國立臺灣大學醫學院暨工學院醫學工程學研究所 博士論文
Institute of Biomedical Engineering
College of Medicine and College of Engineering National Taiwan University
Doctoral Dissertation
脊椎後方融合術之生物力學研究 Biomechanical Study of Posterior Lumbar Interbody Fusion
周文凱 Wen-Kai Chou
指導教授：王兆麟 教授 Advisor: Jaw-Lin Wang, Ph.D.
中華民國 104 年 1 月
January, 2015
i
ii
誌謝
漫長的博士研究生涯終告一段落，這份論文包含了許了點點滴滴的故事，感謝 許多人的協助才有機會得以完成，少了你們這份論文可能就永遠未完待續了。
感謝王兆麟教授，您提供了一個自由的研究環境並培養我獨立研究、邏輯思考 及論文撰寫的能力。您也提供了許多讓我能出國增廣見聞或辦研討會的經歷，讓我 認識了不少相關領域學者與同儕，相信於未來研究或工作都有非常大的幫助。
感謝 Andy 學長，由衷感謝您的幫忙與指導，於論文撰寫時提供了寶貴的意見，
也耐心的不斷修正我的方向，這些文章才有機會被接受，能被您指導我真的感到非 常幸運，祝您於將來的教職生涯能順利升上教授，收到很多很棒的學生。
感謝楊博與合作過的各位醫師，感謝各位不論在研究上或職場經驗上提出了 許多我尚未深入思考過的議題並給予許多不同的建議。
感謝實驗室的各位學長姐，當初一進實驗室便是由各位帶我做研究，教導我 實驗的技術及態度，在我最徬徨無助的時候給我建議與鼓勵，帶領我度過一重又一 重的難關，度過了這最艱辛的時光。
感謝實驗室的學弟妹，謝謝你們協助我實驗的進行，也常常陪我一起聊天及出 去玩，祝你們順利畢業於未來職場都有很好的表現。
感謝一直陪著我的佩瑩，感謝妳於這十幾年來一直陪在我身邊，與我分享生活 中的一切，將來就換我照顧妳了。最重要感謝我的家人，你們一直支持我的夢想，
當我最大的後盾，希望將來能成為你們的驕傲。
學生研究生涯終告一段落，這不是一個句點，只是一個轉折，我已準備好要 繼續迎向人生的下一階段挑戰！
iii
中文摘要
脊椎後方融合術是目前廣泛應用於治療脊椎變形、退化及不穩定等脊椎相關 疾病的手術方式。由於生物力學的發展、先進醫療器材的開發及民眾對於生活品質 的要求，脊椎後方融合術實施數量及整體醫療花費與年俱增。雖能有效治療病患症 狀，但其相關術後併發症常需再次手術以維持治療效果，將降低臨床成效並提高醫 療花費。本研究使用人體屍骨及豬隻試樣進行體外生物力學研究，目的為探討脊椎 後方融合術的併發症，針對常見的短期的植入物鬆脫及長期的鄰近節椎間盤提早 退化的問題進行探討，並提出未來植入物的設計方向。
本研究第一部分，探討椎弓根螺釘與周圍骨組織間隙的拉出強度關係，研究使 用疲勞負載來模擬日常生活中脊椎的受力情形，並藉由影像分析椎弓根的幾何結 構與拉出強度間的關係。研究結果顯示，當椎弓根螺釘與周圍骨組織間隙達 1mm 時其拉出強度已顯著下降，此研究成果將有助於臨床醫師判斷植入物鬆脫的狀態。
研究也發現植入 6mm 的椎弓根螺釘於人體骨質疏鬆的胸椎時，若植入的椎弓根緻 密骨於椎弓根內的比例大於 0.73 時，能降低植入物鬆脫的機率，讓醫師能在術前 規劃適合螺釘植入的椎弓根區域。
本研究第二部分，探討彈性連接桿與剛性連接桿植入系統對於脊椎椎間盤高 度及椎間核壓力的影響，以及兩種植入物的受力及對周圍骨組織的受力影響。研究 結果顯示，使用彈性連接桿植入系統相較於傳統的剛性連接桿能使脊椎的生物力 學特性更接近健康時的狀態。另外使用彈性連接桿能降低植入物本身及螺釘附近 的骨組織應力，證明使用彈性連接桿有可能降低鄰近節提早退化及降低植入物損 壞的風險，以提供臨床醫師使用不同器械時的參考方向。
iv
本研究第三部分，探討植入節的活動度變化對於其鄰近節的生物力學代償情 形。研究結果指出，隨著植入節的活動度增加，則鄰近節的活動角度及椎間核壓力 代償現象則有下降的趨勢，且於前彎動作下植入節的最大活動角度為 4.04°時，以 及在後仰動作下活動角度為 2.41°時，可以提供植入節達到穩定的情形，同時並不 會造成鄰近節過度的代償情形，因此可以避免鄰近節提早退化的發生，以提供未來 新型固定器設計的參考方向。
本論文對脊椎後方融合術的併發症進行一系列的生物力學研究，並提出可能 的解決方向。研究成果期能提供醫事人員施行脊椎後方融合術時的參考，以降低併 發症發生及再次手術的機率，使患者有更好的復原情形及生活品質，增進此手術的 長期效益。
關鍵詞：脊椎後方融合術、生物力學、植入物鬆脫、鄰近節退化。
v
Abstract
Posterior Lumbar Interbody Fusion (PLIF) is one of the most common surgical techniques employed to treat spinal deformity, degeneration and other instability related conditions. With the improved understanding of the spine biomechanics combined with the advancement of medical devices as well as the heightened expectations of the general public in pursuing better health and quality of life, the demand for PLIF is ever increasing in the modern society. Despite its well-published effectiveness in relieving clinical symptoms, the frequent development of secondary complications requiring revision surgery associated with PLIF inevitably reduces its clinical efficacy. It is therefore the primary aim of the current project to investigate the mechanisms underlying the development of secondary complications associated with PLIF through a series of in-vitro studies using both porcine and human cadaver specimens. The secondary aim of the project focused on the issues of implant failure and the development of adjacent segment disease after instrumentation and more importantly, discussed some plausible design modifications for future implant development.
The first study of the project was an in-vitro cadaveric study designed to determine the exact role of the pedicular cortical bone composition and the screw-bone gap on the screw fixation failure. The results of the study identified a significant correlation between cortical bone area ratio and the screw pullout strength. Presented results also
vi
demonstrated that the fatigue loading induced screw-bone gap of 1 mm was sufficient to cause a significant decrease in the pullout strength. However, a cortical bone area ratio of 0.73 or higher in this group was able to preserve most of the screw-bone interfacial strength and subsequently may play an important role in preventing a complete implant failure in clinical practice.
The second study in the series was an in-vitro fatigue-loading test utilizing porcine specimens to comparatively analyze the biomechanical performance of PEEK and Titanium rods construct subjected to a battery of fatigue loading testing. Based on the results, it was determined that the differences in biomechanical characteristics of PEEK and Titanium rods construct when subjected to fatigue loading. More specifically, the result is indicative of the potential benefits of the PEEK rods construct in reducing the risks of adjacent segment disease and implant failure rates.
The final study in this series investigated the effect of altered mobility of the instrumented level and its consequential impact on the biomechanical characteristics of the adjacent segment levels. The outcome of the study demonstrated that the increasing range of motion at the instrumented level is associated with decreased compensatory motion and intra-discal pressure at the adjacent segments. It was also determined that a maximum of 4.04° into flexion and 2.41° into extension achieved maximum stability of the instrumented level coupled with minimal biomechanical compensatory at the adjacent
vii
levels. Such finding is of significant clinical value as it provides a guideline for the future design and development of more advanced spinal implants.
Overall, the series of studies comprised in the current project investigated the possible mechanisms associated with the development of secondary complications post PLIF surgery and proposed plausible solutions to overcome each of the shortcomings by identifying more appropriate medical material or through modification of device design.
The outcomes of the project provided valuable knowledge base and guidelines for clinicians performing PLIF and it is hoped that the presented information will ultimately assist in the reduction of secondary complications and revision surgery associated with PLIF and subsequently improve the long-term quality of life for the patients.
