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韌帶的生物力學特性范文1
胸腰段后凸畸形的病因主要有先天性脊柱畸形、胸腰段脊柱骨折、強直性脊柱炎、Scheuermanns病、老年性脊柱后凸、脊柱結核椎體破壞、椎體腫瘤、軟骨發育不全等〔1、2〕，除了脊柱本身的因素外，胸腰段后凸畸形可由腹部腫瘤引起〔3〕。脊柱曲度正常時，身體重力線應通過各節段生理彎曲的交界處。胸腰段以上重心位于胸椎的前部，胸腰段后凸畸形所造成的成角的或短弧形后凸畸形使損傷平面以上軀體的重心更趨前移，必將進一步加重后凸畸形〔4〕。隨著我國進入老齡化社會，胸腰段后凸畸形的患者不斷增多，胸腰段后凸畸形常出現局部不穩定，脊柱支撐功能喪失，從而引發腰痛，且多并發上腰椎的失穩及加速腰椎間盤退變，從而給患者造成極大的痛苦，有些患者通過保守治療無效，常需要手術治療，給患者家庭和社會造成了巨大的負擔。下面筆者就目前國內外胸腰段后凸畸形影響腰椎諸節段矢狀面穩定性的研究情況進行綜述。
1 脊柱胸腰段及腰骶椎的解剖及生物力學特點
胸腰椎移行部與腰椎及腰骶椎相比其形態和生物力學特性大不相同。該部位是后凸的胸椎與前凸的腰椎的移行區，生理弧度變直，這一區域恰好位于活動度較小、穩定性較強的胸椎與活動度較大、穩定性相對較差的腰椎之間；T11、12肋骨為浮肋，抵止在相應的椎體上而不是椎體間，不參與垂直載荷；從T10～12L1關節突關節的關節面的傾斜則發生很大變化，即左右旋轉和左右側屈的ROM大大降低，而前后屈曲ROM較胸椎明顯增大；正常情況下，該部脊柱前方的垂直載荷分擔率遠遠大于后方。在T11及T12胸椎，上關節突表現為胸椎上關節突的形態特征，而下關節突的形態特征卻與腰椎相近，其前、后方無胸肋關節和肋橫突關節的加強，且僅與一個椎體相關節，這些均構成了胸腰椎容易損傷的解剖學基礎〔5〕。因此，脊柱的壓縮性或爆裂性骨折常發生在胸腰段，從而造成胸腰段后凸畸形。從胸腰椎至腰骶椎，前后屈曲ROM逐漸增大，腰骶椎髂腰韌帶的存在使該部位的運動和穩定性與L4、5以上有所不同〔6〕。
Abumi等〔7〕通過人尸體腰椎節段的破壞模型證實，棘上韌帶、棘間韌帶損傷甚至雙側關節突關節內側半部分切除難以造成腰椎失穩，而單側或雙側關節突關節完全切除則可導致椎間旋轉和屈曲的失穩。椎間孔部的減壓易導致關節突間（峽部）的分離。單側時由于有椎弓的存在，兩側關節突關節還可發揮其功能。
2 目前利用動物脊柱標本進行的生物力學研究
王新偉等〔8〕利用出生1周以內的小牛胸腰椎新鮮標本，研究了小牛胸腰椎前路模型中的相關解剖，并與人體相關數據進行比較，發現：與人體相比，小牛脊柱椎體及椎間盤更接近圓柱狀，椎間盤高度占脊柱高度的比例更大。又進行了生物力學實驗，測試屈曲、伸展及側屈狀態下的載荷-應變、載荷-位移關系、最大載荷時的應力強度及屈曲、伸展、側屈及扭轉狀態下的軸向剛度，最后進行極限力學性能測試。發現出生1周內的小牛胸腰椎標本在人生理載荷范圍內，呈線形變化，與人體一致。
王向陽等〔9〕收集12具新鮮豬T10～L4節段胸腰椎脊柱標本，制造不同程度前中柱骨折模型，分為2組，分別安放椎弓根螺釘內固定器和內固定加前路植骨重建，每種狀態依次在CMT4104多功能力學試驗機上進行軸向壓縮和前屈壓縮測試，分別計算每組的完整標本、骨折內固定標本和植骨內固定標本的軸向壓縮剛度和前屈壓縮剛度。發現：胸腰椎前中柱骨折后經椎弓根螺釘系統固定不能使其恢復至原來的力學性能，椎體骨折累及范圍越大，固定后力學性能越差；前中柱重建是減少后路內固定器械承載的關鍵。
周有禮等〔10〕利用羊的整條脊柱標本，對胸腰椎爆裂骨折后的局部載荷進行了研究。發現：在胸腰椎結合區域有較大的應變值表示該區域局部所承受的力量較大，在實驗上脊柱承受牽引時，在胸腰椎接合之區域會承受較大的拉力。
3 利用在體動物模型進行的研究
