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骨的生物力學特性范文1
【摘要】 目的 觀察辛伐他汀對骨質疏松大鼠骨代謝和股骨生物力學的影響。 方法 將SD大鼠隨機分成假手術組(SHAM)、卵巢切除組(OVX)、卵巢切除加辛伐他汀組(OVX+SIM)，每組16只。適應性喂養1周后手術，術后8周給藥，OVX+SIM組給予辛伐他汀5 mg·kg-1·d-1，其余2組用等量生理鹽水灌服。用藥后第4、12周分2批各處死半數大鼠，取血觀察各組大鼠的骨源性堿性磷酸酶(BALP)、骨鈣素(BGP)的代謝情況。分離股骨進行三點彎曲試驗，檢測股骨最大載荷、彈性載荷、最大橈度、彈性橈度等生物力學性能。 結果 (1)用藥4周，BALP水平OVX+SIM組較OVX組升高(P
【關鍵詞】 辛伐他汀; 股骨; 生物力學; 疾病模型， 動物; 骨質疏松; 骨鈣素; 堿性磷酸酶
辛伐他汀對去勢大鼠骨代謝和股骨生物力學影響骨質疏松癥(osteoporosis， OP)是以低骨量、骨組織微結構退變、骨脆性增加從而導致發生骨折的危險性升高為特征的一種全身性疾病，其主要危害是骨折，骨骼生物力學性能的降低是骨折發生的主要原因之一。近年發現他汀類藥物具有促進骨形成和加速骨折愈合的作用[1-2]。去卵巢大鼠可以較好地模擬婦女絕經后骨質疏松狀態，筆者以去卵巢大鼠建立絕經后OP模型，給予辛伐他汀(simvastatin，Simv)灌胃，取血觀察大鼠骨代謝的變化，取股骨標本進行三點彎曲試驗測定骨生物力學指標[3]。以評價Simv對去卵巢大鼠骨代謝及骨生物力學性能的影響，進一步探討Simv的抗骨質疏松作用。
1 材料與方法
1.1 材料
1.1.1 動物與分組 選用雌性SD大鼠48只，3～4月齡，體質量240~300 g[上海斯萊克實驗動物有限責任公司，動物許可證號：SCXK(滬)2003-0003]，適應性喂養1周后，隨機區組設計分為：假手術組(sham-ovariectomized rats， SHAM)，卵巢切除組(ovariectomized rats， OVX)，卵巢切除加Simv組(OVX+SIM)，每組16只。
1.1.2 試劑與儀器 Simv片(杭州默沙東制藥有限公司，進口藥品注冊證號：H20030704，批準文號：國藥準字號J20040032);大鼠血清骨源性堿性磷酸酶(BALP)、大鼠血清骨鈣素(BGP)，均為美國ADL公司;電子萬能生物力學試驗機(CSS-44100型，英國INSTRON公司);全自動生化儀(chemix 180，日本Sysmex公司)。
1.2 方法
1.2.1 造模 1%戊巴比妥納(4 mL/kg)腹腔注射麻醉。取仰臥位，常規消毒后打開腹腔，切除雙側卵巢。SHAM組以同樣術式在卵巢附近切取與卵巢大小相近的脂肪組織。動物自由進食飲水，自然光照。
1.2.2 給藥方法 卵巢切除8周后，OVX+SIM組以Simv 5 mg·kg -1·d-1灌胃，(Simv用生理鹽水配制成1 mg/mL的混懸液，用前搖勻)，連續12周;SHAM組及OVX組予同等體積生理鹽水灌胃。用藥4周隨機處死半數大鼠，12周處死全部大鼠。
1.2.3 血清生化指標測定 各組大鼠處死前摘除眼球取血5 mL，離心分離血清，-80 ℃保存備用。BALP、BGP測定ELISA定量。
1.2.4 三點彎曲實驗 將股骨標本自然解凍置于萬能電子生物力學試驗機上，保持其濕度，測試溫度為23 ℃，以股骨中點為加力點，支座跨距23 mm，加載速度1 mm/min，載荷測量精度為0.01 N，撓度測量精度為0.001 mm，勻速加載至標本斷裂。加載時注意股骨標本橫截面短軸的方向與加載的力的方向一致;支座及加載壓頭的形狀應加工成馬鞍形，可控制長骨試件在加載的過程中基本不發生滾動以減少系統誤差。計算機描記出載荷-變形(橈度)曲線，分析實驗數據并經過換算得出最大載荷、彈性載荷、最大橈度、彈性橈度。
1.3 統計學處理 數據以x±s表示，采用SPSS 12.0 for windows進行檢驗及分析，多組間比較采用方差分析，P
2 結 果
2.1 血清生化指標測定結果 (1)用藥4周，12周OVX+SIM組BALP較OVX組均明顯增加(P
2.2 大鼠股骨三點彎曲實驗結果 用藥4周，最大載荷SHAM組較OVX組明顯增加(P
SHAM：假手術組;OVX：卵巢切除組;OVX+SIM：卵巢切除加辛伐他汀組. BALP：血清骨源性堿性磷酸酶;BGP：大鼠血清骨鈣素. 與OVX組同時間點比較，：P
SHAM：假手術組;OVX：卵巢切除組;OVX+SIM：卵巢切除加辛伐他汀組. 與OVX組同時間點比較，：P
3 討 論
BGP是成骨細胞分泌的一種肽類物質，可促進骨鈣鹽沉積，增加骨細胞的礦化速度，其含量變化直接反映成骨細胞的活性，也直接反映骨形成率或骨轉換率。BALP是成骨細胞的一種胞外酶，其含量變化能夠直接反映成骨細胞活性。
在骨質疏松發生早期，由于體內雌激素水平降低，機體處于一種高骨轉換率的狀態，此時體內骨形成和骨吸收均會增高，因此OVX組BLAP水平可維持較高水平，故用藥4周，OVX組與SHAM組無明顯差異;用藥12周，OVX組的血清BALP與SHAM組比較明顯下降(P
用藥4周，OVX+SIM組大鼠的血清BALP增高，與OVX及SHAM組比較均有差別(P
生物力學特性是反映骨的生長代謝情況的一個重要指標，它是骨量、骨結構連續性、骨皮質厚度及骨的材料特性的綜合反映[9]。用藥4周，OVX組股骨最大載荷和最大橈度均小于SHAM組，差異均有顯著性。最大荷載直接反映松質骨骨小梁的骨質、結構的連續性，皮質骨的強度，最大橈度反映骨組織的變形能力。本實驗結果說明OVX組大鼠股骨斷裂前所能承受的最大載荷以及股骨發生斷裂時，股骨中性線偏離原始位置的最大位移均小于SHAM組，表明去卵巢造成股骨強度和整體抗骨折能力下降，符合骨質疏松后骨生物力學性能的本質特征。分析原因可能為去卵巢后，由于體內雌激素分泌減少，機體處于一種高骨轉換率的狀態，此時體內的骨吸收和骨形成均會增高，兩者的凈效應表現為骨丟失。而骨質疏松早期主要是松質骨受累，骨小梁變細、斷裂，骨小梁減少，骨髓腔變大，導致骨最大載荷和最大橈度下降。
用藥4周，OVX+SIM組股骨最大載荷和最大橈度與OVX組差別無統計學意義。說明4周時雖然Simv能使成骨細胞活性增加，促進成骨，但不能防止去勢大鼠的骨丟失，可能其成骨作用微弱，也可能其既促進骨形成同時也促進骨吸收。Sirola等的臨床研究表明早期Simv并不能防止骨丟失[10]，Frans等報道小劑量的Simv早期促進骨形成也促進骨吸收，使骨量減少[11]。用藥12周，OVX+SIM組股骨最大載荷和彈性載荷較4周時明顯增加，且為組間最大，差異具有顯著性。表明隨著時間的延長，Simv的促進成骨作用明顯增加，提高了斷裂前能承受的最大載荷以及股骨不發生永久形變所能承受的最大載荷，明顯改善了股骨的強度。
筆者認為，Simv具有促進骨形成的作用，隨時間延長成骨作用加強，能提高股骨的強度，降低骨折發生，為臨床骨質疏松的防治增添了實驗依據。其促進成骨的作用可能與BLAP和BGP水平密切相關。至于該藥物對骨質疏松大鼠股骨力學性能影響的詳細機制及藥物濃度、作用時間對力學性能的影響，還有待進一步研究。
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骨的生物力學特性范文2
關鍵詞：大鼠；游泳運動； 跑臺運動； 脛骨； 骨礦含量； 力學特性
中圖分類號：G804.4文獻標識碼：A文章編號：1007-3612(2007)04-501-03
Effects of Different Impact Training on Mineralization and Mechanical Properties of
Growing Rats' Bone
FANG Dongmei1, ZHOU Daohua2，ZHOU Fenglin3