Keywords: Posterior lumbar interbody fusion; Biomechanics; Implant failure; Adjacent
segment disease.
viii
目錄
口試委員審定書 ... i
誌謝 ... ii
中文摘要 ... iii
Abstract ... v
目錄 ... viii
圖目錄 ... xii
表目錄 ... xv
第一章 緒論 ... 1
1.1 脊椎基本架構 ... 1
1.2 脊椎後方融合術適用症狀 ... 2
1.3 腰椎後方融合術常見併發症 ... 4
1.3.1 椎弓根螺釘鬆脫 ... 4
1.3.2 鄰近節椎間盤提早退化 ... 6
1.4 對於鄰近節提早退化問題的前瞻性治療 ... 7
1.5 植入節活動度對於鄰近節的生物力學影響 ... 8
1.6 研究目的 ... 10
1.7 論文架構 ... 10
第二章 椎弓根螺釘鬆脫 ... 11
2.1 前言 ... 11
2.2 材料與方法 ... 14
ix
2.2.1 試樣準備 ... 14
2.2.2 緻密骨於椎弓根內的比例量測 ... 16
2.2.3 椎弓根螺釘植入 ... 17
2.2.4 疲勞負載 ... 18
2.2.5 椎弓根螺釘拉出強度測試 ... 19
2.2.6 統計分析 ... 21
2.3 實驗結果 ... 21
2.3.1 試樣分組初始特性 ... 21
2.3.2 X 光影像 ... 21
2.3.3 椎弓根螺釘拉出強度 ... 22
2.3.4 骨質密度與拉出強度相關性分析 ... 23
2.3.5 緻密骨於椎弓根內的比例與拉出強度相關性分析 ... 23
2.3.6 安全的緻密骨於椎弓根內的比例範圍 ... 24
2.4 討論 ... 24
2.5 結論 ... 28
第三章 剛性及彈性植入物系統對於脊椎生物力學的影響 ... 29
3.1 前言 ... 29
3.2 材料與方法 ... 32
3.2.1 試樣準備 ... 32
3.2.2 椎間盤高度變化 ... 34
3.2.3 椎間核壓力變化 ... 34
x
3.2.4 植入物與椎弓根螺釘附近骨組織的應力 ... 36
3.2.5 疲勞負載 ... 37
3.2.6 染色切片 ... 38
3.2.7 統計分析 ... 39
3.3 實驗結果 ... 39
3.3.1 椎間盤高度變化 ... 40
3.3.2 椎間核壓力變化 ... 43
3.3.3 連接桿與椎弓根螺釘附近骨組織的應力 ... 46
3.3.4 染色切片 ... 46
3.4 討論 ... 47
3.5 結論 ... 50
第四章 植入節活動度對於鄰近節的生物力學影響 ... 51
4.1 前言 ... 51
4.2 材料與方法 ... 53
4.2.1 試樣準備 ... 54
4.2.2 活動度測試 ... 57
4.2.3 椎間核壓力變化 ... 58
4.2.4 椎間孔面積變化 ... 59
4.2.5 實驗流程 ... 60
4.2.6 統計分析 ... 62
4.3 實驗結果 ... 62
xi
4.3.1 活動度測試 ... 63
4.3.2 椎間核壓力變化 ... 67
4.3.3 椎間孔面積變化 ... 71
4.4 討論 ... 75
4.5 結論 ... 78
第五章 結論與未來展望 ... 79
5.1 結論 ... 79
5.2 未來展望 ... 80
參考文獻 ... 81
xii
圖目錄
圖 1.1 椎骨結構 ... 2
圖 1.2 椎骨內部與椎間盤構造切片 ... 2
圖 1.3 脊椎後方融合術器械 ... 3
圖 1.4 椎弓根螺釘鬆脫 ... 5
圖 1.5 PEEK 連接桿及鈦合金連接桿 ... 8
圖 2.1 椎弓根結構 ... 12
圖 2.2 人體椎骨試樣 ... 15
圖 2.3 椎弓根 3D 模型並計算緻密骨於椎弓根內的比例 ... 16
圖 2.4 本研究所使用之椎弓根螺釘 ... 17
圖 2.5 量測椎弓根高度及寬度 ... 17
圖 2.6 鎖入椎弓根螺釘 ... 18
圖 2.7 利用 X-ray 確認椎弓根螺釘正確植入 ... 18
圖 2.8 油壓材料測試機台及試樣架設 ... 19
圖 2.9 椎弓根螺釘拉出強度測試 ... 20
圖 2.10 測試流程 ... 20
圖 2.11 疲勞負載前後 X 光影像 ... 22
圖 2.12 椎弓根螺釘拉出強度 ... 22
圖 2.13 緻密骨於椎弓根內的比例與拉出強度相關性 ... 23
圖 2.14 安全的緻密骨於椎弓根內的比例範圍 ... 24
圖 3.1 豬隻屍骨試樣 ... 32
xiii
圖 3.2 PEEK 連接桿及鈦合金連接桿 ... 33
圖 3.3 試樣分組示意圖 ... 33
圖 3.4 針型壓力感測器系統 ... 35
圖 3.5 利用 X-ray 檢測針型感測器安置位置及計算椎間盤高度 ... 35
圖 3.6 惠斯通電橋電路 ... 36
圖 3.7 疲勞測試機台 ... 37
圖 3.8 測試流程 ... 38
圖 3.9 椎間盤高度隨著疲勞負載時間的變化 ... 41
圖 3.10 椎間盤高度於五個小時疲勞負載後變化 ... 42
圖 3.11 椎間核壓力隨著疲勞負載時間的變化 ... 44
圖 3.12 椎間核壓力於五個小時疲勞負載後變化 ... 45
圖 3.13 上鄰近節的染色切片 ... 47
圖 4.1 試樣準備 ... 55
圖 4.2 活動度限制裝置 ... 56
圖 4.3 活動度限制裝置示意圖 ... 56
圖 4.4 混合式測試機台 ... 57
圖 4.5 活動度量測 ... 58
圖 4.6 椎節間壓力於活動受力時變化 ... 59
圖 4.7 使用 X-ray 量測椎間孔面積 ... 59
圖 4.8 測試流程示意圖 ... 61
圖 4.9 植入節角度控制示意圖 ... 62
xiv
圖 4.10 前彎動作椎節間活動度 ... 66
圖 4.11 後仰動作椎節間活動度 ... 66
圖 4.12 前彎動作椎間核壓力變化 ... 70
圖 4.13 後仰動作椎間核壓力變化 ... 70
圖 4.14 前彎動作椎間孔面積百分比 ... 74
圖 4.15 後仰動作椎間孔面積百分比 ... 74
xv
表目錄
表 2.1 人體屍骨試樣資料 ... 15 表 3.1 連接桿與椎弓根螺釘附近骨組織於五小時疲勞負載後的應變及應力 ... 46
1
第一章 緒論
1.1 脊椎基本架構
人體的脊椎主要的功能是支撐體重、保護中樞神經並提供軀幹活動度，為人體 重要的中軸骨骼系統。組成結構由一系列大小不同的椎骨(vertebrae)、椎間盤 (intervertebral disc)、小面關節(facet joint)及韌帶(ligaments)連接所組合而成。椎骨 的結構包含前側的椎體(vertebral body)，後側則由椎弓根(pedicle)、椎板(lamina)、
棘突(spinous process)和橫突(transverse process)所組成，如圖 1.1 所示。椎體的大小 由頸椎至腰椎漸進變大，由外側堅硬的緻密骨(cortical bone)及內部多孔隙的鬆質骨 (cancellous bone)構成。椎間盤是人體內最大的無血管結締組織，椎間盤是由外部的 纖維環(anulus fibrosus)以及內部的椎間核(nucleus pulpous)所構成，如圖 1.2 所示。
椎間環主要由膠原纖維和彈性纖維蛋白相互呈 120°的夾角交錯層層交織所構成 1,2， 提供椎間盤承受不同方向受力的強度，椎間環內包裹著椎間核並使椎間核內的水 分不易流出。椎間核是由水分以及多醣體所構成的黏稠狀彈性物質3，能於承重時 將外力均勻分布傳遞以減少軸向應力對椎間環產生的剪應力4，在椎間盤承受壓力 時形成內部壓力升高的現象，其壓力稱為椎間核壓力(intervertebral disc pressure, IDP)。正常人在正立姿勢時腰椎椎間核壓力約為 0.5MPa5，會隨著不同的姿勢而有 所改變。椎間盤與小面關節連接上下椎骨形成運動單元(motion segment)，並吸收日 常活動如跑步、行走時所對脊椎造成的震動和衝擊，周圍有多條韌帶提供額外的穩 定度，中樞神經(spinal cord)由脊椎中的椎孔通過，分支而出的神經根(nerve root)則 藉由椎間孔(neural foramina)延伸出至身體的各個部位。
