shè)計(jì)理念上的爭(zhēng)議主要有三點(diǎn)：①支架需要怎樣的生物力學(xué)強(qiáng)度；②支架設(shè)計(jì)的植入安全性；③支架植入不用骨水泥膠固能否獲得術(shù)后止痛效果。

3.1 支架的擴(kuò)張力量與椎體內(nèi)松質(zhì)骨的切割和穩(wěn)定

支架的力量在椎體內(nèi)發(fā)揮兩個(gè)作用：①實(shí)現(xiàn)支架對(duì)椎體內(nèi)松質(zhì)骨的擴(kuò)張；②獲得對(duì)骨折脊柱的支撐。

支架椎體內(nèi)的擴(kuò)張，筆者借鑒現(xiàn)有球囊的臨床數(shù)據(jù)：通常球囊擴(kuò)張應(yīng)力為100 ～200 PSI，為0.7 ～1.5 MPa（球囊的設(shè)計(jì)耐壓400 PSI，即2.8 MPa）。臨床上球囊的這一應(yīng)力強(qiáng)度理論上是骨折椎體所需要的膠合力。結(jié)合正常人體松質(zhì)骨的強(qiáng)度4 ～30 MPa。筆者認(rèn)為，支架在椎體內(nèi)對(duì)松質(zhì)骨的擴(kuò)張應(yīng)力介于球囊的工作強(qiáng)度（1.5 MPa）與正常松質(zhì)骨強(qiáng)度（4 ～30 MPa）之間時(shí)，即可實(shí)現(xiàn)對(duì)骨折椎體的擴(kuò)張與支撐。

本次測(cè)試的壓力—位移曲線，為支架受力壓縮過程的動(dòng)態(tài)反應(yīng)。而支架在椎體內(nèi)擴(kuò)張的應(yīng)力反應(yīng)恰好相反（見圖10），支架從工作套管內(nèi)推入椎體松質(zhì)骨內(nèi)的瞬間，在體溫作用下，支架的預(yù)擴(kuò)張力最大。當(dāng)支架擴(kuò)張后，支架對(duì)松質(zhì)骨的應(yīng)力也在減小。在距支架完全擴(kuò)張的末段1.6 mm直至完全擴(kuò)張后支架的力量呈線性曲率降至0 N。而椎體內(nèi)的骨結(jié)構(gòu)越近四周骨質(zhì)越致密，骨的強(qiáng)度也越大，支架在擴(kuò)張末段對(duì)骨的應(yīng)力越小，最終在椎體壓力與支架擴(kuò)張的抗力間獲得一個(gè)微動(dòng)而又相互嵌合而穩(wěn)定結(jié)構(gòu)。

3.2 “十字槽”支架與內(nèi)螺紋支架的生物力學(xué)測(cè)試結(jié)果

支架的工藝受制于基礎(chǔ)工業(yè)的加工能力。早期研制的支架，無相關(guān)規(guī)格的記憶合金管、受制于激光切割技術(shù)、研究經(jīng)費(fèi)受限等諸多因素，僅予板材研制驗(yàn)證其功能[10]。近年來，隨著基礎(chǔ)工業(yè)的進(jìn)步和獲得激光切割的成功，管型支架才得以試制成功。

作為一款植入器械，所有的操作過程都必須安全。邏輯上“十字槽”支架尾端沒有降低尾管的厚度，其生物力學(xué)強(qiáng)度會(huì)更優(yōu)；但在植入椎體內(nèi)可能因?yàn)橹踩胱刁w支架尾端與推管脫扣，無法完成可吸收骨材料的填充。而內(nèi)螺紋支架則可能因?yàn)閮?nèi)壁螺紋工藝變薄，影響支架的整體力學(xué)強(qiáng)度，而且在加工精度上要求高，出現(xiàn)加工偏差可能導(dǎo)致螺紋銑刀將管壁割破或偏斜（螺紋深度0.25 ～0.3 mm，推注管壁厚0.5 mm，管外徑4.0 mm；支架外徑4.5 mm，壁厚1.0 mm）。但理論上螺紋銜接后植入操作安全性能更穩(wěn)定。本次初制的支架頂端2 mm，尾端3 mm，壁厚1.0 mm（拋光后0.90 ～0.95 mm），尾端如果過長(zhǎng)帶來累贅感。關(guān)鍵的困擾問題依舊是工藝，兩種銜接設(shè)計(jì)的操作性能與生物力學(xué)強(qiáng)度均不能完全確定，因此測(cè)試其相關(guān)數(shù)據(jù)便于掌握結(jié)構(gòu)細(xì)微變化帶來的支架穩(wěn)定性的變化。