Oda等〔11〕利用在體羊脊柱腰段后凸畸形模型，研究脊柱損傷和后凸畸形對相鄰運動節段的影響，他們將活體羊分為對照組、L3～5原位融合組及L3～5Cobbs角為30°的后凸畸形融合組，進行了影像學、生物力學及組織學的研究分析，結果證實：脊柱后凸畸形導致頭側鄰近節段的后方韌帶復合結構的前凸性攣縮；L2椎板在屈伸活動下所承受的應力在后凸畸形組更為明顯，提示更多的載荷轉移向后柱；后凸畸形組鄰近的頭側關節突關節有明顯的退變性骨關節病改變，鄰近的尾側關節突關節亦有輕微的退變性骨關節病改變，而在原位融合組退變輕微。
Nielsen LW等〔12〕利用幼年豬制作了Scheuermanns病的脊柱后凸畸形模型，利用病理學、放射影像學、血液生化等方法進行研究，發現豬的Scheuermanns病胸腰段后凸畸形模型，與人Scheuermanns病導致的胸腰段脊柱后凸畸形有可比性。
Lowe TG〔13〕等利用未成年羊的Scheuermanns病模型，進行了一項在體實驗，他將羊的胸腰段至下腰椎用椎弓根釘和聚乙烯繩在后面進行拴系，不融合，進行了13個月的觀察后，處死羊，取其脊柱進行生物力學研究，發現模型矢狀面上的非融合調整，能有效地減少椎體楔形變的程度，此方法可能成為治療青少年Scheuermanns病的一種可行辦法。
4 利用人的尸體新鮮脊柱標本進行的研究
Birnbaum等〔14〕利用11具新鮮尸體軀干標本（含胸廓），制造了胸椎后凸畸形模型，對前路松解前、后的矢狀面矯形效果進行了解剖學及生物力學研究，結果發現：單純前路松解（開放或經胸腔鏡輔助）矯形效果良好，且能有效地改善矢狀面平衡。
趙必增等〔15〕利用新鮮尸體胸腰椎標本，探討了椎體成形強化后對鄰近椎間盤、椎體的力學影響，發現強化椎體后，對鄰近椎體造成的應力集中很小，而對鄰近椎間盤有一定的影響。
5 利用三維有限元分析進行胸腰段后突畸形研究
有限元素法（FEM）是一個求偏微分方程式的數值方法。隨著個人計算機功能的完善，有限元素法的使用也越來越簡單，在醫用生物力學方面應用更是越來越普遍〔16〕。
Liebschner MA等〔17〕對19例人的尸體胸腰段椎體標本進行CT掃描，建立三維有限元模型，進行有限元分析；同時對標本實體進行解剖學測量以及生物力學試驗分析，最后將二者測得的數據進行對比研究，進行統計學分析，發現：用恒定0.35層厚和457 MPa有效模量，結合CT重建的椎體幾何模型與骨小梁特性，進行椎體外殼的建模，能精確的預測整個椎體的生物力學特性。
程立明等〔18〕就胸腰段后突畸形對相鄰椎間盤力學影響進行了三維有限元分析研究。他們選取結構正常的脊柱作為實驗材料，通過CT掃描獲取脊柱的二維圖像，然后進行三維重建，轉化為有限元模型（FEM），利用Free Form成形軟件構建胸椎后凸畸形模型，分別對正常結構和胸椎后凸的脊柱有限元模型進行載荷試驗，分別比較椎間盤和小關節應力分布情況，總結出以下結論：脊柱胸腰段后凸畸形改變了相應椎間盤的載荷應力應變分布，這可能加快椎間盤退變及使后方纖維環易受損破壞。
6 利用影像學進行的臨床研究
Seel EH等〔19〕使用Oxford Cobbometer對椎體骨折導致胸腰段后凸畸形的Cobbs角進行測量，發現與傳統的測量方法相比，其測量的結果更簡便、準確、可行。
吉立新等〔20〕收集12例具備胸腰椎和腰骶椎正側位X線片的胸腰段后凸畸形病例，與20例正常對照組進行相應比較，進行分析研究。發現患病組平均腰椎前凸角度與正常對照組相比有極顯著性差異?；疾〗M單節段腰椎前凸角度以上腰椎變化更為明顯。從而認為：胸腰段的后凸畸形，使病損平面以上軀體的重心更趨前移，增加了致畸負荷，必將進一步加重后凸畸形。為維持直立下軀干重心的平衡，就需要調整頭、頸、胸和腰部的曲度甚至髖部和膝部的位置使重心后移，其中最主要是通過腰椎的前凸加大來實現這一目的。腰段所發生的代償性改變比腰骶段更為明顯，而腰段的代償性改變又更多地集中在上腰椎，而且椎體的后滑移也發生在上腰椎，表明胸腰段后凸畸形對上腰椎有更大的影響。
陳仲強等〔21〕測量14例后凸畸形截骨手術治療前后的胸腰段后凸角和腰椎的前凸角以及椎體滑移情況，對所得結果與正常組進行對比分析。發現：胸腰段后凸畸形可導致腰椎過度前凸及椎體向后方滑移，尤其在上腰椎更為明顯，可能是引發腰背疼痛的重要原因之一：矯正胸腰段后凸畸形可減小腰椎的過度前凸和椎體滑移傾向，可明顯減輕患者的腰背疼痛；前后方聯合截骨更安全，矯正后凸畸形效果更好。