2
圖 1.1 椎骨結構
圖 1.2 椎骨內部與椎間盤構造切片
1.2 脊椎後方融合術適用症狀
人體的脊椎可能因長期的姿勢不良、受到強大的外力撞擊或隨著年紀的增長 而導致椎間盤及周邊軟組織累積性損傷 6,7，當椎間環的纖維漸漸失去彈性與纖維 化後，椎間核水分易流失且含水量也逐漸減少，此時退化的椎節會開始趨向不穩定，
椎間盤的高度漸漸被壓縮，兩椎體間的距離也縮小，在活動時就會壓縮到椎間孔內 vertebral body
superior facet
inferior facet
Spinal process transverse process pedicle
cortical bone cancellous bone
annulus fibrosus nucleus pulpous
endplate vertebral body
intervertebral disc
3
的神經而產生許多不適的症狀，通常這些患者會伴隨腰酸背痛、手腳發麻等神經症 狀產生，症狀輕微的患者可運用藥物治療，嚴重者就必須進行手術改善症狀6,8。
脊椎後方融合術(posterior lumbar interbody fusion)是於 1950 年由 Boucher 醫師 發展出來9，是目前廣泛應用於治療脊椎變形、退化及不穩定相關疾病常用的手術 方式。大量文獻已證實脊椎減壓融合術具有良好的治療效果10,11，能有效舒緩臨床 症狀且能提升融合率以降低手術併發症12,13，為目前臨床上治療脊椎不穩定和脊椎 神經壓迫所引起疼痛的重要手術之ㄧ。手術方式會清除不穩定活動單元的椎間盤 或壓迫神經的組織，接著將上下兩個椎體稍微撐開，在原本椎間盤的位置放入補骨 (bone graft)或椎間融合器(cage)，並且在上下節的椎體中沿著椎弓根的路徑打入椎 弓根螺釘(pedicle screw)，在將螺釘打入後，會於螺釘上方的凹槽放入不鏽鋼或是 鈦合金的連接桿(rod)，調整好後再利用固定帽(cap)旋緊，如圖 1.3。脊椎減壓融合 術的目的在於將手術節完全的融合成一體，藉由將椎體間高度的撐高並將不穩定 的椎節固定起來，來減輕因為活動度過大或是椎節間高度喪失所造成的症狀，達到 神經減壓和舒緩疼痛的效果14-16。
圖 1.3 脊椎後方融合術器械
rod
screw cap
4
由於近來生物力學的發展、先進醫療器材的開發及民眾對於生活品質的要求，
脊椎減壓融合術的手術實施數量及整體醫療花費與年俱增，尤其以 1996 年 FDA 核 准第一例椎間籠植入系統上市後增幅更為顯著17-19。但隨著脊椎減壓融合術的案例 增加，其因為融合失敗、植入物系統損壞及鄰近節的提早退化等導致持續疼痛的併 發症也逐漸上升，嚴重者可能需要再次的開刀手術治療，而需要再次開刀的主要原 因為術後的感染、植入物的鬆脫及損壞與鄰近節退化的問題20-22，這類相關併發症 常需要再次的進行手術以維持手術治療效果，將降低病人生活品質及帶來更高的 醫療花費23，如何處理這些併發症將對臨床醫師帶來嚴重的挑戰。
1.3 腰椎後方融合術常見併發症
腰椎後方融合術的併發症，常見的有短期的植入物鬆脫或斷裂以及長期的鄰 近節椎間盤提早退化的問題。
1.3.1 椎弓根螺釘鬆脫
椎弓根螺釘鬆脫是腰椎後方融合手術後短期常見的術後併發症24,25，Okuyama
學者等人 26,27對接受融合術的病患進行追蹤觀察發現，於術後七個月時約 20%的
病患即發生椎弓根螺釘鬆脫的情形，尤其是骨質疏鬆的病患所占比率更為顯著。椎 弓根螺釘鬆脫的原因可能來自於後方植入物的勁度(stiffness)較高，病人術後活動 時脊椎受力主要由後方植入物支撐及傳遞，應力主要集中在椎弓根螺釘和椎骨間 介面(screw-bone interface)而導致周遭骨組織破壞鬆動，無法有效支撐原有椎節的 高度導致固定效果降低，造成假性關節以至於導致融合失敗，病人會再次的感到疼
5
痛。目前臨床上診斷椎弓根螺釘鬆脫的依據，主要以病人術後有再疼痛的症狀出現，
此 時 醫 生 便 會 對 病 人 進 行 X 光 影 像 (X-ray image) 或 電 腦 斷 層 掃 描 (computer tomography, CT)的拍攝。如圖 1.4 所示，由亞東醫學中心骨科部鮑卓倫醫師提供的 臨床 X 光影像中可以發現此位病人在術後 8.5 個月椎弓根螺釘周圍有明顯的黑影 產生，此為椎弓根螺釘與周遭骨質產生間隙，此現象將可能導致椎弓根螺釘晃動而 造成脊椎融合術失效，一旦確認是椎弓根螺釘鬆脫，醫生便會根據診斷結果嚴重程 度，有時可能要再次進行手術補強，其結果可能造成更大的傷口及影響臨床成效。
(A) (B) (C)
圖 1.4 椎弓根螺釘鬆脫 (A)術後立即 X-ray 影像 (B)術後 8.5 個月 X-ray 影像 (C)螺釘鬆脫 CT 影像
椎弓根螺釘鬆脫已經是臨床上重要的問題之ㄧ，臨床上診斷椎弓根螺釘鬆脫 主要利用 X 光影像或電腦斷層掃瞄，得知椎弓根螺釘和椎骨間介面周圍黑影的生 成和骨質破壞後重建的情形，以此當作椎弓根螺釘鬆脫程度的依據。然而目前並沒 有文獻明確指出，當椎弓根螺釘和椎骨間的間隙大小到達多少時，可判定為椎弓根 螺釘鬆脫；另外目前也尚未有足夠的研究來探討椎弓根的幾何結構與椎弓根螺釘
0 month 8.5 month
6
拉出強度間的關係。另外目前於體外生物力學實驗主要是藉由單次的拉出強度測 試來評估椎弓根螺釘與周圍骨組織的結合強度11,27，但是此類測試方法並無法反映 出椎弓根螺釘介面因長時間受力導致微破壞累積而逐漸鬆脫的現象。因此，本研究 將使用疲勞負載(fatigue loading)來模擬脊椎日常生活中的受力情形，以探討椎弓根 螺釘與周遭椎骨間黑影的間隙與拉出強度的關係，此研究成果將有助於臨床醫師 判斷植入物鬆脫的狀態，提早對病人進行治療；而藉由分析椎弓根的幾何結構與椎 弓根螺釘拉出強度，將有助於臨床上醫生於術前挑選合適的椎弓根與骨釘間的配 對，以減少植入物鬆脫的機率。
1.3.2 鄰近節椎間盤提早退化
脊椎後方融合術於術後長期的臨床研究追蹤，發現術後三到四年因為鄰近節 椎間盤疾病而需要再次回診治療率約 11.6~18.7%，十年的追蹤研究顯示其回診率 約 37%28，且融合節數越多其回診率顯著的上升，結果顯示脊椎融合手術可能影響 其正常脊椎生物力學特性而造成鄰近節的提早退化 29。相關的生物力學研究發現 其原因可能來自於鄰近節的活動度及椎間核壓力代償性的上升30-33，進而影響椎間 盤的代謝作用進而導致椎間盤的提早退化12,13，研究也指出手術節數越多所造成的 鄰近節代償現象也越顯著，與臨床現象相符34-36。整理以上研究結果可發現，傳統 脊椎固定手術會造成手術節活動度降低，病人於術後日常活動易導致鄰近節過度 的代償來完成原有的日常功能，造成鄰近節活動度及椎間核壓力上升與椎間環的 累積性傷害，進而影響了椎間盤正常的代謝行為，而導致提早退化的情形發生，因 此於近幾年來許多新式植入物裝置被研發設計出來以解決上述問題。
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1.4 對於鄰近節提早退化問題的前瞻性治療
由於傳統的脊椎融合手術主要使用勁度高的不鏽鋼或是鈦合金的剛性連接桿 (rigid rod)來限制手術節的活動度，因此易造成鄰近節過多的代償，進而產生許多 鄰近節的提早退化情形，另外由於使用剛性連接桿會將脊椎受力時的旋轉中心向 後偏移，主要受力由植入物系統承擔，易造成磨耗及植入物斷裂鬆脫等後遺症發生。
為了改善上述剛性連接桿植入物的問題，許多的學者提出減少手術節植入物勁度，