(1． Xuzhou Normal University, Xuzhou 221116, Jiangsu, China; 2． Doctor Graduate, Suzhou University, Suzhou 215021, Jiangsu, China；
3.Linhuan Coal Mine Hespital,Huaibei Coal Group,Suixi 235136,Anhui China)
Abstract:In order to research the effects of different impact exercises on growing rats' bone growth, 24 female SD rats (4 weeks old ) are randomly assigned to a running group (Run n=8), a swimming group (Swim, n=8) and a control group (con, n=8)． During a 9 weeks training session (60 mins/day, 5 days/week), the Run rats are trained at progressively increasing running speeds (1020 m/min), and weights attached to the tail of the Swim rats from the 4th week and then on． Wet weight, dry weight, ash weight, bone apparent density, bone ash density of the Run rats' tibiae are all significantly higher than those in the Con group, but only bone ash density of the Swim rats is higher than that of the Con rats． Except maximum load, all the data of tibiae' mechanical properties of both of the training groups are all higher than those in the Con group, and the Run group's maximum deformation and bending deformation and elastic load of the Swim group are much higher than the Con group's (P
Key words: rats; swimming; running; tibiae; bone mineralization; mechanical properties
本研究對生長期大鼠分別實施跑臺運動和游泳運動的干預，比較了兩種運動方式對骨礦含量和生物力學特性的影響。
1實驗方法
1．1實驗動物的分組
同一天繁殖的4周齡雌性SD大鼠24只（由徐州醫學院動物實驗動物中心提供），平均體重為93.49±9.34，根據體重隨機搭配分成對照組（C組）、跑臺運動訓練組（R組）和游泳運動訓練組（S 組）三組，每組8只。
1．2動物的飼養與運動干預
大鼠單籠飼養，自由進食、飲水，以國家標準嚙齒類動物常規飼料喂養。動物房溫度維持在18～24℃，相對濕度45%～55%，自然光照。
所有大鼠進行一周的運動適應后，對照組大鼠常規飼養，不做任何運動干預。跑臺運動組和游泳運動組大鼠進行為期9周的運動訓練，運動方案的制定參照Bedford［1］和T H Huang［2］，運動方案如下表所示：
1．3取材及指標的測定
最后一次運動后24 h，稱量體重，以氨基甲酸乙酯（20%體重）麻醉，取后肢左側脛骨，去盡結締組織，以生理鹽水浸透的紗布包裹，置－20℃冰箱保存，待測。
表1運動訓練組大鼠運動方案
周次持續時間/min跑臺運動速度
/m•min-1游泳運動負重
/%體重第一周20～3010～120第二周30～4012～140第三周40～5015～170第四周50～6018～201第五周至第八周60201標本復溫后，進行如下測定：
骨礦鹽含量的測定：以分析天平測定脛骨的濕重，后用排水法測量脛骨的體積，在進行三點彎曲試驗后將標本放入烤箱中，105℃加熱烘烤48 h，至恒重后測量干重，然后放入Muffle 爐中，650℃灰化，在24 h完全灰化后測定灰分重量。計算以下骨礦含量參數：
表觀骨密度(骨比重)：骨濕重與體積之比；
灰分密度（骨礦鹽密度：骨灰分重量與體積之比；
骨灰度：骨灰分重量與干重之比；
三點彎曲試驗：用游標卡尺（精確度為0.02 mm）測量脛骨長度，在英國QTS―25質構儀上進行三點彎曲試驗，跨距為25 mm，加載速度為10 mm/min，勻速加載，直至骨折，記錄載荷――變形曲線，從曲線上讀出以下指標：
最大載荷：骨斷裂前所承受的最大載荷，單位為N；
彈性載荷：骨在彈性范圍所承受的最大載荷，單位為N；
最大撓度：骨斷裂前所承受的最大變形長度，單位為mm；
彈性撓度：骨在彈性范圍所承受的最大變形長度，單位為mm。
1．4統計分析
各組參數均以均值±標準差表示，用統計軟件SPSS11.5進行分析，組間差異顯著性采用獨立T檢驗，顯著性水平為p
2結果
2.1運動對生長期大鼠脛骨骨礦含量和水分含量百分比的影響
游泳運動組各項骨礦含量指標皆高于對照組，但僅有灰度骨密度具有顯著性差異。跑臺運動組的各項骨礦含量指標僅有骨灰度指標不具有顯著性差異，其余各項指標均具有顯著性差異，尤其是骨灰度密度，非常顯著地高于對照組（p
游泳運動組大鼠脛骨水分含量比例在三組大鼠中最高，與對照組相比無顯著性差異，但顯著性高于跑臺運動組，跑臺運動運動組的水分含量比例最低(表2)。
表2各組大鼠骨礦含量參數和水分含量
2．2運動對生長期大鼠脛骨力學特性的影響
游泳組大鼠的最大載荷高于其他兩組，跑臺運動組低于其他兩組，但無統計學意義。游泳運動組的彈性載荷非常顯著高于對照組（p
表3各組大鼠生物力學特性參數
3分析與討論
大鼠在3周齡之內為哺乳期，4～7周齡為生長突增前期，7～10周齡為生長突增期，11周齡之后為生長突增后期和成熟期。［3］大鼠的上述各發育階段和特點均與人體生長發育相似，人體的諸多研究發現，青春期前和青春前期進行適宜的體育運動所獲得的骨性效應更為明顯。大鼠在8周齡左右進入期，本研究選用了4周齡的雌性SD大鼠，適應一周，進行為期9周的不同應力水平的運動訓練，運動開始在期前，持續到其生長突增期和成熟期結束。以探討不同運動方式對骨量和骨生物力學特性的影響作用，可間接地為兒童少年生長發育過程中各種干預手段的運用、環境對發育中骨量的影響以及運動的選擇等提供必要的理論依據。
遺傳的程度、激素的活性和骨的力學環境，這三個因素控制著骨的質量、形狀、結構和生物力學特性。骨骼的質量和形狀主要取決于其基因背景，但其結構和功能在很大程度上依賴于其所處的力學環境，并趨向于實現用最小的骨量達到最大的骨強度。［4］施加到骨上的載荷在骨生理學活動中起著“方向盤”的作用，它決定了骨的形成、骨的吸收的發生部位，也決定著骨重建的形式。［5］
3.1不同應力水平的運動訓練對脛骨骨礦含量的影響
骨組織的其他組織不同，細胞成分少而基質成分多。骨基質的主要成分為骨的有機成分和無機成分，含水量低，密度大。去除骨礦物質后的骨基質主要由膠原纖維組成和少量無定形有機礦物質組成。骨的無機鹽主要由磷酸鈣、碳酸鈣、檸檬酸鈣和其他磷、鎂等無機鹽組成。骨骼中礦物質沉積的多少稱為骨礦含量，是骨量（BMC）的表示方法之一。［6］在人體可以通過各種方法測定骨礦含量和骨密度，但在活體骨上同時測定骨有機成分十分困難。在動物實驗中，可采用離體灰化的方法獲得骨礦含量。本研究采用采用這一方法測定了大鼠脛骨的骨礦含量。