本次實(shí)驗(yàn)證實(shí)，末段1.6 mm 的觀測(cè)點(diǎn)，“十字槽”單瓣支架應(yīng)力測(cè)試結(jié)果顯示曲線有所散亂（見圖8），而雙瓣的生物力學(xué)強(qiáng)度為65 ～70 N（見圖9），也小于內(nèi)螺紋支架的75 N（見圖6、圖7），也顯示“十字槽”結(jié)構(gòu)與設(shè)計(jì)預(yù)期相反，推測(cè)“十字槽”客觀上影響了支架尾端閉環(huán)的穩(wěn)定性（因本次支架尾端長(zhǎng)度總共3 mm，凹槽深度1.5 mm），導(dǎo)致生物力學(xué)強(qiáng)度的不穩(wěn)定與降低。而內(nèi)螺紋組（尾端長(zhǎng)3 mm，螺紋深度2 mm）均呈穩(wěn)定的線性曲率變化（1.6 mm 位移均為75 N，與“十字槽”結(jié)構(gòu)實(shí)驗(yàn)前預(yù)期相反），具有較好的“末段應(yīng)力”。實(shí)驗(yàn)證明，內(nèi)螺紋結(jié)構(gòu)具有穩(wěn)定的生物力學(xué)強(qiáng)度和更安全的操作性能。這一結(jié)構(gòu)上的觀察為進(jìn)一步的支架尾端設(shè)計(jì)提供了指導(dǎo)性方向（尾端取內(nèi)螺紋結(jié)構(gòu)，適當(dāng)延長(zhǎng)至4 mm）。

相比球囊的液壓工作原理，球囊需要在最強(qiáng)的壓力擴(kuò)張狀態(tài)下才能達(dá)到對(duì)骨的擴(kuò)張，與支架末段壓應(yīng)力隨著支架進(jìn)一步擴(kuò)張迅速減小不同（末段1.6 mm 內(nèi)），球囊末段的壓應(yīng)力最大（OsseoFix 支架[15-18]因手動(dòng)擴(kuò)張，支架末段對(duì)骨的壓應(yīng)力也最大，而且其文獻(xiàn)報(bào)道也需要填充PMMA）。本設(shè)計(jì)支架植入后不能擴(kuò)張或僅部分?jǐn)U張，說明骨的強(qiáng)度良好，此時(shí)支架在椎體內(nèi)起到“鍥子”的穩(wěn)定骨折的作用。椎體內(nèi)擴(kuò)張后的支架與干性可吸收填充材料（見圖2B）結(jié)合應(yīng)用，達(dá)到了最大化的操作安全性與最佳的成骨預(yù)期。