使用較彈性的連接桿來允許植入節有些許活動度37-39，因此彈性連接桿(flexible rod) 被研發出來，目前市面上針對固定桿的彈性做改善的如:Dynesys、AccuFLEX、Graf ligament 等，目的為希望能夠取代傳統融合手術，容許退化節更多的活動度並同時 減少鄰近節的代償性活動度上升，進而改善傳統手術所造成的鄰近節退化情形40。
近年來，聚醚醚酮(polyetheretherketone, PEEK)材質由於有相當好的生物相容 性(圖 1.5)，低磨耗及較低的楊氏係數(3.5GPa)，其楊氏係數相較於傳統鈦合金材質 (115GPa)更接近於人類緻密骨(17GPa) 4,20-25，故已廣泛應用於新型椎間籠的製造，
但是使用於彈性連接桿應用在脊椎後方融合術的研究則相當匱乏。部分的臨床報 告已指出使用 PEEK 彈性連接桿植入物系統能達到良好的臨床治療效果20,23-26，且 於三年的追蹤研究中並無發現鄰近節椎間盤提早退化的現象 41。也有少量的體外 生物力學研究指出，PEEK 彈性連接桿系統能讓前方椎骨於受力時較為接近正常的 狀態，故可能減少植入物損壞機率及降低鄰近節椎間核壓力。然而上述臨床研究的 主要限制為個案數量稀少，而生物力學研究只執行單次受力測試或僅以數值模擬 分析，無法有效解釋病患使用此類彈性連接桿系統後於長時間日常活動對於脊椎 的生物力學變化，也無法呈現椎間盤經疲勞負載後破壞的機制，另外也有部分文獻
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呈現相反的意見，指出此類彈性連接桿相較於傳統剛性連接桿並無法有效的降低 再次手術率42，且於鄰近節椎間核壓力變化也無顯著的差異43。
(A) (B)
圖 1.5 (A) PEEK 連接桿 (B)鈦合金連接桿
綜觀上述的文獻分析，使用單次的力學測試或許可以讓我們了解部分彈性與 剛性連接桿植入物系統對於脊椎生物力學特性的影響，但是此類研究卻無法更進 一步的模擬長時間日常活動對於椎間盤的慢性傷害所造成的影響44,45，我們認為分 析 PEEK 彈性連接桿及鈦合金連接桿植入對於脊椎生物力學的長時間影響尚需要 更進一步的研究。因此，本部分的研究主要有兩個目標：第一為比較兩種連接桿植 入物系統對於脊椎的椎間盤高度及椎間核壓力的影響；第二為分析兩種植入物的 受力及周圍骨組織的受力，研究成果希望能比較新型 PEEK 彈性連接桿及傳統鈦 合金連接桿的差異，證明 PEEK 連接桿是否能降低鄰近節提早退化及植入物損壞 的風險，以提供臨床醫師使用不同器械時的參考方向。
1.5 植入節活動度對於鄰近節的生物力學影響
近幾年來為了減少鄰近節提早退化的問題，許多彈性連接桿系統被發展出來，
但是於長期的臨床報告分析，多數新型植入物其對於減緩鄰近節退化的效果並不 如 預 期 。 以 目 前 最 廣 泛 使 用 的 Dynesys 為 例 ， 其 包 含 了 聚 碳 酸 酯 聚 氨 酯 (polycarbonate urethane)間格套筒及聚對苯二甲酸乙二酯(polyethylene terephthalate)
9
內軸索，設計目標為可讓植入節仍有部分活動度，但是 Schaeren 學者等人46對於 26 位裝入 Dynesys 的病人進行至少四年的追蹤，發現於臨床評估疼痛和行走能力 方面皆有顯著的改善，但是在影像學分析中卻發現有 47%的病人仍產生鄰近節退 化的情形，作者認為 Dynesys 可解決病患手術節的不穩定，但是對於鄰近節的退化 仍無法有效無法解決。Schnake 學者等人47對 26 位病患進行了兩年的追蹤，研究 指出仍有 29%的病患仍發生了鄰近節退化的情形，並無法有效降低鄰近節退化的 比例。美國 FDA 於 2009 的評估報告指出，經歷 24 個月的追蹤其脊椎固定手術和 Dynesys 的病人在上下鄰近節的活動度都顯著較手術節高，且兩者沒有差異24。相 關的生物力學研究也指出，在試樣上施與傳統脊椎固定手術及植入 Dynesys 固定，
並且於試樣上方施與 10Nm 的扭矩測試其生物力學的改變，兩者的活動角度和中 立區等生物力學性質皆沒有顯著性的差異48。由這些報告中所顯示可發現 Dynesys 的設計所限制的活動度相較於健康的試樣仍然是過高的，也因此在鄰近節有過多 代償的結果。由上述文獻可得知脊椎融合手術會造成病患鄰近節過多的代償而造 成鄰近節的提早退化，縱然近年來有許多新型植入物的研發，但是其設計所限制的 活動度仍然太多，其鄰近節仍然有過度代償現象的發生，對於鄰近節提早退化的問 題依然無法有效解決。因此本實驗希望藉由分析植入節的活動度變化對於其上、下 鄰近節的代償情形影響，找出一個適合的限制範圍能夠使手術節有足夠的穩定度，
並且不會造成鄰近節過多的代償，以提供未來新型植入物設計的參考方向。
10
1.6 研究目的
本論文之研究目的為研究脊椎後方融合術之常見併發症的處理方式，並提出 可能有效的預防方法，以增進脊椎後方融合術之長期效益。本研究以人體及豬隻試 樣進行體外實驗(in vitro)，並以生物力學之觀點對脊椎後方融合術之主要併發症做 一完整的系統分析。
1.7 論文架構
論文架構共分五個章節：
第一章為緒論，簡介脊椎的生物力學、脊椎後方融合術及其後遺症等需要解決 的問題；
第二章探討術後短期植入物鬆脫的問題並提供臨床醫師預測及判斷鬆脫的建 議方式；
第三章探討術後中長期常見的鄰近節退化及目前常用剛性及彈性植入物系統 對於脊椎生物力學的影響；
第四章探討植入節活動度對於鄰近節的生物力學影響，希望能找出新型脊椎 植入物合適的設計範圍；
第五章總結本研究成果，並提出未來可進行之研究方向。
11
第二章 椎弓根螺釘鬆脫
2.1 前言
骨質疏鬆症(osteoporosis)是老年人常見的臨床問題，主要病徵為椎骨外層的緻 密骨變薄與內部鬆質骨的骨小樑結構變細造成鬆質骨孔洞增大，進而使得椎骨質 密度降低，另外也會造成椎弓根內部的骨質結構變化而降低其強度49。隨著老年化 社會的來臨，患有骨質疏鬆且需要進行脊椎手術的族群需求將越來越多50,51。研究 也顯示患有骨質疏鬆的患者其術後椎弓根螺釘鬆脫比例較高，Okuyama 學者等人
26研究顯示術後七個月植入物器械鬆脫率可達到 20%，Zindrick 學者等人27也証實 椎弓根螺釘鬆脫有較高的機率發生在骨質疏鬆的患者上。器械鬆脫將帶來嚴重的 後遺症，常需要再次的進行手術來維持治療成效，將降低臨床效果及帶來更高的醫 療花費，如何處理這類患有骨質疏鬆且需要進行脊椎手術的族群將對醫師帶來嚴 重的挑戰。
於近兩個世紀以來，為了減少器械鬆脫帶來的相關問題，此議題已經廣泛的被
討論51-55，主要的研究方向在於椎弓根螺釘的外型設計、植入時手術技巧及骨水泥
的灌注是否能增進椎弓根螺釘於椎骨間的結合強度56-59，Tsai 學者56,57研究指出內 徑較大的椎弓根螺釘能顯著的增加拉出強度，Kim 學者 59對於椎弓根螺釘的外型 進行了詳盡的分析，研究結果指出使用錐形的內徑和配合圓柱形的 V 型外螺紋能 有效地增強椎弓根螺釘與周圍骨組織的咬合能力。另外文獻也指出使用骨水泥灌 注能增加三倍的拉出強度，但是也有部分研究指出使用椎弓根螺釘植入輔以骨水 泥灌注可能會增加椎骨破裂的風險及造成再次手術的困難 60。然而對於椎弓的幾 何外型及內部骨質結構對於椎弓根螺釘的拉出強度的影響研究卻相對的匱乏61,62。