本研究的實驗結果發現，跑臺運動組的濕重、干重、灰分重量、表觀骨密度和灰度骨密度均顯著高于對照組，尤其是骨灰度密度，具有非常顯著性的差異。Y-I.Joo 等對4周齡雄性大鼠進行為期10周，每周5次，每次50 min的28 m/min 的跑臺運動訓練后的各項指標與對照組的比較結果本實驗的顯著性更高。［7］羅冬梅觀察了4周齡SD 大鼠在分別進行為期3周、6周、9周的不同強度的運動后骨量的變化，發現3周的運動對BMC無明顯影響，但運動至6周時，低負荷運動組的BMC明顯增加，而高負荷組BMC增加幅度較小。［8］Jun Iwamoto對進行為期7周和11周的跑臺耐力訓練發現7周運動訓練就可以使大鼠脛骨BMC產生顯著性變化。因此，跑臺運動可以提高骨量，但要達到顯著性的變化需要一定時間的累積，對于生長期大鼠，持續時間越長，成骨效應越明顯。
游泳運動的成骨效應一直是存在爭議的。人體的研究發現，游泳運動員的BMD和普通人群沒有差別。［9,10］但對幼年動物的研究發現，游泳運動可以提高骨干沉積，長骨的生長，增加BMC 和骨的力量。［11～13］本研究也發現游泳運動組的濕重、干重、灰分重量、表觀骨密度和灰度骨密度與對照組比較除骨灰度密度外雖無顯著性差異，皆增高的趨勢，認為游泳運動具有一定的成骨效應。本研究的結果還顯示。跑臺運動組的各項以上各項指標均有高于游泳組，加之跑臺運動組各項指標均顯著高于對照組，提示跑臺運動的成骨效應高于游泳運動組。T.H Huang 對分別進行8周跑臺運動和游泳運動大鼠的觀察發現，跑臺運動組的BMD高于游泳運動組和對照組，但無顯著性差異，［1］這也許是時間稍短的原因。其結果和本研究的結果都支持一貫認為的抗體重運動的成骨效應大于非抗體重運動的觀點。
在本研究中還發現，跑臺運動組的干重和灰分重量雖然都顯著性高于對照組，可其骨灰度和對照組間無顯著性差異，甚至略低于游泳運動組。因為骨干重和骨灰重之差是有機物的總量，此結果提示，跑臺運動不但提高了骨中礦物質的含量，也同樣提高了骨中有機質的含量，而且，其有機質含量的增加比列高于游泳運動組。由于一定量的有機基質只能容納下一定量的無機礦物質，若有基質減少，即使礦物質充足，也會出現骨量減少或骨質疏松，所以跑臺運動組的這一變化為脛骨的進一步礦化提供了相對較大的空間。而且有機基質在骨骼中起網狀構架作用，礦物質沉積到網狀構架中起硬化作用。礦物質含量和分布情況決定了骨的機械性能，因此這種變化也將影響到骨的生物學特性。
3.2不同應力水平的運動訓練對脛骨力學性能的影響
骨組織是一種有生命力、并按力學原理組成其內部結構的特殊結締組織，骨骼系統構成機體堅硬的骨架結構，骨骼的首要作用是滿足機體的生物力學要求，對機體起著支撐、保護和負重等力學功能。這些功能和骨的生物力學特性密切相關。骨組織在生長發育過程中，在外界運動刺激下不斷對骨結構進行塑建和重建過程，骨生物力學特性的改變是骨形狀、骨量和微結構等的綜合表現，是評定骨質量的重要指標。
骨干的三點彎曲實驗主要反映皮質骨的力學性能。最大載荷和彈性載荷是反應骨抵抗斷裂即抗破壞的能力的力學指標，而最大撓度和彈性撓度是反應骨抵抗變性的能力的指標。最大載荷均高于對照組，但無統計學意義。游泳組的彈性載荷最高，非常明顯地高于對照組，也明顯地高于跑臺運動組。T.H Huang 的研究也發現游泳運動組的最大載荷高于對照組和跑臺運動組。［1］說明運動提高了脛骨抗外力破壞的能力，尤其是游泳運動組的作用非常明顯。游泳運動組和跑臺運動組的最大撓度和彈性撓度，均顯著高于對照組，特別是跑臺運動組，顯著性水平更高，并且還顯著性高于游泳組。這些結果說明了長期的耐力訓練可以提高骨的生物力學性能。同時揭示運動提高了脛骨抵抗變形的能力，即脛骨的剛度提高。
骨的生物力學特性受骨的幾何形狀、骨礦含量、骨質的質量即骨基質中和骨單位周圍存在的細微骨折數量等因素有關。骨量的增加往往伴有最大撓度和彈性撓度的降低，但在本研究中卻發現，跑臺運動組的骨礦含量明顯高于對照組，可是最大撓度和彈性撓度卻更加明顯地高于對照組，游泳運動組的骨礦含量略高于對照組，而這兩項指標卻顯著高于對照組，從而進一步說明，運動在增加骨礦含量的同時，也增加了骨的有機質的含量。
4結論
經過9周漸進的每天持續60 min的運動訓練，與對照組相比，跑臺運動明顯增加大鼠脛骨的骨礦含量和有機質的含量，大大提高了脛骨抗變形的能力。游泳運動能夠增加脛骨的骨礦含量和有機質的含量，但其作用小于跑臺運動。游泳運動訓練也可以提高脛骨抗變形的能力，其作用也小于跑臺運動訓練，可是其對脛骨抗斷裂能力等的影響高于跑臺運動，游泳運動的這種作用不是通過骨量的增加獲得的，可能是通過其他途徑獲得的，對于兩種不同應力方式的運動對骨生物力學特性改變的機制的差異，有待于進一步探討。
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投稿日期：2006-03-15
骨的生物力學特性范文3
1膝關節三維有限元模型的建立
有限元仿真計算是隨著計算機技術不斷進步而逐漸發展起來的一種有效地數值方法，而用有限元法進行生物力學分析是近年來發展起來的一種生物力學研究方法。伍中慶等[4]結合X線片用XCT對尸體膝關節進行掃描，利用Ansys有限元軟件，對膝關節的三維有限元模型進行重建，包括股骨、脛骨、髕骨及半月板，重建的幾何體逼真、客觀，為分析股骨、脛骨、髕骨和半月板的力學特性提供了模型基礎。汪強[56]的結果提示三維模型較以往兩維平面有限元模型有明顯優點：①模型網格劃分更細，建立的單元和節點更多，模型更接近解剖學實際。②圖像數據直接來自CT掃描，避免了圖像生成、轉化與存取中的信息丟失，且圖像精確。③嚴格區分了半月板與關節軟骨。王光達等[7]通過一名男性健康志愿者的膝關節掃描，通過有限元軟件處理成功建立了一個完整的膝關節三維有限元模型，包括脛骨、股骨、髕骨、內外側副韌帶、前后交叉韌帶，髕韌帶及雙側半月板。模型可以任意角度旋轉觀察，整體外形及各組成部件均與實體標本具有滿意的相似性，黃建國等[8]通過了MSCMARC建立膝關節的三維有限元模型，得到脛骨骨折患者的膝模型，認為對脛骨平臺骨折的診斷，手術策劃和治療具有較大的指導作用。模型確立后可以為膝關節的創傷、骨折的力學分析及人工關節的開發提供方法學的支持。姜華亮等[9]在MRI基礎上建立膝關節三維有限元模型，包括膝關節所涉及的幾乎所有骨骼、軟骨，半月板和韌帶等基本力學的模型，并認為MRI比CT對軟組織顯像更清晰。重建的模型更逼真、客觀，能夠更真實地反映膝關節的結構特點和生物力學屬性。
2有限元在膝關節生物力學研究中的應用
人體膝關節生物力學復雜多樣，更多的力學反映在運動過程中，受力特點更加復雜。因此，應用三維有限元方法建立膝關節生物力學模型，無創、快速地研究膝關節力學特性、損傷的機理，對指導臨床工作有現實意義。有研究認為膝關節伸直時應力主要分布于ACL近股骨上點處。說明ACL是對抗脛骨前移的主要結構，其與臨床上ACL損傷多發生在股骨上點處相一致。膝關節屈曲時，PCL是對抗脛骨前移的首要結構，且應力主要集中在近脛骨止點處，這與臨床PCL斷裂多發生在脛骨止點處相一致。同時對模型施加內外翻應力，分別在LCL腓骨上點和MCL近股骨上點應力較大，說明MCL、LCL是對抗膝外、內翻的主要結構。與臨床內、外側副韌帶損傷位置一致。進一步驗證了有限元方法的有效性和可靠性[10]。汪強等[5]通過對膝關節三維有限元模型的建立，同時研究了加載后，得到膝關節內外側關節面典型節點Von Mises應力值，提示正常膝關節內側關節面應力呈前、后部大，中部小分布；外側關節面應力呈前部大，中后部稍小分布，且較內側關節面分布均勻。姚杰等[11]利用膝關節有限元模型和模擬跳傘著陸實驗數據，對半蹲式跳傘著陸過程進行數值模擬，并分析膝關節損傷的機理。結果顯示，關節內組織的應力水平隨著跳落高度的增加而增加，外側半月板和關節軟骨承受了較大的載荷，前交叉韌帶和內側副韌帶在屈膝角度達到最大時產生明顯的應力集中，此時更易斷裂。吳宇峰等[12]通過有限元模型研究了髕骨在運動及損傷過程中的受力情況，結果顯示應力集中于髕骨的上極和下極，說明骨折的好發部位即在髕骨的上下級，與臨床基本相符。辛力等[13]通過有限元方法對合并膝關節脫位的脛骨平臺骨折4種內固定方法進行比較。結果提示MDP（內側雙鋼板）固定后的應力最小，其后依次是BDP（雙側雙鋼板）與MSP（內側T型單鋼板+拉力螺釘），而LLP（外側鎖定鋼板+拉力螺釘）固定的應力最高。給臨床治療類似骨折選擇治療方案提供參考。