7 問題與展望
綜上所述，對于胸腰段后凸畸形，國內外學者從解剖、動物標本模型、在體模型、人尸體標本模型、有限元分析模型及影像學臨床等不同角度出發，進行了生物力學及其他方面的研究。研究更多的是解剖、標本模型、有限元分析及影像學方面。解剖學屬于形態學范疇，研究歷史較長；動物標本易于取材，但與人的生物力學特性還是有差異的；相對實驗分析而言，有限元分析的優點在于它對分析參數控制的絕對性和簡易性，及完整多樣的結果數據。現階段有限元素分析，必須要配合恰當的實驗數據或臨床現象比對，結合有經驗的臨床及力學人員，有限元素分析才能發揮它最大的功效。而由于受各方面條件的限制，在體動物生物力學模型與人新鮮尸體生物力學模型的研究，國內外報道的很少，尤其是利用人新鮮尸體對胸腰段后凸畸形影響腰椎諸節段矢狀面穩定性進行生物力學的研究，目前國內外尚是一個空白，這方面還有很大的研究空間。 【參考文獻】
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韌帶的生物力學特性范文2
[關鍵詞]下頜角截骨整形;三維有限元;生物力學
[中圖分類號]R782.2[文獻標識碼]A[文章編號]1008-6455(2010)03-0344-04
Establishment of three-dimensional finite element model for mandibular angle osteotomy
ZHANG Jin1, LUO Qi 1, WANG Jing-peng1, LIU Da-lie1, HUANG Shi-qing2
(1.Department of Plastic Surgery,Zhujiang Hospital,the South Medical University, Guangzhou 510282,Guangdong,China;2.Institute of Applied Mechanics,Jinan University, Guangzhou 510632, Guangdong,China)
Abstract:ObjectiveTo study the biomechanics of mandibular angle osteotomy, a more precise method for establishment of the three-dimensional (3D) finite element model of edentulous mandible and Temporomandibular Joint (TMJ) is presented.MethodsThe CT images of a young female volunteer were analyzed and managed with DICOM standard and Mimics software. Tension-only Link10 element and contact element were both used for boundary condition in ANSYS software.ResultsA whole 3D finite element model comprising the mandible, TMJ, muscles and ligaments was established. Conclusion A 3D finite element model of mandible and TMJ with highly biomechanical similarity was established for the further study of the biomechanics in the mandibular angle osteotomy.
Key words: mandibular angle osteotomy; 3D finite element method; biomechanics.