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椎弓根有非常特殊的橢圓形外型與內部骨質結構組成(圖 2.1)，Hirano 等人 61 研究使用 pQCT (peripheral quantitative computed tomography)對椎弓根的結構進行 了詳細的分析，研究結果顯示正常骨質的椎弓根樣本結構外層 60%由堅硬的緻密 骨及次緻密骨(subcortical bone)組成，內部則由鬆質骨組成。這樣的特殊骨質組成 對於椎弓根螺釘的拉出強度扮演了非常重要的角色，Weinstein 等人62研究顯示椎 弓根螺釘其拉出強度約 60%由椎弓根提供，椎骨只佔了約 15%的強度，此結果証 明椎弓根是影響螺釘在椎骨內咬合強度的一個重要結構。而骨質疏鬆的椎弓根樣 本其外層緻密骨所占的比例及骨密度顯著的下降，內層疏密骨的比例上升，此病態 變化可能導致椎弓根螺釘植入時無法與外層緻密骨有良好的咬合，影響與周圍骨 組織的結合強度，再加上日常活動造成椎弓螺釘和椎骨之間產生晃動，導致椎弓根 螺釘和椎骨間介面的鬆動，進而增加了器械鬆脫的風險。因此，若能找出椎弓根幾 何外型及內部組成特性與椎弓根螺釘的拉出強度間的關係，即可在手術前先篩選 出高風險的椎弓根區域，降低植入物鬆脫的機率。
圖 2.1 椎弓根結構 cortical bone
cancellous bone
vertebral body pedicle
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目前臨床上診斷椎弓根螺釘鬆脫的依據，主要以病人術後有再疼痛的症狀出 現，此時醫生便會對病人進行 X 光影像拍攝或電腦斷層掃描來觀察椎弓根螺釘是 否發生移位或周圍出現陰影，但是目前並無量化資料能提供醫師參考當此陰影多 大時其椎弓根螺釘與周圍骨組織的結合強度已經顯著下降，而需要對病人進行椎 弓根螺釘移除或補強的動作。另外，目前廣泛用以評估椎弓根螺釘與周圍骨組織結 合能力的體外實驗生物力學測試為使用單次的破壞性軸向拉出測試63,64。這類單次 測試能夠提供部分的椎弓根螺釘與周圍骨組織結合情形的生物力學特性，但是卻 無法有效地分析日常生活活動對於周遭骨組織的疲勞破壞而影響拉出強度的現象。
研究動機和目的
椎弓根螺釘鬆脫是術後短期常見的併發症之一，於骨質疏鬆病患族群更為嚴 重。雖然目前已有許多研究在致力於降低或預防椎弓根螺釘鬆脫，但是對於椎弓根 幾何構造與內部組成特性對於椎弓根螺釘的拉出強度間的關係的研究仍十分匱乏，
若能找出兩者間的連結即能提供醫師在術前判斷出適合植入的椎弓根區域，以降 低植入物鬆脫的機率。臨床上對於椎弓根螺釘鬆脫的診斷主要利用 X 光影像來觀 察椎弓根螺釘和椎骨間介面周圍是否出現陰影區塊，然而目前並沒有研究量化椎 弓根螺釘與周圍骨組織間隙與拉出強度間的關係，無法提供醫師依影像資料判斷 其拉出強度是否下降。最後，目前體外生物力學測試椎弓根螺釘和椎骨間的咬合強 度是主要採用單次椎弓根螺釘拉出測試法，但此方法僅能夠提供部分的椎弓根螺 釘與周圍骨組織結合情形的生物力學特性，但是卻無法有效地分析日常生活活動 對於周遭骨組織的疲勞破壞而影響拉出強度的現象。
14
本研究以人體屍骨試樣進行體外生物力學試驗，探討的實驗目的有以下兩點：
1. 建立椎弓根幾何結構與骨質組成特性，即緻密骨面積占整體椎弓根面積比例與 椎弓根螺釘拉出強度間的關係，提供醫師在術前判斷出適合螺釘植入的椎弓根 以降低術後鬆脫的機率。
2. 藉由疲勞負載產生模擬臨床椎弓根螺釘與周圍骨組織的間隙，建立間隙與椎弓 根螺釘拉出強度的關係，提供臨床上判別椎弓根螺釘鬆脫的參考依據。
2.2 材料與方法 2.2.1 試樣準備
本研究使用由六副西方高加索人屍骨取得的 12 個人體胸椎椎骨試樣(T9~T12)，
平均年齡為 63.5±17 (範圍: 51~91)歲。在進行人體試樣解剖前，所有的試樣皆先拍 攝電腦斷層掃瞄(Lightspeed VCT, GE Inc, CT, USA)以排除已有嚴重的變形及骨折。
另外也對椎骨進行骨質密度測定儀 (Dual Energy X-ray Absorptiometry, DEXA) (Hologic Inc, MA, USA)掃描，從 DEXA 中可得椎骨的骨質密度(bone mineral density, BMD)為 0.74±0.1 g/cm2 (範圍: 0.62~0.87 g/cm2)，試樣資料如表 2.1 所示，過去研究 顯示其骨質密度低於 0.9 g/cm2可視為骨質疏鬆65。
人體試樣進行過初步分解後，將神經、肌肉、韌帶等軟組織剔除乾淨，留下完 整椎骨部份(圖 2.2)。將試樣覆蓋上溼生理食鹽水紗布，放入雙層密封袋裡，保存 於恆溫攝氏零下-20°C 的冷凍冰箱中。在實驗前，再將試樣由冷凍冰箱中取出放置 於室溫下退冰。以上處理步驟經過文獻證明能保有其正常的生物力學特性66。
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表 2.1 人體屍骨試樣資料
Gender Age
BMD (g/cm2)
T9 T10 T11 T12 TX07051530 Male 51 0.82 0.87 0.66 -- AZ07041420 Male 73 0.80 0.83 0.86 0.75 FL07031326 Male 91 -- 0.83 -- 0.78
圖 2.2 人體椎骨試樣
T9 T10 T11 T12
16
MD07052345 Male 43 -- 0.66 0.68 0.71 MD08030813 Male 65 -- -- 0.71 --
CA07082739 Female 74 0.74 0.62 -- 0.62 (-- 代表此節椎骨不適用)
2.2.2 緻密骨於椎弓根內的比例量測
利用本實驗室自製的 CT 分析影像軟體，將之前的 CT 量測影像資訊重建為 3D 立體的模型，並選取椎弓根最狹窄的平面進行量測。量測的項目包含有此椎弓根平 面的總面積及緻密骨、鬆質骨各所占的面積，緻密骨與鬆質骨的分界由資深骨科醫 生判斷，以 CT 影像上大於 350 Hounsfield unit 的為緻密骨，小於 350 Hounsfield unit 的為鬆質骨。為了計算緻密骨於椎弓根內的比例，本研究將緻密骨面積除以椎 弓根平面的總面積(cortical bone ratio)(圖 2.3)。
圖 2.3 重建椎弓根 3D 模型，並計算緻密骨於椎弓根內的比例
Cortical bone area ratio =
crosssectional area of the cortical bone total crosssectional area of the pedicle17
2.2.3 椎弓根螺釘植入
本研究所使用的椎弓根螺釘屬於錐形螺釘，是由 Dynesys 公司所研發的動態 穩 定 系 統 專 用 錐 形 螺 釘 [Protasul-100 Titanium alloy Ti6A17Nb (Synthes GmbH, Solothurn, Switzerland)](圖 2.4)，螺牙部分深度為 40mm，直徑為 4-6mm(圖 2.4)。
圖 2.4 本研究所使用之椎弓根螺釘
植入過程由資深骨科醫師指導，其步驟詳細說明如下：
步驟 1. 於椎弓根螺釘植入前，先使用游標卡尺測量椎弓高度及寬度，如圖 2.5 所 示，為避免椎弓破裂，當椎弓根高度或寬度小於椎弓根螺釘的直徑(6mm) 時，則不使用此側椎弓根。
圖 2.5 量測椎弓根高度及寬度
步驟 2. 經醫師的指導下，選取合適的進入點後採用標準後方植入方式，不預鑽孔 直接將椎弓根螺釘穩定旋入，直到螺牙部份完全進入椎骨(圖 2.6)。
pedicle height pedicle width
18
步驟 3. 植入完全後，拍攝側向及上下向 X-ray 影像以確保椎弓根螺釘正確植入且 未造成椎弓根破壞(圖 2.7)。
2.2.4 疲勞負載
於所有試樣植入椎弓根螺釘後，將試樣隨機分成三組：健康組/1mm 間隙組 /2mm 間隙組，每組各包含 8 個椎弓根試樣。將包埋完成的試樣固定在本實驗室自 行設計的油壓材料測試機台(圖 2.8)，機台上配有位移感測器(potentiometer)和荷重 元(load cell)來量測實驗中位移和力量變化，藉由電腦上的資料擷取卡(PCI 6040E, National Instrument)即時擷取實驗訊號。試樣架設完成後先對試樣拍攝 X 光影像，
圖 2.6 鎖入椎弓根螺釘