3膝關節置換相關有限元分析研究
人工膝關節置換是治療膝關節骨性關節炎的重要手段，每年有大量的患者接受人工膝關節置換。三維有限元法是先進而有效的生物力學分析方法，利用該方法從生物力學角度分析全膝關節置換后的應力分布情況對探討全膝置換有重要意義。膝關節置換前要對患者膝關節病情有詳細了解，全面檢查，嚴格選擇假體類型。根據假體的使用部位將假體分為單髁假體（單間隔假體）、不包括髕股關節置換的全關節假體（雙間隔假體）、全關節假體（三間隔假體）。如果術前對準備手術的膝關節進行CT掃描、重建，建立三維有限元模型，然后進行逆向工程CAD/CAM，選擇制作適合該關節的人工假體必將更適應患者，術后生物力學性能必將更好，松動翻修的機率將明顯降低[]。術中選擇置換假體，脛骨和股骨配對關系，術后假體接觸表面的應力變化可能增加磨損及松動的風險，有研究[15]將股骨側3號鈷鉻合金假體，與脛骨側25號（3/25配對），3號（3/3配對），4號（3/4配對）鈦合金金屬托及對應尺寸的10 mm厚度聚乙烯墊片配對。構建有限元模型，模擬雙腿站立，平地行走，上樓梯情況下，對各屈膝角度的最大等效應力進行研究。發現3/25配對，3/4配對假體接觸面最大等效應力明顯增高，有增加聚乙烯墊片磨損風險。同時Liau等[16]研究了假體對線不齊時接觸應力和Von Mises應力大幅度增加。定制假體盡管重建保肢符合人體生物力量規律，短柄假體可引起骨水泥應力集中，重建后發生骨折，骨水泥碎裂風險較高，但過度增加柄長對骨的應力遮擋水平也相應增大[17]。膝關節置換后要能負重行走是最終目標，許多靜態的模型并未涉及其中。最近有研究者對其關節高屈曲活動下運動和應力等動態特征進行了研究。通過建立包括主要骨和軟組織的全膝關節置換前后的膝關節的動態有限元模型，對天然及全膝置換后膝關節下蹲運動和接觸應力分布進行分析。結果表明在膝關節過伸和高屈曲時，在脛骨高分子聚乙烯平臺的脛骨平臺輪柱和平臺前部的交界處，脛骨平臺內后方和輪柱后部3個區域發生較高的接觸應力，這些也正是假體發生較高磨損的部位。這為膝關節假體的摩擦學研究及膝關節假體設計提供有力的分析工具[18]。
4問題與展望
盡管有限元分析方法在膝關節外科研究中有諸多優點，能重建出與真實人體膝關節結構基本一致的模型，重建的模型逼真、客觀，可以自由旋轉，添加、調整相關參數可以進行人體和動物實驗無法完成的生物力學研究。但它作為一項仍然沒有成熟的技術，還有許多不足：①研究所用硬件、軟件多為進口，價格昂貴。②操作過程繁瑣復雜，作為臨床醫務人員，學習周期長，較難熟練掌握。③人體膝關節結構復雜，相互之間關系密切，互相影響，脫離其他因素，簡單研究骨骼、韌帶、關節軟骨本身就有失偏頗。④將骨骼內各向同性，各向異性等同考慮，簡化操作，明顯不妥。⑤膝關節許多特征及生物力學都是在運動中表現出來，但許多有限元的研究是靜態的，未考慮動態研究，影響結果的準確性。⑥載荷和邊界條件的選擇，基本都是人為確定的，很多參考國外的文獻，而這是否適用于國人亦未可知。所有這些問題，希望隨著對膝關節發病機理的進一步認識、計算機處理能力的進一步提高、CT和MRI成像技術的不斷完善而逐步得到解決，使之更好地為臨床服務。
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骨的生物力學特性范文4
【關鍵詞】 椎弓根螺釘
摘要：［目的］從生物力學角度評價腰骶椎弓根螺釘翻修及強化固定的穩定性。［方法］采用7具新鮮成人尸體L5S1椎體標本，于L5椎體首先置入5．5mm／45mm椎弓根螺釘，然后再置入7．0mm／55mm螺釘翻修，最后應用骨水泥強化固定；S1椎弓根置入初始螺釘為6．25mm／35mm、翻修螺釘為8．0mm／45mm、最后同樣行骨水泥強化固定。在858MiniMTS生物力學實驗機上分別測試各狀態軸向最大拔出力及最大扭力矩。［結果］(1)在L5，初始、翻修及骨水泥強化固定狀態的最大把持力分別為（1680．7±242．8）N、（2410．3±366．1）N、（3273．0±688．5）N(P
關鍵詞：腰椎；骶椎；椎弓根螺釘；翻修；生物力學
Biomechanical stabilization in the revision and augmentation for lumbar and sacral pedicle screws
Abstract：［Objective］ To evaluate the biomechanical stabilization of augmentation and revision of L5 and S1 pedicle screws.［Method］Seven lumbosacral spines from fresh adult cadavers were harvested，and dismembered into single vertebrae before testing. 5.5mm/45mm screws were implanted in L5 pedicles as control initially， then 7.0mm/55mm screws were used for the revision， and finally， the failed pedicles were augmented by cement.The original screws implanting in S1 pedicles were 6.25mm/35mm， the revision screws were 8.0mm/45mm， and also cement was used to salvage failed pedicles finally.The maximum pullout strength and insertional torque in all groups was tested on 858MiniMTS.［Result］（1）For L5 vertebrae， the screw pullout strength in control， revision and augmented groups were （1 680.7±242.8）N， （2410.3±366.1）N and （3273.0±688.5）N，respectively with significant difference(P
Key words：Lumbar vertebrae; Sacram;Pedicle; Revision;Biomechanics
隨著經椎弓根內固定技術的廣泛應用和發展，改進椎弓根螺釘置入技術及提高椎弓根螺釘翻修術是當前人們探討的課題之一［1］，而L5S1的椎弓根內固定有其特殊性，翻修術更為困難。本實驗擬對腰骶椎弓根螺釘翻修的不同方法進行生物力學評估，為臨床應用提供依據。
1 材料與方法
1．1 材料
1．1．1 標本準備
7具新鮮健康青壯年尸體腰骶椎標本，實驗前經X線片檢查排除先天性畸形、骨折、腫瘤、骨質疏松等脊柱疾患。清除椎體周圍的軟組織，自椎間盤處離斷，L5游離成單個椎體、骶骨修整過程中保留S1椎體的完整，雙層塑料袋密封，放入-20℃超低溫冰箱中冷凍保存。測試前24h將標本取出，室溫下自然解凍。
1．1．2 椎弓根螺釘
華杰豪公司提供，有5．5mm／45mm、7．0mm／55mm、6．25mm／35mm及8．0mm／45mm4種規格，螺釘尾部加長，以利實驗中夾具固定。螺紋間距為1．2mm、深度1mm(圖1)。
1．1．3 聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)骨水泥