隨著計算機技術不斷進步,有限元法逐漸成為力學研究中最為重要的分析方法之一,并廣泛應用于工程設計制造領域,近年來在生物力學研究中也得到廣泛的應用。由于生物體在幾何形狀和材料性質上的特殊性和復雜性,快速、準確地建立生物組織結構的三維有限元模型是生物力學有限元研究的難題,同時也是進行三維有限元分析的基礎。以往的生物力學研究由于有限元模型建立手段的限制,只能采取手工或者多種軟件結合方式針對單一組織結構建立具有共性的有限元模型。隨著醫學影像技術的進步計算機軟件系統的發展,使用統一標準的數字化影像文件結合單一軟件建立三維有限元模型成為可能。本文應用薄層CT掃描技術,采用DICOM標準格式導入Mimics軟件處理,最終應用Ansys有限元軟件快速有效建成無牙下頜骨和TMJ三維有限元模型。
1材料和方法
1.1 樣本來源:選擇顱頜系統發育正常的健康女性青年志愿者,I類磨牙關系,牙周健康,無TMJ 疾患。
1.2 試驗設備:①CT掃描機:采用飛利浦Brilliance 64排螺旋CT 掃描機;②試驗所用計算機系統硬件配置:CPU Core 2 雙核2.8G,4G DDR2內存,640G硬盤;③試驗用計算機操作系統:Windows XP Professional Sp3;④試驗用軟件:Mimics12.0(Materialise's Interactive Medical Image Control System):Ansys12.0(Analysis System)。
1.3 方法
1.3.1 CT掃描:頭顱固定架對患者頭顱進行固定,進行顱頜面(全顱)的軸向斷層掃描,連續無間隔掃描。掃描基準線平行于眶-耳平面。層厚0.67mm,掃描參數為120kV,230mas,掃描矩陣512×512。顳下頜關節區及下頜骨連續進行170 層掃描。所得圖像經聯機工作站處理DICOM格式數據文件,刻錄存盤。
1.3.2 CT圖像的處理:CT掃描所獲得DICOM格式數據文件導入Mimics12.0軟件。根據實驗設計要求通過對蒙罩(Mask)的分割(segementation)操作,在CT圖像上確定需要進行三維成像的組織結構邊界,提取出不含下牙列的下頜骨和顳下頜關節窩,設定參數后重建三維圖像。得到的三維模型是原始三維表面模型,表面粗糙,直接利用其進行表面網格劃分將會產生單元形狀畸形,單元數量過多等問題,影響到后續力學計算的速度和結果分析精確性。因此必須利用Mimics的Remesh模塊對三維模型的表面進行平滑(smooth),見圖1。再通過Remesh模塊對模型表面的三角形面片數量和質量進行優化。表面三角形數量由126178減少到18008個,且三角形底邊與高之比均大于0.3,符合有限元分析要求,見圖2。
1.4 三維有限元模型建立:將優化好的表面網格輸出為Ansys12.0軟件可以識別的Ansys element文件,在Ansys12.0導入該文件,選擇10節點四面體單元Solid92進行三維網格劃分,生成實體模型,共生成161788單元189057節點。
材料力學參數:下頜骨的皮質骨、松質骨及其他組織(髁突軟骨、關節盤等)均為各向同性、均勻連續的線彈性材料。骨組織力學參數由下頜骨CT值計算得出。利用頜骨CT值、表觀密度和骨彈性模量之間的對應關系,根據構成骨的像素的灰度值(CT值)來進行插值計算,得到此骨的表觀密度,并由表觀密度推算出它的彈性模量[1]。
在本模型中,骨表觀密度由CT值(Hounsfield)導出。根據以下公式計算出單元的表觀密度 :
骨組織彈性模量由以下經驗公式計算:
由已知水的CT值和表觀密度,皮質骨平均CT值和表觀密度,取已知皮質骨最大彈性模量,公式(2)簡化為:
則得,k =4249 GPa(g/cm3)-3,