圖 2.7 利用 X-ray 確認椎弓根螺釘正確植入
19
然後將位移感測器安置在椎弓根螺釘頭上記錄起始位置，接著利用油壓測試機台 對椎弓根螺釘施加力量 20-200 牛頓67、頻率 5Hz 的疲勞負載，過程中會利用油壓 測試機台上的位移感測器於實驗開始前紀錄椎弓根螺釘頭的起始位置，並在疲勞 負載過程中持續記錄椎弓根螺釘頭的沉陷量，直到椎骨和椎弓根螺釘交界面達到 1mm/2mm 的間隙破壞時停止負載，接著拍攝 X 光，最後才進行拉出測試。
圖 2.8 油壓材料測試機台及試樣架設
2.2.5 椎弓根螺釘拉出強度測試
以自製夾具同軸固定椎弓根螺釘，夾具上方連接油壓測試機台，依照 ASTM F1691-96 測試規範，以每分鐘 5mm 的速率將椎弓根螺釘軸向拉出，並記錄其過程 中最大拉出力量，如圖 2.9 所示。
Load cell Potential meter
20
(A) (B)
圖 2.9 椎弓根螺釘拉出強度測試 (A)測試圖 (B)記錄最大拉出強度
測試流程圖如圖 2.10 所示。
圖 2.10 測試流程
0 100 200 300 400 500 600 700 800
0 0.5 1 1.5 2 2.5 3
Force (N)
Displacement (mm) Pullout force
Human cadaveric thoracic pedicle specimens
CT scan Cortical bone ratio
Intact No Fatigue
1 mm gap Fatigue
2 mm gap Fatigue
Pullout Test X-ray
X-ray
21
2.2.6 統計分析
單因子變異數分析(One-Way ANOVA)將用於探討健康組/1mm 間隙/2mm 間隙 組的拉出強度是否有所差異。發現有顯著性的差異後即使用 Tukey HSD post-hoc test 來找出各組間的差異。Pearson 關聯性分析將用以找出緻密骨於椎弓根內的比 例與拉出強度間的關係。所有統計檢驗在 p 值小於 0.05 時，視為有顯著性差異。
本研究使用 SPSS version 20 (IBM Corp, NY, USA) for Windows 進行統計分析。
2.3 實驗結果
2.3.1 試樣分組初始特性
椎弓根螺釘植入後，X-ray 檢查並無發現有椎弓根破裂或受損的狀況發生，故 健康組、1mm 間隙及 2mm 間隙各組皆包含 8 個可使用的椎弓根測試試樣。骨質密 度分析分析顯示健康組平均骨密度為 0.76 (0.09)、1mm 間隙組平均骨質密度為 0.74 (0.09)，而 2mm 間隙組平均骨質密度為 0.74 (0.07)，骨質密度於各組間並沒有達到 顯著的差異。椎弓根總面積於健康組 82.1 (25.1) mm2、1mm 為 86.1 (45.6) mm2， 2mm 間隙組為 83.7(20.7) mm2，椎弓根總面積各組間並沒有達到顯著的差異(p>0.4)。
2.3.2 X 光影像
圖 2.11(A)為椎弓根螺釘在椎骨試樣內受疲勞負載前後的 X 光影像，由下面的 放大圖可發現，椎弓根螺釘和周圍骨組織間無間隙有良好的咬合。圖 2.11(B)為受 疲勞負載後的 X 光影像，可發現椎弓根螺釘頭下沉，交界面可觀察到螺釘周遭出 現陰影，代表周遭骨組織因疲勞負載產生破壞的現象，此現象與臨床所見影像相似。
22
(A) (B)
圖 2.11 X 光影像比較，(A)疲勞負載前 (B)疲勞負載後螺釘周遭出現陰影
2.3.3 椎弓根螺釘拉出強度
圖 2.12 為椎弓根螺釘在健康組、1mm 間隙組和 2mm 間隙組最大拉出強度的 變化，可觀察到隨著間隙的增加，最大拉出強度也隨之下降。健康組的最大拉出強 度為 1075.1 (198.6) N，1mm 間隙組為 649.7 (292.5)，而 2mm 間隙組為 543.0 (231.0) N。統計分析發現，相較於健康組、1mm 間隙組和 2mm 間隙組其最大拉出強度皆 顯著性的減少(p<0.01)，而 2mm 間隙組的最大拉出強度較 1mm 間隙組來得低，但 兩者間並無顯著性的差異(p = 0.66)。
圖 2.12 椎弓根螺釘拉出強度 * p<0.05
0 200 400 600 800 1000 1200 1400
Intact 1mm gap 2mm gap
Pullout Strength (N)
Pullout Strength
* *
23
2.3.4 骨質密度與拉出強度相關性分析
相關性分析顯示於三組內骨質密度與拉出強度皆無顯著關係，健康組：r = -0.06, p = 0.89；1mm 間隙組：r = 0.22, p = 0.60；2mm 間隙組：r = 0.11, p = 0.79。
2.3.5 緻密骨於椎弓根內的比例與拉出強度相關性分析
相關性分析顯示在健康組與 1mm 間隙組內，緻密骨於椎弓根內的比例與拉出 強度間呈現的顯著地高度正相關，健康組: r = 0.77, p = 0.03; 1mm 間隙組: r = 0.73, p = 0.04;於 2mm 間隙組內呈現中度正相關: r = 0.55, p = 0.15，代表緻密骨於椎弓根 內的比例越高越能提升其拉出強度(圖 2.13)。
圖 2.13 緻密骨於椎弓根內的比例與拉出強度相關性 Cortical bone area ratio vs Pullout Strength
0 200 400 600 800 1000 1200 1400
0.5 0.55 0.6 0.65 0.7 0.75 0.8 0.85 0.9
Pullout Strength (N)
r = 0.77 Intact
r = 0.73 1 mm gap
r = 0.55 2 mm gap
24
2.3.6 安全的緻密骨於椎弓根內的比例範圍
根據上述的研究結果可以發現，健康組的最低拉出強度大約為 800N，而椎弓 根螺釘與周圍骨組織間出現 1mm 的間隙即能顯著性的降低拉出強度，增加骨釘鬆 脫的可能。依據 1mm 間隙組的迴歸曲線推導，其安全的緻密骨於椎弓根內的比例 至少需 0.73 以上。臨床意義為當醫生在術前規劃時，若此椎弓根內的緻密骨面積 占總面積的 73%以上，植入 6mm 直徑的椎弓根螺釘可以避免因為疲勞負載而導致 椎弓根螺釘拉出強度下降低於安全範圍，以減少椎弓根螺釘鬆脫的風險(圖 2.14)。
圖 2.14 安全的緻密骨於椎弓根內的比例範圍。安全區是藉由健康組的最低拉 出強度及1mm間隙組求出
2.4 討論
椎弓根是連接後方骨元件與椎骨間的重要構造，常用以作為脊椎固定植入物 的錨定位置。為了避免椎弓根螺釘鬆脫而影響手術的效果，過往已有許多研究討論
Cortical bone area ratio vs Pullout Strength
0 200 400 600 800 1000 1200 1400
0.5 0.73 0.9
Pullout Strength (N)
r = 0.77 Intact
r = 0.73 1 mm gap
r = 0.55 2 mm gap
safe-zone
25
椎弓根的外型對於椎弓根螺釘拉出強度的影響68-70。但是卻少有文獻量化探討骨質 疏鬆的椎弓根緻密骨於椎弓根內的比例對於拉出強度間的關係，同時也少有文獻 量化椎弓根螺釘與周圍骨組織間陰影大小對於拉出強度間的關係。
本研究當中，CT 影像顯示 T9-T12 的平均椎弓根總面積約為 83.96 (31.02) mm2， 而過去文獻也指出此區段的椎弓根總面積約為 51.6–97.0 mm2，本研究量測的數據 跟過去資料數據接近 71。而對於椎弓根緻密骨與鬆質骨於椎弓根內的比例方面，
Hirano 學者等人 61發現椎弓根內部鬆質骨與緻密骨於健康的椎弓根試樣當中其所 占比例約各為 27%及 73%，於骨質疏鬆的椎弓根樣本則為 29%與 71%，此數據與 本研究所量測的鬆質骨與緻密骨於骨質疏鬆椎弓根內的比例約為 30%及 70%相當 接近，顯示本研究所使用的緻密骨與鬆質骨區分的方式是合理且可靠的。而臨床上 於脊椎手術前的 CT 掃描是常規性的檢查，本研究所使用的量測方式應能於臨床上 實際應用並協助醫師於手術前做決策的參考方向。