3.3 支架的規(guī)格與單瓣或雙瓣的支撐應(yīng)用

支架大小規(guī)格如何適應(yīng)不同椎體幾何尺寸的問題，主要涉及支架的研制生產(chǎn)過程工藝如何簡(jiǎn)化。椎體骨折主要集中在胸腰段T11-L2這4節(jié)胸腰椎移行部位，其幾何形態(tài)有相對(duì)的相似性。針對(duì)不同高度椎體的植入，可以采用支架瓣葉的旋轉(zhuǎn)以單瓣支撐或雙瓣支撐的方式，抵充椎體間高度差，如圖3 與圖4 所示，單瓣要高于雙瓣近1 mm。人體26 個(gè)可活動(dòng)椎體，即使每個(gè)椎體平均1 mm 高度差，可使脊柱的高度差至少達(dá)2 ～3 cm，身高差5 cm以上。而且同樣尺寸的管型材料，加工曲率不同（a/b），支架的高度也不同[12]，在加工工藝上也可以根據(jù)曲率調(diào)整支架高度。這樣，以最少的制作工藝滿足了臨床最大的應(yīng)用需求。因椎體骨折后，主要負(fù)重部位的椎體前柱壓縮重疊1 ～2 mm，也達(dá)到恢復(fù)骨折椎體高度的90%以上[12]；過撐可導(dǎo)致骨折端分離，不利于骨折椎體愈合；另一方面，椎體周緣的韌帶軟組織依然對(duì)脊柱有強(qiáng)大的牽張力，也限制了支架的過度擴(kuò)張。

3.4 支架植入與止痛

骨折手術(shù)無論椎弓根螺釘技術(shù)還是PVP與PKP的骨水泥技術(shù)，均顯示術(shù)后疼痛緩解。植入支架能否止痛，是支架設(shè)計(jì)中最有爭(zhēng)議的問題。經(jīng)典的疼痛反射弧理論并不能完全解釋所有的疼痛機(jī)理[13]，目前對(duì)疼痛機(jī)理并無統(tǒng)一的認(rèn)識(shí)[14]。

臨床上骨折后通常會(huì)感到劇烈疼痛，但閉合骨折體表感受器完好，骨折端與骨沒有痛覺感受器。骨折部位獲得制動(dòng)后，無論是器械的內(nèi)固定或者石膏夾板的外固定、或者骨水泥的膠固，骨折的疼痛隨即獲得緩解或消失。如粉碎性骨折術(shù)后，蝶形骨塊并沒有固定，但術(shù)后骨折疼痛隨即消失；膿性指頭炎的減壓；晚期癌性疼痛的持續(xù)頑固等。而傳統(tǒng)的反射弧理論似乎難以直接證明骨折后疼痛與術(shù)后即可止痛。根據(jù)這些現(xiàn)象的推理，筆者認(rèn)為疼痛是與力學(xué)相關(guān)的機(jī)制，并且空間三維受力方向不同而產(chǎn)生不同的痛感。

針對(duì)骨折固定后的止痛，筆者提出“末段正向應(yīng)力”的止痛假說，即骨折端滿足維持其所需要最小感受平衡的力即可止痛。而本設(shè)計(jì)的支架利用記憶合金良好的彈性，對(duì)椎體骨折端起到“壓縮—回彈”的應(yīng)力末段維持功能。

3.5 脊柱骨折再分類

本設(shè)計(jì)支架的期望不僅限于現(xiàn)有PVP與PKP骨水泥的老年性壓縮骨折，也期望適用于青壯年的椎體壓縮骨折。為了便于本技術(shù)的應(yīng)用與理解，筆者認(rèn)為脊柱骨折的分類可根據(jù)骨、軟組織與神經(jīng)的受損情況引入新的分類：脊柱柱性骨折與局部的椎體骨折。椎體骨與軟組織（椎體與椎體間韌帶）和神經(jīng)穩(wěn)定性（椎管骨折與神經(jīng)損傷）歸類為柱性骨折；以椎體骨折和周圍軟組織受損為主無神經(jīng)侵?jǐn)_的歸類為椎體骨折，以便更好地指導(dǎo)臨床應(yīng)用。

本設(shè)計(jì)的支架在性能和初步實(shí)驗(yàn)中獲得了良好的結(jié)果[10-11]，本次改進(jìn)的支架力學(xué)性能較早期椎體實(shí)驗(yàn)的支架力學(xué)性能有了質(zhì)的變化。本實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，內(nèi)螺紋結(jié)構(gòu)的支架具有穩(wěn)定的生物力學(xué)特性與操作的安全性，可作為支架設(shè)計(jì)的首選結(jié)構(gòu)。

（特別致謝上海市第九人民醫(yī)院戴尅戎院士在支架設(shè)計(jì)之初對(duì)記憶合金安全性的解釋?。?/p>