由于不同部位下頜骨皮質骨和松質骨的CT值有一定變化,所以測量下頜骨五個部位,求得皮質骨最大CT值平均為1600HU,松質骨最大CT值平均為600HU,導入公式(1)和(3)計算出該模型皮質骨和松質骨的彈性模量分別為14963.78 MPa和1179.75MPa。
將Ansys前處理模塊中生成的實體模型導回,在Mimics的FEA模塊中根據下頜骨各單元CT值分別賦材料性質。
1.5 模型的邊界約束設計:對咀嚼肌、下頜韌帶采用桿單元模擬其約束,桿單元材料定義為只受拉不受壓的非線性材料,單元橫截面積與各自模擬的肌肉和韌帶截面積相同。根據Spronsen等[5-6]的研究結果獲得咀嚼肌的有關參數(見表1)。參考周學軍等[7]的實驗結果,獲得關節韌帶的參數(表2),并采用“面-面接觸對” 模擬牙合面和關節窩之間的連接。
2結果
建立了一個包括下頜骨、顳下頜關節、肌肉和韌帶的下頜骨三維有限元總體模型,可根據實驗不同需要調用,見圖3。
3討論
與傳統實驗性應力分析相比,有限元技術具有更多的優點。但有限元方法分析結果受諸多因素的影響。例如:模型的相似性,單元劃分的粗細程度,載荷情況及邊界條件與真實情況的差異等,均影響分析結果的精確性[8]。提高有限元分析結果的可靠性,模型精確程度及邊界條件設置等都是十分重要的。由于牙頜組織中的牙齒、牙周膜、牙槽骨、頜骨以及修復體的結構外形多樣性、不規則性、受力的復雜性,如何準確獲取上述結構的幾何形態并將其計算機數字化,建立完整準確的下頜骨三維有限元模型是有限元分析能否實現的關鍵。
生物體三維有限元建模方法經歷了數代演進,主要包括:①磨片、切片法[9-10];②三維測量法[11-12];③CT圖像處理法;④DICOM數據直接建模法等[13]。磨片、切片法是破壞性建模方法并且磨切片厚度難以控制,圖像的拍攝處理,邊緣提取等環節都可能產生誤差,因此該方法目前很少采用。三維掃描測量的方法進行數據采集的成本高,數據采集后處理的時間長,生成CAD模型后還要進行數據轉換后才能供有限元建模使用,且測量只能得到表面數據,不能夠區分結構材料性質的變化,更適用于實物的測量反求。CT圖像處理方法需要人工把CT膠片上的每一張圖像掃描轉換為計算機能識別的位圖格式,并且使用圖像處理軟件中人工定位配準。不僅需要花費大量的人力、物力,而且在通過膠片掃描傳遞數據的過程中容易丟失很多信息;配準精度也直接影響著所建立模型精確性[13-15]。
本實驗采用DICOM數據直接建模法其過程為:①CT掃描輸出DICOM格式數據文件;②DICOM數據的讀入專用軟件。分割圖像,生成3D模型,優化表面網格;③通過與有限元分析軟件的良好的數據接口,直接導入有限元分析軟件前處理模塊生成體網格;④根據各單元的CT值給單元賦材料性質;⑤最后將賦完材料性質的實體導入有限元分析軟件進行裝配,完成建模。
DICOM格式數據文件直接建模,可以直接讀取數據并處理,避免反復的數據導入、導出,文件格式的轉換造成的數據失真或丟失,大大提高了模型的精確度。本研究將DICOM數據直接導入Mimics軟件直接生成三維模型,再通過Ansys element文件接口將模型導入Ansys12.0,由表面單元直接生成體單元,避免了過去由面生成體以后再劃分體單元,造成的體單元質量下降。利用DICOM文件中包含的CT值信息,根據模型每個單元密度賦材料性質,使數據得到最大限度的利用。避免了過去建模中將皮質骨和松質骨進行分割,分別建模的繁瑣,同時極大提高了模型的精度。