過往研究已經指出椎弓根螺釘與周遭骨組織的咬合程度會影響其植入物的穩
定性54,61，在本研究當中我們發現了椎弓根螺釘和試樣間的拉出強度，皆隨著疲勞
負載對間隙的破壞增加而有下降的趨勢。其原因可能來自於經過了疲勞負載對椎 弓根螺釘周遭骨組織產生累積性的破壞，螺牙部分跟硬骨組織已無良好的咬合，一 旦當椎弓根螺釘與周遭骨組織間出現了間隙即會顯著的降低其拉出強度，增加植 入物鬆脫的風險。此疲勞負載會造成椎弓根螺釘拉出強度下降的結果與過去研究
相符60,67，但是過去研究使用的控制參數是疲勞負載的次數而不是間隙的大小，於
本研究中我們使用椎弓根螺釘與周遭骨組織間隙大小作為控制的參數，其考量是 由於在臨床上主要使用影像資訊作為參考而不是病患的活動次數，我們認為探討
26
間隙大小與拉出強度間的關係更能夠應用於臨床上的使用參考依據。此外 Koller 學 者72也於相關的研究中定義 2mm 的間隙為植入物鬆脫的依據，然而在本研究中，
研究結果顯示相較於健康組別，1mm 的椎弓根螺釘與周遭骨組織間隙即顯著的降 低 40~50%的拉出強度。這個結果顯示當臨床醫師於追蹤的影像中發現病患其椎弓 根螺釘與周遭骨組織有陰影產生，且此間隙達 1mm 時即可能提高植入物鬆脫的機 率，可提供醫師做為臨床上判別椎弓根螺釘鬆脫的參考依據。
此外，過去研究指出使用較大螺釘以增加咬合的面積或使用骨水泥灌注以增強 椎弓根的強度能提升其椎弓根螺釘的拉出強度73-76，但是使用較大直徑的螺釘有可 能在植入過程當中造成椎弓根的破裂，使用骨水泥灌注有可能會造成再次手術的 困難。於本研究當中相關性研究結果顯示其椎弓根緻密骨於椎弓根內的比例與拉 出強度呈現高度正相關的關係，原因可能來自於當緻密骨所占比例較高時，椎弓根 螺釘的螺紋有較高的機率與堅硬的緻密骨有大面積的嵌入，因而提高了其拉出強 度，此研究結果與過去文獻的發現相符合，且本研究所提出的方式可應用在臨床常 規檢查並不會造成額外的風險。
本研究健康組的研究結果顯示，其避免骨釘鬆脫所需的最低的拉出強度約為 800N，並根據 1mm 間隙組的迴歸曲線我們可以得知，當椎弓根緻密骨於椎弓根內 的比例大於 0.73 是一個安全區間，其臨床意義為手術醫生可藉由影像資訊進行術 前規劃，若欲使用 6mm 的椎弓根螺釘於骨質疏鬆的人體胸椎時，當此椎弓根內的 椎弓根緻密骨所佔的比例大於 0.73，能降低由於日常活動造成椎弓根螺釘與周圍 骨組織產生間隙而發生植入物鬆脫的機率，提供醫師在術前判斷出適合螺釘植入 的椎弓根區域。於過去相關研究中發現，椎弓根螺釘的設計及手術技術也會影響拉
27
出強度，故於本研究中所設定的 800N 為安全拉出強度值可能因不同的實驗設計而 有所變動，因此本實驗中所提椎弓根緻密骨於椎弓根內的比例大於 0.73 並非能保 證植入物不鬆脫，僅能提供手術醫師的參考，但本實驗提出了一個可行的研究方向，
希望能於未來於臨床研究上加以驗證。
本研究在比較骨質密度與椎弓根螺釘拉出強度的關聯性上，並無發現顯著性 的相關。但是在過去文獻研究指出骨質密度和拉出強度呈現高度相關51,65,77。本研 究中骨質密度與拉出強度並未有顯著的關係可能來自於本實驗使用的人體椎骨在 試樣準備中即發現部分前方椎骨周圍有明顯一層的堅硬骨痂生成，而由於平面骨 質密度儀掃瞄主要圈選前方椎骨骨質密度的掃描判斷結果，因此骨刺的多寡會影 響骨密度的結果。另外本實驗試樣的骨質密度範圍和樣本數量較小，以上原因皆有 可能導致骨質密度與拉出強度無法建立良好的關聯性。於過去部分文獻也發現骨 質密度與拉出強度不一定有關78-81。
實驗限制
本研究僅使用人體胸椎椎骨來模擬椎弓根螺釘受疲勞負載後的生物力學特性，
但臨床上脊椎後方融合術常用於胸腰椎部位的融合，不同椎節的結果是否一致仍 需要進一步的研究。本實驗是屬於體外生物力學實驗，無法模擬人體骨組織再生與 重建，僅能模擬術後短期現象。加上本研究僅以單向疲勞負載模擬椎弓根螺釘的破 壞型態，但人體在生活中有會有多方向的活動如：前彎後仰、側彎及旋轉的動作，
可能會更加惡化椎弓根螺釘在體內鬆脫的情況。
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2.5 結論
本體外生物力學實驗顯示椎弓根緻密骨於椎弓根內的比例與拉出強度呈現高 度正相關性，研究成果也量化指出當椎弓根螺釘與周遭骨組織間介面間隙達 1mm 時，其拉出強度顯著的下降，代表螺釘和試樣間的咬合減弱，此資訊可提供臨床上 在判斷螺釘鬆脫時的依據。若椎弓根緻密骨於椎弓根內的比例大於 0.73，則有可能 能降低由於日常活動造成椎弓根螺釘與周圍骨組織產生間隙而發生植入物鬆脫的 機率，提供醫師在術前判斷出適合螺釘植入的椎弓根區域。
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第三章 剛性及彈性植入物系統對於脊椎生物力學的影響
3.1 前言
脊椎後方融合術為目前治療椎間不穩定的一種常見手術，但是臨床上發現由 於植入節的活動性喪失而導致鄰近節的活動性代償行為，可能造成鄰近節椎間盤 退化，這樣的併發症使得病患可能需要接受再一次的手術治療6,8。Park 等人 82綜 合各文獻的資料進行統整回顧，發現造成鄰近節退化的主因大多數是由於生物力 學上的改變，例如椎間核壓力、小面關節負載或椎節活動增加等，並指出脊椎後方 融合術引發鄰近節併發症的機率為 5.2~18.5%。Ghiselli 等人28的研究追蹤 215 位 接受脊椎後方融合術的病患 67 個月，評估其臨床生活機能指標並使用 X 光技術觀 察術後鄰近節有無發生椎間不穩定等退化情形，結果指出有 16.5%的病患於五年後 因為鄰近節椎間盤退化而需要再次手術，而十年後發生此情形的病患更高達 36.1%。
Aota 等人 83對接受脊椎後方融合術的病患進行臨床統計，觀察其椎節間相對活動 角度及椎節前後位移距離，結果發現 25.5%病患於術後平均 39 個月發生鄰近節不 穩定的情形，且於上鄰近節更容易發生此情形。
相關生物力學研究也指出，其原因可能是來自於植入節活動度過度拘束而導 致鄰近節的代償現象發生 30-33。Panjabi 等人 84使用人體腰椎試樣，針對單節或多 節脊椎後方融合術進行研究，研究方式施加 400 牛頓預壓力以及正負 10 牛頓-米的 扭矩，觀察植入節與鄰近節活動角度變化的情況，結果指出手術後鄰近節活動範圍 會增加 21%，顯示出脊椎後方融合術確實會顯著性增加鄰近節活動範圍，造成不 穩定的情形。Nohara 等人85於體外實驗中指出經過脊椎後方融合術後鄰近節運動 角度相較於脊椎健康時的狀態顯著增加，由 2.86∘增加至 5.44∘。Shmoelz 等人 86,87
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在研究中使用椎間核壓力來觀察脊椎的負載情形，藉此比較不同脊椎植入物對於 生物力學的影響88-91。Weinhofer 等人91使用可繞式壓力感測器來量測人體試樣於 前彎動作下椎間核壓力變化情形，其結果指出經過脊椎後方融合術後，其鄰近節椎 間核壓力顯著性的由原本 462.46 mm Hg 上升至 600.19 mm Hg。Cunningham 等人
89使用 11 副人體試樣，觀察脊椎後方融合術後植入節以及鄰近節椎間核壓力的變 化，結果發現鄰近節椎間核壓力上升 45%，證實脊椎後方融合手術會使得鄰近節 椎間核壓力產生改變。
由於傳統的脊椎融合手術主要使用勁度高的不鏽鋼或是鈦合金的剛性連接桿 (rigid rod)來限制手術節的活動度，因此易造成鄰近節過多的代償，進而產生許多 鄰近節的提早退化情形，另外由於使用剛性連接桿會將脊椎受力時的旋轉中心向 後偏移，主要受力由植入物系統承擔，易造成磨耗及植入物斷裂鬆脫等後遺症發生