天津市合成材料工業研究所提供，由甲基丙烯酸酯／苯乙烯共聚酚與甲基丙烯酸甲酯單體組成的室溫自凝劑。
1．2 方法
1．2．1 椎弓根螺釘生物力學測試
按常規椎弓根進針方法置入螺釘，單個椎體固定于特制夾具，在美國產858Mini-MTS多軸試驗機上進行椎弓根螺釘生物力學測試。根據實驗設計首先置入不同型號椎弓根螺釘，在末端預留1個螺紋，然后將試件安放到MTS機上完全擰入螺釘，同時記錄各時段扭力矩數據、最終獲得最大扭力矩；既而進行螺釘拔出實驗，設置最大軸向拔出力為4000N，單純螺釘固定組最大位移為5mm，螺釘加骨水泥固定組最大位移為30mm，沿椎弓根長軸方向以5mm／min加載速率行螺釘拔出，當載荷-變形曲線出現屈服(圖2)、達到最大位移或椎體椎弓根破壞后即予停止。
1．2．2 實驗分組
腰骶椎分別進行生物力學實驗評估。
1．2．2．1 L5實驗分組
正常對照組：于7節L5椎體置入5．5mm／45mm椎弓根螺釘。單純螺釘翻修組：正常對照組實驗完成后，置入7．0mm／55mm螺釘翻修。骨水泥強化固定組：前兩組實驗完成后隨機選擇一側椎弓根行5．5mm／45mm螺釘加骨水泥強化固定翻修，另一側應用7．0mm／55mm螺釘加骨水泥強化固定翻修。
1．2．2．2 S1實驗分組
正常對照組：于7節骶椎標本置入6．25mm／35mm椎弓根螺釘。單純螺釘翻修組：正常對照組實驗完成后，置入8．0mm／45mm螺釘翻修；骨水泥強化固定組：前兩組實驗完成后隨機選擇一側椎弓根行6．25mm／35mm螺釘加骨水泥強化固定翻修，另一側應用8．0mm／45mm螺釘加骨水泥強化固定翻修。
1．2．2．3 觀察內容
椎弓根螺釘的軸向最大拔出力、橫向最大扭力矩，以及在椎弓根螺釘強化固定翻修后拔出過程中椎骨或椎弓根破壞情況。骨水泥強化固定組拔出實驗后，沿椎弓根長軸進行冠狀或矢狀切割，觀察PMMA在椎弓根螺釘周圍的分布狀況。
1．2．2．4 統計學處理
將實驗誤差和粗差進行修正處理，將全部數據進行雙向分類方差分析(StudentNewmanKeuls法)。各處理組與對照組間、同一組不同直徑螺釘間進行隨機化配對設計資料均數的t檢驗，顯著性水平設為0．05。
2 結果
2．1 椎弓根螺釘最大把持力
不同組椎弓根螺釘把持力見表1。腰椎：單純7．0mm／55mm螺釘翻修及應用骨水泥強化固定后，均可獲得明顯增加的椎弓根螺釘把持力，以骨水泥強化固定增加更為明顯應用；其中骨水泥強化固定后，不同直徑與長度椎弓根螺釘間的把持力沒有顯著性差別(P>0．05)。骶椎：單純8．0mm／45mm螺釘翻修后，椎弓根螺釘把持力與對照組比較沒有明顯差別；應用骨水泥強化固定后，把持力明顯高于正常對照組及單純螺釘翻修組，不同型號螺釘間把持力亦沒有明顯差別(P>0．05)。表1 不同分組椎弓根螺釘把持力(略) *表示實驗組螺釘把持力與對照組間有統計學差異(P
2．2 椎弓根螺釘最大扭力矩
不同組椎弓根螺釘扭力矩見表2。L5椎弓根單純7．0mm／55mm螺釘翻修后，扭力矩明顯增加；而S1椎弓根單純8．0mm／45mm螺釘翻修后，扭力矩變化不明顯。在腰骶椎，骨水泥強化固定后扭力矩均明顯減小(骨水泥固化后仍可較輕松地將螺釘擰出，圖3)，且不同直徑與長度螺釘間扭力矩沒有明顯差別(P>0．05)。表2 不同分組椎弓根螺釘扭力矩(略)*表示實驗組螺釘扭力矩與對照組間有統計學差異(P
2．3 椎弓根螺釘最大把持力與最大扭力矩相關性分析
實驗結果顯示單純螺釘翻修組螺釘把持力與扭力矩大都呈現增加趨勢，而骨水泥強化固定組螺釘把持力增加、扭力矩減小。分別將對照組與單純螺釘翻修組螺釘的最大把持力及最大扭力矩設為自變量與應變量，統計分析得相關系數r=0．85，表明單純螺釘與骨結合時扭力矩與把持力成正相關。
2．4 椎弓根螺釘拔出時的破壞情況及骨水泥在椎弓根內的分布
因在正常對照組與單純螺釘翻修組的實驗設置中采取了保護性參數，故未觀察到椎弓根或椎體的破壞。骨水泥強化固定組中椎弓根螺釘的拔出破壞大都為椎弓根螺釘的抽出，即骨-螺釘界面的剝離；僅2例L5椎弓根骨水泥強化翻修時發生椎弓根和椎體交界區的斷裂(圖4)。本實驗條件下，骨水泥粉和水按2∶3配比混合后較易注入且在椎弓根內分布均勻，螺釘紋理痕跡清晰(圖3)。
3 討論
隨著經椎弓根內固定技術在脊柱外科的廣泛應用，內固定失敗的病例也逐漸增多，Moore等認為［2］退行性滑脫術中及術后螺釘松動退出的發生率近5．5％，而脊柱骨折術后內固定失敗率高達9％。近年來，國內外已有關于椎弓根螺釘翻修及強化固定的文章發表，但針對腰骶椎特定解剖結構進行相關評價及比較的生物力學研究卻鮮有報道。
3．1 翻修螺釘大小的選擇
不同大小的螺釘呈現出不同的生物力學特性，在椎弓根的解剖形態及內固定力學需要的限制內，增加翻修螺釘的直徑或長度，可增強螺釘與骨的結合力［3］。拔出的力量與圓柱狀骨的表面積有關，決定于螺釘的外徑和進入深度。大直徑螺釘置入時，椎弓根中心的松質骨被推擠到周邊相對密質層，螺紋可置入到周邊相對密質層；針對不同直徑的椎弓根螺釘進行拔出強度測試，顯示直徑大的螺釘拔出強度大于直徑小的螺釘，拔出強度隨外徑的增加而增加［4］。螺釘越長，固定強度越大，研究發現螺釘固定強度的60％在椎弓根內，達椎體松質骨后強度增加15%～20％，至前方骨皮質但又未穿透時又增加16％，穿破前方骨皮質則增加20%～25％［5］。Polly等［6］認為直徑增加2mm，是椎弓根螺釘翻修的最理想方法；直徑增加1mm，長度增加5～10mm，也是可靠的手段。但臨床常用的單純增大螺釘直徑以提高穩定性的方法受到椎弓根解剖學條件的嚴格限制，采用較大直徑的椎弓根螺釘還增加了神經根損傷和椎弓根骨折的風險，螺釘外徑最大不應超過椎弓根外徑80％［7］。筆者認為，螺釘翻修時由于先前釘道已遭破壞，在進針點準確的情況下，同時適當增加螺釘直徑及長度應為最佳選擇。
3．2 腰骶椎弓根螺釘的把持力差異與解剖特點
本實驗表明L5椎弓根螺釘翻修時，直徑增加1．5mm、長度增加10mm，椎弓根螺釘把持力超出原螺釘強度；S1螺釘的把持力普遍比腰椎小，單純螺釘翻修結果也不同于腰椎，其把持力僅達到原有螺釘水平。椎弓根螺釘把持力取決于螺紋-骨界面的結合強度，螺釘周圍骨的質量成為決定螺釘把持力的關鍵因素，高質量的骨可獲得較大的把持強度。在腰椎，螺釘旋入時將松質骨壓縮至堅強的皮質骨上，螺釘周圍骨密度相對增高，有較滿意的骨質量；粗大螺釘的置入甚至可以切入周邊的骨皮質，增加了把持強度。在骶骨，由于其椎弓根明顯增寬，松質骨含量多、骨皮質亦不夠堅強，螺釘旋入后其周圍骨密度偏低、骨強度較低，把持力相對較小，通過有限增加螺釘的直徑、長度往往很難獲得滿意的把持強度。因此，臨床上骶骨椎弓根內固定有較多改進方法，如增加螺釘長度以使其穿破前方骨皮質、改變進針方向穿過S1上終板乃至L5下終板或在S2增加附加螺釘等。
3．3 骨水泥強化固定翻修
臨床上當椎弓根釘道破壞嚴重或骨質疏松時，單純采用大直徑螺釘翻修較為困難，常添加生物材料強化椎弓根螺釘穩定性。骨水泥強化后，把持力的實現由骨-螺釘界面轉化為較為堅強的骨-黏合劑-螺釘界面［8］，可顯著增加椎弓根螺釘把持力，而與螺釘自身結構關系不大，螺釘拔出主要依靠骨水泥骨界面剝脫實現；在使用骨水泥翻修時，螺釘的作用得不到體現，其本身結構已顯得不重要，如何調配、注入骨水泥，使之在椎弓根內均勻分布、與螺釘達到最佳結合，成為翻修的關鍵。臨床上成功應用單純螺釘翻修常假設為較理想的狀態，實際情況往往非常復雜，如骨質疏松、釘道破壞嚴重、進針位置欠佳需另行改道等，單純采用大直徑螺釘翻修較為困難，需添加生物材料強化椎弓根螺釘穩定性。尤其骶椎具有特殊的解剖學結構，椎弓根寬大且松質骨含量多，當初次螺釘固定失敗后，螺釘松動致松質骨擠壓，使得釘道較原螺釘明顯增大，螺釘直徑長度的有限增加很難獲得足夠的把持力，此時骨水泥強化固定在骶椎的翻修中的意義更為顯著。因骨-黏合劑-螺釘界面強度均超過脊椎本身結構強度，生物材料的改進應著眼于控制添加物的組織化學反應，過度增加強化材料的黏合強度已沒有太大意義。普通骨水泥的臨床應用會產生一系列的問題，如聚合熱致周圍組織(包括脊髓和神經根)損傷、體內長期留置產生毒性和致癌作用等，目前逐漸被新型生物材料所取代［9］。