34-36。為了改善上述剛性連接桿植入物的問題，許多學者提出減少手術節植入物強
度來允許植入節有些許的活動度，因此彈性連接桿系統被研發出來37-39，目前市面 上針對固定桿的彈性做改善的如：Dynesys、AccuFLEX、Graf ligament 等，目的為 希望能夠取代傳統融合手術，容許退化節更多的活動度並同時減少鄰近節的代償 性活動度上升，進而改善傳統手術所造成的鄰近節退化情形。
近年來，聚醚醚酮(polyetheretherketone, PEEK)材質由於有相當好的生物相容 性，低磨耗及較低的勁度(3.5GPa)，其勁度相較於傳統鈦合金材質(115GPa)更接近 於人類緻密骨的勁度(17GPa) 4,20-25，故已廣泛應用於新型椎間籠的製造，但是使用 彈性連接桿應用在後方融合術的研究則相當匱乏。部分的臨床報告已指出使用彈 性連接桿能達到良好的臨床治療效果20,23-26，且於三年的追蹤研究中並無發現鄰近
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節椎間盤提早退化的現象41。也有少量的體外生物力學研究指出，PEEK 彈性連接 桿能讓前方椎骨於受力時較為接近正常的狀態，故有可能降低鄰近節椎間核壓力 及減少植入物損壞機率4。然而上述臨床研究主要限制為個案數量稀少，而生物力 學研究只執行單次受力測試或僅以數值模擬，無法解釋病患長時間日常活動對於 此類彈性連接桿系統的生物力學的變化，另外也有部分的文獻呈現相反的意見，指 出此類彈性連接桿系統相較於傳統剛性連接桿系統並無法有效的降低再次手術率
42，且於鄰近節椎間核壓力也無顯著的差異43。
研究目的
綜觀上述的文獻分析，使用單次的力學測試或許可以讓我們了解部分彈性與 剛性連接桿植入對於脊椎生物力學特性的影響，但是此類研究卻無法更進一步的 模擬長時間日常活動對於椎間盤慢性破壞現象44,45，我們認為分析 PEEK 彈性連接 桿及鈦合金連接桿植入對於脊椎生物力學的長時間影響尚需要更進一步的研究。
因此，本部分的研究將利用豬隻試樣進行體外生物力學研究，主要有兩個目 標：第一為比較不同勁度的連接桿植入後對於脊椎的椎間盤高度及椎間核壓力的 影響；第二為分析兩種植入物及周圍骨組織的受力，研究成果希望能比較新型 PEEK 彈性連接桿及傳統鈦合金連接桿的差異，證明 PEEK 連接桿是否能降低鄰近 節提早退化及降低植入物損壞的風險，以提供臨床醫師使用不同器械時的參考方 向。
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3.2 材料與方法 3.2.1 試樣準備
本實驗採用 32 副新鮮的豬隻屍骨試樣進行體外生物力學實驗，豬隻重量約 為 120 公斤，豬隻年齡約六個月大，取出 T9~T12 包含四個椎骨與三個椎間盤的 運動單元(圖 3.1)，之後將軟組織去除但保留周圍韌帶與小面關節後，以補土包覆 上下端，最後將試樣覆蓋上沾溼生理食鹽水的紗布，放入雙層密封袋裡，保存於 恆溫攝氏零下-20°C 的冷凍冰箱中。在實驗前，再將試樣由冷凍冰箱中取出放置 於室溫下退冰。以上處理步驟經過文獻證明能保有其正常的生物力學特性66。
圖 3.1 清除乾淨並包埋的豬隻屍骨試樣
為了要研究彈性及剛性連接桿系統對於脊椎生物力學的影響，我們將試樣隨 機分為四組，包含：健康組、受傷組、鈦合金連接桿組及 PEEK 連接桿組，各組各 包含八個試樣。健康組為控制組，除了施予疲勞負載外不再加以其他操作介入。於 安裝植入物之前，將試樣手術節(T10 及 T11)的脊間韌帶、脊上韌帶以及小面關節
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的韌帶等軟組織去除，提升手術節的活動度以模擬臨床上椎節間受傷不穩定的狀 態33，然後再分別安裝植入以鈦合金與 PEEK 為連接桿的植入物系統，其兩種連接 桿皆為長度 60mm 及直徑寬 5.5mm(圖 3.2)，整個植入過程由資深骨科醫師指導完 成。試樣分組示意圖如圖 3.3 所示。
(A)
(B)
圖 3.2 (A)PEEK 連接桿 (B)鈦合金連接桿
(A) (B) (C)
圖 3.3 試樣分組示意圖 (A)健康組 (B) 受傷組 (C)植入鈦合金/PEEK 組
Steel ball
Intact group Destabilization group with Ti alloy / PEEK rods
`
` IDP sensor
Strain gauge
Destabilization group
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量測參數
本實驗所評估的的量測參數主要有三個，包含椎間盤高度變化、椎間核壓力變 化及植入物與椎弓根螺釘附近骨組織的應力。
3.2.2 椎間盤高度變化
於椎間盤高度變化測試方面，會於測試前沿著椎骨上下前緣以三秒膠黏貼直 徑 1.2mm 的鋼珠，並在疲勞負載前後及過程中使用 X-ray 拍攝並換算其椎間盤高 度變化。椎間盤高度變化參數將計算疲勞負載前後椎間盤高度的變化，並與原始高 度進行正規化處理。椎間盤高度變化越大代表其經過疲勞負載過後椎間盤高度越 狹窄。
3.2.3 椎間核壓力變化
植入節及上下鄰近節的椎間核壓力將利用本實驗室自行研發的針型壓力感測 器，其原理為在標準 20 號針頭(外徑為 0.9mm)的前端以放電加工出一個長方槽，
並且將應變規放置入槽內並用熱融膠和應變規膠塗在應變規表面，使其形成一個 薄膜，將針型應變規置入椎間核之後，針頭的應變規會因為試樣活動所產生的椎間 核壓力變化而導致形變造成輸出電壓變化，乘以校正係數可換算出實驗中椎間核 的壓力變化，其非線性度小於 3%，遲滯性小於 1.48%，目前壓力上限校正至 3MPa(圖 3.4)。
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圖 3.4 針型壓力感測器系統
放置微型針式感測器前先使用 18 號醫療用針頭做為導引以減少感測器受到過 大的摩擦而導致實驗誤差，並於放置完成後拍攝 X-ray 影像確認感測器於椎間核中 央(圖 3.5)。椎間核壓力變化參數將計算疲勞負載前後椎間核壓力的變化，並與起 始椎間核壓力進行正規化處理。椎間核壓力變化越大代表其經過疲勞負載後的椎 間核壓力越低。
圖 3.5 利用 X-ray 檢測針型感測器安置位置及計算椎間盤高度 放大盒
應變規感測器
資料擷取卡
應變規訊號處理器
可變電阻 五蕊接線
排線 電腦
Mid disc Cranial disc
Caudal disc
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3.2.4 植入物與椎弓根螺釘附近骨組織的應力
為了評估不同剛性連接桿植入系統於疲勞負載後是否有可能發生斷裂或鬆脫 的情況，本研究將在兩種連接桿中間及椎弓根螺釘植入處下方 2mm 的骨頭表面黏 貼應變規(strain gage, Kyowa Electronics Instruments, Tokyo, Japan)。
應變規經由應變訊號處理盒後所輸出之訊號會藉由訊號放大卡放大(放大倍 率:513)，由訊號擷取卡讀取訊號至電腦。本實驗所使用的應變規量測電路為惠斯 通電橋(wheatstone bridge)(圖 3.6)。藉由觀察電壓 E 的變化可計算出應變規電阻 Rg 之變化ΔR，進而得到應變 ε，計算方式如下。
惠斯通電橋所輸出的電壓為
R R R R
V
R R R E R
g g
1 3 2
1 3
2 ，
可得
2 3 2
3 3 2 1
VR ER ER
VR ER ER Rg R
，
在本實驗中
R
1 R
2 R
3 R 120
，因此 R
E V
E R V
R Rg
2 2
，最後得 1
2 2
E V
E V R
R ，
將 R
R帶入
R R F
1
得到應變值，其中 F 為應變規因數(Gage Factor)。
圖 3.6 惠斯通電橋電路