3．4 椎弓根螺釘把持力與扭力矩的相關性
大多數生物力學實驗以軸向拔出力為評定螺釘把持強度的指標，近來研究發現橫向加載往往是螺釘早期松動的主要原因［2］，故將把持力與拔出力相結合更能反映出螺釘的把持強度。本實驗結果顯示螺釘把持力與扭力矩不呈現絕對的一致，不同螺釘結合界面，把持力與扭力矩間的相關性有很大差異。單純骨-螺釘界面結合強度與扭力矩間具有明顯的相關性，這與既往研究是一致的(相關系數為0．83～0．925)［10］；而實際操作時，醫師同樣習慣通過扭力矩判斷椎弓根螺釘的把持強度，具有一定臨床實用性。骨水泥強化固定為螺釘-水泥-骨界面，螺釘置入時骨水泥尚未固化，此時扭力矩沒有意義。當骨水泥固化后，骨-水泥間為牢固結合，而螺釘-水泥間結合不夠緊密，故螺釘仍可較容易扭動；螺釘的把持力主要依靠骨水泥固化后與螺紋鑲嵌吻合獲得，取決于骨水泥本身強度及骨-水泥結合強度。
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骨的生物力學特性范文5
[關鍵詞] 單側椎弓根螺釘；腰椎融合術；臨床應用
[中圖分類號] R687.3 [文獻標識碼] B [文章編號] 1674-4721（2014）02（a）-0187-03
脊柱后路內固定手術是一種重要的脊柱穩定手術，它的發展及演變起源于人們對脊柱畸形的矯正及脊椎骨折內固定的病理學發展和生物力學特性的認識。1911年Hibbs第一次報道了關于脊柱融合的手術，并且規定了脊柱融合手術的最基本原則。20世紀80年代以后隨著相關脊柱生物力學方面的研究逐漸增多，脊柱以及椎間盤的解剖結構的生物力學、脊柱內固定器械的生物力學以及不同的手術方式對脊柱的結構及其穩定性產生的影響等方面的試驗，深入闡述了脊柱后方結構及其椎間關節在維持脊柱的穩定性方面的重要作用，從而為脊柱融合手術的臨床應用提供了一定的科學依據[1]。
現在的微創技術已被廣泛地用于外科手術領域，并逐漸在脊柱外科的手術中的占據主導地位[2-3]。在脊柱手術的過程中如何避免組織損傷，減少術中出血，這已經變成了目前需要克服的一項難題。近年來關于單側腰椎椎弓根螺釘在腰椎融合手術中應用方面的報道逐漸增多[4-5]，本文對單側腰椎椎弓根螺釘系統在腰椎融合手術中的應用和研究進展進行綜述。
1 單側椎弓根螺釘固定系統的生物力學特性
1.1 單側椎弓根釘與雙側椎弓根螺釘的對比研究
Harris等[6]通過對尸體標本的生物力學檢測，認為在脊柱單側、雙側椎弓根螺釘固定系統穩定性的人體試驗中，雙側脊柱椎弓根螺釘內固定系統具有較好的脊柱穩定性，但是在目前的臨床應用中未得到滿意的療效，在最佳的脊柱內固定強度方面還沒有統一標準[7-9]。Suk等[10]通過對87例患者實施的脊柱后外側單節段內固定融合和雙節段內固定融合手術中得出，單側脊柱椎弓根內固定與雙側脊柱椎弓根能固定的脊柱融合率分別為91.5%和97.5%，差異無統計學意義（P=0.121），但是，在降低患者手術費用和縮短手術時間方面，單側椎弓根螺釘內固定系統具有明顯優勢。貢小強等[11]在行后正中手術切口腰椎間融合術（posterior lumbar interbody fusion，PLIF）中，對單、雙側脊柱椎弓根螺釘內固定系統進行對比，兩者的術中出血量和手術時間差異有統計學意義，脊柱椎體間的植骨融合率以及JOA評分改善率差異無統計學意義。
1.2 模擬仿真的研究
陳志明等[12]根據正常人體的腰3～5節段CT掃描數據，利用Geomagic Studio 9.0、Simple ware 2.0和Abaqus 6.7系統軟件重建了人體正常的腰3～5三維的有限元模型（INF），并以此為基礎，建立了腰4/5單側椎弓根釘棒固定加后外側橫突間植骨融合系統的手術模型（M1），脊柱單側椎弓根釘棒固定并應用單個融合器械放入模具（M2）、脊柱雙側椎弓根釘棒固定系統并應用單個融合器械放入模具（M3）。在模擬腰椎活動中，進行腰椎前曲后伸旋轉及側屈的基本活動，并在腰3椎體上面加500 N的預載荷以及10 N·m的轉矩。在不同情況下分別觀察腰4、腰5節段的角移位、脊柱椎弓根釘內固定以及融合器的應力作用分布。結果顯示，在不同情況下M1、M2、M3各個角移位都比INF少，以M3減少最多；除了脊柱右屈以及后伸，M2、M3角移位降低的程度相差不大，但是在脊柱左屈、右屈以及右旋轉、左旋轉的時候M1的穩定性較差。在脊柱椎弓根釘應力峰值方面，M1較M2和M3高，尤其是在脊柱后伸、左側屈時脊柱椎弓根釘的應力峰值最大。M2椎弓根釘的應力峰值較M3高。在各種情況下，M2脊椎椎間融合器的應力峰值均較M3高。所以，脊柱的單側椎弓根釘固定系統加用單個椎間融合器，能夠為脊柱提供足夠的穩定性，該方法可以用于腰椎退變性疾病的手術內固定。在脊柱融合器的應力峰值方面，脊柱單側椎弓根釘棒固定系統并應用單個融合器械放入模具明顯高于雙側椎弓根釘棒固定系統的模具，但是在脊柱融合器沉降方面，脊柱單側椎弓根釘棒固定系統較雙側椎弓根釘棒固定系統高。
董健文等[13]切除腰4～5的椎間盤以及同側>2/3的椎體間的關節，造成脊柱單節段的不穩定，結果顯示，除了脊柱左側彎以外，脊柱單側椎弓根釘棒固定系統組在脊柱其他各個方向上的活動與雙側椎弓根釘棒固定系統組比較，運動范圍（range of motion，ROM）沒有明顯增加，即使在左側彎，其ROM也較雙側組小。因此脊柱單側椎弓根釘棒固定系統和雙側脊柱椎弓根釘棒固定系統相比，在脊柱絕大多數活動方面其穩定性是相當的。
2 手術入路
2.1 傳統后正中手術切口
在相應節段的椎間隙后正中線做縱行切口，依次切開皮膚、皮下組織、腰背筋膜，并剝離肌肉組織，暴露脊柱椎板以及脊柱的關節突關節。以脊柱橫突的中心線和脊柱小關節突外緣的交點作為脊柱椎弓根的進釘點。用開口器打開椎弓根后緣骨皮質，探針插入椎弓根骨髓道內，并探測其深度和方向，選擇長度及直徑合適的脊柱椎弓根釘緩慢擰入。
2.2 微創旁正中切口
在病變節段的稍外方依次切開皮膚、皮下組織以及深筋膜，沿脊柱骶棘肌的中間逐層分離，暴露脊柱的小關節突、脊柱的上下關節突以及脊柱的椎板，進釘點為脊柱橫突的中心線和脊柱小關節突外緣的交點。其余方法與脊柱后正中切口相同。
3 單側椎弓根螺釘在不同方式植骨融合手術中的應用
3.1 在脊柱后正中入路腰椎植骨融合手術中的應用
傳統PLIF是由Cloward提出的一種行之有效的脊柱腰椎的手術方法，在腰椎間盤突出癥、腰椎退變性造成的腰椎不穩、腰椎椎體滑脫等治療方面取得了較好的臨床療效。PLIF主要應用于腰椎間盤源性所致的腰背痛和腰椎間盤突出癥、腰椎退行性變造成的不穩所致的腰腿痛、嚴重的腰椎椎管狹窄癥需要進行椎管廣泛減壓的患者以及腰椎間盤的髓核摘除術后復發患者；但是對于年輕的患者、過度肥胖的患者、有嚴重骨質疏松的患者以及重度腰椎椎體滑脫的患者是不適宜的[14-15]。
PLIF在脊柱的椎體間植入骨塊或Cage，應用骨塊或Cage的支撐和后面的脊柱椎弓根釘以及連桿的固定作用從而達到脊柱椎體間的融合，限制了本節段的活動。這種優點在于可以去除全部的椎間盤組織，有效地維持椎間隙高度，擴大椎間孔進行充分的減壓，提高了椎體間的融合率。缺點在于椎體間植入的骨塊容易錯位。切除脊柱的棘突及其韌帶、椎板，造成后柱結構破壞嚴重，容易造成脊柱失穩以及造成后路脊柱椎體間植骨融合困難。手術中對脊神經根以及硬膜囊的牽拉會導致脊神經根功能一過性或永久性暫時損失、硬膜囊撕裂和手術后硬膜外纖維瘢痕形成，手術過程中需要剝離大部分的椎旁肌，這樣手術的創傷較大和術中出血較多。如果在較高水平容易導致脊髓的損傷，產生嚴重的并發癥，因此只適應于腰2～骶1節段[16]。
3.2 微創PLIF在脊柱手術中的應用
微創PLIF手術是指在脊柱后正中線旁邊的2～3 cm處C型臂X線機導針定位后，相應的病變椎間盤處切一個約2.5 cm的切口，沿導針逐級擴張或者管狀的擴張器牽開病變的椎間隙。在手術內鏡系統的支持下完成椎間孔的減壓和椎體間的植骨融合，應用撐開器時在直視下同樣可以完成椎間孔的減壓和椎體間的植骨融合。椎體間植骨融合完成后，也可以應用小切口、內鏡或者經皮的椎體間內固定術[17-18]。林斌等[19]對102例腰腿痛患者應用單側椎弓根釘固定系統和傳統后正中入路雙側脊柱椎弓根釘固定系統進行了比較，結果發現微創單側脊柱椎弓根釘固定具有手術時間短、出血量少、椎體間的融合率較高等優點，是一種安全可行的治療方法。
3.3 在經椎間孔腰椎椎體間融合術中的應用
為了避免在PLIF手術中過度牽拉脊神經根以及硬膜囊，Hams等[20]提出經椎間孔腰椎椎體間融合手術（transforaminal lumbar interbody fusion，TLIF）。TLIF手術切口可以選在更偏離后正中線的外側，在后正中線旁邊的4～5 cm處作一個小切口，完全暴露以后切除一邊的部分關節突到達椎間盤的后外緣，手術顯露和椎間植骨融合的方法與微創PLIF類似[21]。TLIF克服了手術中牽引脊神經根和硬膜囊導致的神經損傷，并且保留了前縱韌帶、后縱韌帶、棘上韌帶和棘間韌帶的結構完整，同時由于腰背肌的附著點大部分得到保留，避免了肌肉的失神經支配，這對于手術后的功能鍛煉和恢復非常有利[22]。這種治療方法在腰椎間盤突出癥、腰椎退變造成的腰椎不穩、腰椎椎體滑脫等疾病的治療方面也獲得了較好的臨床療效。
TLIF主要是經脊柱單側后外側入路行脊柱的前柱內固定。其優點是：能降低對脊柱椎管內組織結構的損傷，對脊神經根、硬膜囊的干擾降低到最小。保持脊柱椎板及脊柱關節突的穩定性，防止脊柱內固定物脫出、斷裂。手術過程中對硬膜囊不用牽拉，和PLIF的手術方式不同，TLIF更適合于上位腰椎。其缺點是：在手術入路一側要切除部分關節突，并且在脊柱的椎體間植骨融合相對困難[23-25]。張連生等[26]認為，脊柱單側椎弓根釘TLIF手術與脊柱雙側椎弓根釘內固定TLIF手術比較，兩者在術后的效果上差異無統計學意義，與PLIF比較，TLIF在減少手術的時間及術中周圍組織損害、降低手術死腔方面具有明顯優勢。
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骨的生物力學特性范文6
【摘要】［目的］利用工程力學分析軟件CatiaV5，模擬在不同的肩關節功能位置上、間接沖擊暴力所致肱骨骨折的受傷力學機制和力學環境，為認識和治療肱骨骨折提供生物力學依據。［方法］采用高分辨率的人體肩關節斷層解剖圖作為三維重建的數據源，選取自鎖骨頂端至肱骨遠端關節面、共380層的斷層圖像，層厚1mm，按照點、線、面的建模方式，先建立人體肩關節的三維幾何模型，再予網格化，建立人體肩關節的三維有限元模型，利用該模型，模擬在12個不同的肩關節功能位置上（外展30°、45°、60°、90°、同時合并內旋、中立、外旋）、肱骨受到分級加載的軸向沖擊載荷時的骨折位置以及瞬時的應力、應變狀況。［結果］根據肱骨在不同的功能位置上載荷－應變關系曲線，載荷從0～250N時，呈線性變化，后為非線性期，卸載后，殘余骨變形；隨著載荷的增加，肱骨干的應變隨之增加。當肩關節的外展位置由90°逐漸變為30°時，肱骨干上內外側應變逐漸增加，內外旋45°時應變比中立位時增加顯著；同時，肱骨干內外側的應力不同，內側應力大，外側應力小，內外旋時，肱骨干的應力增加更快、更大。［結論］在肩關節不同的功能位置上，三維有限元分析逼真地模擬出各自不同的肱骨應力、應變狀態值及骨完整性受到破壞的三維圖像、骨折線的大體走向；肱骨骨折的三維有限元模擬和分析是研究與骨折相關的力學原理的非常有價值的方法。
【關鍵詞】間接暴力；肱骨骨折；三維有限元；模擬
Abstract：［Objective］Tosimulatethebiomechanicsmechanismandenvironmentofhumeralfracturecausedbyindirectimpactforceforthepurposeofbiomechanicsunderstandingandtreatmentofsuchfracture.［Method］Basedonthedatasource,whichwashighresolutionanatomicsliceimagesfromapproximalclavicletodistalhumerus,1mmthicknessandtotally380layers,thegeometricmodeloftotalshoulderjointwasestablishedaccordingtotheorder:point,line,area,andfurthermeshedtosetupthethreedimensionfiniteelementmodelofshoulder,fracturesitesandinstantaneousstressandstrainofhumerusweresimulatedandanalyzedundertheconditionwhichlongitudinalimpactforcewasloadedonthehumerusbasedonthe12functionalpositionsofshoulder(abduction30°、45°、60°、90°,andsimultaneousneutrality,internalrotation45°,externalrotation45°).［Result］Accordingtothehumeralshaftloadstraincurveindifferentfunctionalpositionsofshoulder,linearrelationwasfoundwhenloadchangedfrom0Nto250N,afterwhichnonlinearcomeout,andevenloadwasremoved,bonewasdeformedeternally.Withtheriseinloadamount,theincreaseinstresswasdetected.Whenabductiondegreechangedfrom90°to30°,thestrainofhumerus,boththelateralandthemedialincreasedgradually,andincreaseininternalrotation45°andexternalrotation45°wasmoresignificantthanthatinneutrality.Meanwhile,stressdifferencecouldbeseenbetweenthelateralandthemedial,andmedialwaslargerthanthelateral.Increaseinstressinrotationpositionswasquickerandmorethanthatinotherfunctionalpositions.［Conclusion］Basedon4abductiondegrees(30°,45°,60°,90°)and3rotationdegrees(neutrality,internalrotation45°,externalrotation45°),thethreedimensionalfiniteelementshouldercouldsimulatepreciselystress,strain,generaltrendoffractureline,threedimensionimagesofbonefailure.Threedimensionfiniteelementsimulationandanalysisofshoulderisavaluablemechanicalmethodforresearchonbiomechanicstheoryrelatedtohumerusfracture.
Keywords：indirectimpactforce;humerusfracture;threedimensionalfiniteelement;simulation
臨床上，肱骨骨折的發生率并不少見。目前，對于肱骨骨折確切的損傷機制尚缺乏較深刻的了解，較透徹的闡明肱骨骨折的機制方面的知識對于肱骨骨折的預防和治療將會產生重要的指導意義。本研究就是利用人體肩關節的三維有限元模型，模擬不同的軸向沖擊載荷下，肱骨的形變情況，并顯示其動態過程，探討肱骨骨折的受傷應力機制。
1材料與方法
1.1肩關節結構的幾何實體重建
采用高分辨率的人體肩關節斷層解剖圖作為三維重建的數據源，按照點－線－面－體的方式建立肩關節的幾何實體形狀，可以分別顯示皮質骨、松質骨、軟骨及髓腔結構，在CatiaV5運行平臺上可以任意角度轉動，觀察模型的解剖結構和方向（圖1）。
1．2肩關節三維有限元模型的構建
肩關節的三維實體建模完成后，根據材料特性的不同，定義軟骨、皮質骨、松質骨材料力學參數（表1）。選用10節點的四面體單元，該四面體具有6個方向的自由度，在CatiaV5運行平臺上，定義肩關節的各項參數和指標，選擇中上等精度的自動網格劃分模式，對肩關節進行自動網格化，生成3977個節點（nodes）、20919個四面體單元（elements）（圖2）。表1肩關節的材料力學參數（Joseph.A等2002年）
1.3肩關節不同功能位置上肱骨骨折的三維有限元模擬
啟動CatiaV5的結構模塊。根據盂肱關節面的接觸關系，及肱骨頭的旋轉中心的確立，固定肩胛骨相對不動，將肱骨分別從0°位外展到30°、45°、60°、90°每個位置上；分別設定3種旋轉狀態：中立位、外旋45°、內旋45°，從而將肩關節的動態功能過程分割成12個不同的功能位置。在每一個位置下，根據盂肱關節面接觸區域的位置和范圍，設定肱骨的邊界約束，限制其所有方向的自由度。
自肱骨遠端分別加載以0.1s梯度增加的300N軸向沖擊載荷，載荷持續時程為1s，同時自肱骨大結節加載50N水平恒定載荷，啟動CatiaV5的求解模塊，計算機進入沖擊受力分析模塊程序。運算結束后，得到動態顯示的加載－形變過程，分析其應力分布和骨折移位狀況。根據圖像的模擬結果，我們可以判斷不同的功能位置上的骨斷裂的位置和移位方向，根據節點的斷裂度判斷骨折線的大致走向。
2結果
計算機運算結束后，得到12個功能位置上、暴力載荷下的肱骨應力、形變趨勢，并且動態展示出來。本文以45°外展位為例(圖3～5)；此外，通過鼠標取值，可以記錄肱骨上的平均應變值（圖6），從而進一步繪制載荷－應變曲線（圖7），了解肱骨隨載荷變化的生物力學規律。
3討論
3.1本研究中骨折模擬的力學合理性
造成骨折的原因有內因和外因兩個方面，前者是指骨結構本身的特性，例如材料性質和結構性質，后者是指骨骼受外力的方向、大小、變化速度以及肢體的空間位置等［1］。對于肱骨骨折而言，常見于摔倒時，上肢撐地，沖擊載荷在較短的時間內通過間接傳遞作用于骨骼，造成骨折［2］；同時，由于人體上臂具有靈活的運動范圍，故摔倒時，肱骨可以有多個不同的功能位置，而這種位置直接影響骨骼的受力矢量，因此，本研究在前期肩關節三維有限元模型和肩關節試驗力學分析結果的基礎上，模擬不同功能位置上的肱骨骨折狀態，是符合肩關節生物力學原理的［3］。
3.2三維有限元分析法模擬肱骨骨折的優勢所在
肱骨發生骨折時，由于其瞬時性的特點，往往很難重復其具體過程，無法對其進行實時分析。試驗研究的條件下進行骨折力學分析時，當載荷超過骨的極限強度時，骨小梁斷裂，骨結構的完整性破壞。目前的力學記錄儀器尚不能記錄峰值強度以后的骨應力和骨應變，特別是骨的內部力學狀況，所以，用試驗的方法研究骨折的力學機制存在著明顯的不足，它不能提供骨折完整過程的信息，故本研究嘗試用先進的計算機技術，憑借工程力學的軟件，按照生物力學的原理，去研究肱骨骨折的損傷機制，是對試驗力學有力的補充和完善。運用三維的視覺環境，高度形象地模擬骨折的形變和應力分布。作為一項被運用到醫學領域的計算機技術，三維有限元分析法可以高度模擬物體結構與材料的特性；既可以精確地反映區域性的信息，又可以完整地反映全域性的信息；既可以進行精確的計算分析，又可以從事形象的、直觀的定性研究，分析研究的重復性好，應用面廣，適應性強，可以反復使用，無損耗，能夠通過模擬分析的方法研究實驗方法所不能研究的工況（或生理狀況），得到客觀實體實驗法所難以得到的研究結果［4］。
3.3有限元模擬肱骨骨折受傷機制的臨床意義
從肱骨骨折的三維有限元動態模擬圖像資料上看，當關節盂實施邊界約束、肱骨大結節加載基礎載荷、于肱骨遠端加載以0.1s梯度增加的300N沖擊載荷時，應力逐漸由肱骨遠端移向骨干部，隨著力的傳遞，壓力集中在肱骨頸干交界部位和干部上段部分，應力在其前側和/或內側達到最大聚積；而與此同時，與關節盂相接觸的肱骨關節面的部分，應力也逐漸增加，這兩個應力集中區域在沖擊載荷作用下，應力增加不顯著。骨應變圖提示這個區域此時承載的載荷逐漸轉成張力區，2種載荷交界區域即是骨小梁承受彎曲最大的部位，當能量完全釋放，骨小梁斷裂，骨折線產生，遠段肱骨部分移向后側或/和外側。應變是應力作用于骨組織的的結果，伴隨著應力的變化，肱骨上應變發生變化，骨形變不可避免。另外，作者看到，在12個不同的功能位置上，相同的加載時，肱骨的應力集中區發生了轉移和變化。當從30°90°外展時，高應力區由內側逐漸轉向外側，而以60°外展外旋位置上應力最高，達3.13MPa。也就是說在這個位置上摔倒時，骨骼承受最大的應力，骨應變在此區域最大，故骨折發生率較高，特別對于本身骨強
度減弱的情況下（例如、
圖1肩關節的三維幾何實體重建圖像圖2肩關節的三維網格化圖345°外展中立位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行）圖4
45°外展內旋位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行）
圖545°外展外旋位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行）圖6箭頭所指為鼠標取值圖7外展45°位置上中立位、外旋45°、內旋45°時肱骨干上載荷－應變關系曲線質疏松時），在30°外展位置上易發生由肱骨外科頸和肱骨上段后上向前下的骨折移位［5］；而在90°外展加載時，骨折線接近橫行走向，因此可以推測在健康人群中，肩關節30°～90°范圍摔倒時，骨折線由斜形逐漸變成橫行，且肱骨外科頸和肱骨上段時更易于骨折和移位置［6,7］。
此外，不同的肩關節旋轉位置對肱骨骨折也產生一定的影響。從圖像中可以發現當內旋和外旋時，肱骨上的應力分布發生轉移。內旋時，高應力區移向肱骨的前外側，外旋時，高應力區移向肱骨的內側，并伴隨骨折線出現部位的轉移。根據動態模擬圖像中，可以清晰顯示骨折的動態現況，且可以反復回放，任意提取任何一個需要的信息。
3.4肩關節有限元模擬分析的應用前景
本研究中所建立的肩關節三維有限元是一個良好的生物力學研究工具，利用它，不僅可以對關節的骨性結構進行力學分析，同時通過建立三維連接單元，還可以重建肩關節的任一個軟組織結構；通過這些軟組織的試驗力學測試，獲得相關的材料參數，同樣可以將軟組織的有限元模型建立起來，繼而進行力學分析。本論文僅僅對肱骨骨折實施了有限元的模擬，使用同樣的方法，可以對其他肩關節的其他結構的損傷機理進行模擬，如鎖骨骨折、脫位、肩胛骨骨折、盂肱關節的脫位、慢性肩關節不穩、肩峰撞擊癥等。
總之，隨著計算機技術的不斷發展，以及力學分析軟件的不斷完善，三維有限元分析法一定會在骨關節生物力學研究領域發揮越來越大的作用。
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