三維有限元模型的幾何相似性、單元的大小、形狀、數目、載荷情況、邊界條件與真實情況的差異等,均影響應力分析結果。目前根據不同研究需要已建立的下頜骨三維有限元模型[7, 16-18],邊界約束設計也各不相同,周學軍等[7]考慮到肌肉的柔索性質,即只能限制物體沿著柔索伸長方向的運動,而不能限制物體在其他方向的運動[19],采用纜索元模擬肌肉約束,更符合分析下頜骨經矯形力作用下的受力情況。史真等建立了下頜牽張成骨三維有限元模型[20],李勇等正常人下頜升支矢狀截骨術的三維有限元模型[21]李慧超建立了下頜角整形手術術前術后模型[22],Frivo等建立了單側TMJ有限元模型[23]。柳大烈等建立了咬肌牽動的顴骨復合體三維有限元模型用于研究顴骨縮小整形手術的生物力學[24]。因此,本實驗在ANSYS軟件中采用只受拉的Link10單元模擬咀嚼肌及韌帶的約束。此外,與以往主要研究咬合力的有限元模型不同的是,在研究下頜角整形手術時,必須考慮顳下頜關節及其韌帶作用,本實驗在模擬嚼肌、顳肌、翼內肌和翼外肌約束的同時,模擬了顳下頜關節韌帶包括顳下頜韌帶、莖突下頜韌帶、蝶下頜韌帶對顳下頜關節的約束,提高了模型的生物和力學相似性。為進一步研究下頜截骨整形手術提供了基礎。
下頜角截骨整形的一種方法是通過沿截骨線進行鉆孔后鑿斷。目前用有限元法模擬下頜截骨整形手術的研究還鮮見報道。Remmler等[25]用有限元法建立預測模型,進行顱面部牽張成骨的術前分析,認為有限元法能以數學形式反映顱面組織的材料特征、物理特征和反應特性,可以模擬多種外科手術、生理活動和頭部外傷。利用本模型的下一步實驗,擬通過布爾運算模擬下頜角截骨,在下頜角部根據實驗手術設計改變工況和邊界條件,加載沖擊載荷,模擬手術操作過程,分析不同條件下下頜骨及相關結構的生物力學變化。同時還可以模擬不同體積的下頜角骨組織截除后正常咬合時和下頜骨受到撞擊時生物力學性能的變化。
需要強調的一點是,由于有限元需要對復雜的實體中的一些次要結構和因素進行簡化,再加上一些實驗條件假設,所以,有限元的計算結果的絕對值很難代表人體的真實值,而且生物體的個體差異也無法考慮到實驗模型中。目前尚無法達到完全模擬復雜的人體生物力學環境建立計算模型。
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韌帶的生物力學特性范文3
關鍵詞：人體脊柱；跌到沖擊載荷；力學響應特性
胸腰段是人體脊柱易發生骨折部位之一，約有79.5%的脊柱損傷為胸腰段骨折，且多由高處墜落所致。由于該處損傷機制十分復雜，治療費用昂貴，嚴重增加了患者家庭及社會的經濟負擔[1]。人體胸腰段有限元研究的主要方向為評價手術內固定與構建脊柱骨折模型，而關于脊柱保護器的研究集中于矯形治療脊柱側彎的領域。目前，臨床對脊柱保護器的正確運用仍缺乏相應有的有限元研究[2]。本研究通過建立脊柱胸腰段模型，設計并建立脊柱保護器及三維模型，根據生物力學原理分析人體脊柱骨折機制，探討保護人體胸腰段的有效途徑?，F報道如下。
1資料與方法
1.1一般資料 選取中國力學虛擬人數據集切片，共9000張圖片，格式為冷凍切片。給予三維有限元分析，觀察單一樣本。
1.2方法 ①建立胸腰段三維模型：經中國力學虛擬人數據庫提取軟組織、骨等輪廓曲線，通過軟件構建人體軀干模型，包括簡化的軀干輪廓軟組織，骨盆、肋骨、骶骨、脊柱等輪廓曲線，軟組織應用Mooney-Rivlin超彈性材料，應用Hypermesh軟件將幾何面模型劃分成網格，建立人體軀干三維仿真模型，截取T11～L12節段模型為觀察對象。應用四面體單元劃分模型中軟組織與松質骨，三角形殼單元劃分皮質骨。②建立脊柱護具模型：運用Hypermesh軟件構建脊柱保護器模型，其形狀貼合腰背部、胸腹部與雙側肩部輪廓，下緣與骶尾部水平持平。選用1 cm厚海綿材料與厚度為3 mm的聚乙烯硬性材料，要求具有韌性。為固定脊柱保護器，模擬束縛帶，分別于腰部與肩關節前面兩側施以60N與80N的預緊力。③邊界條件與加載：對照組胸腰段模型未使用脊柱保護器，而觀察組應用脊柱保護器。兩組模型均模仿真人體自高處墜落時坐骨著地情形，重力加速度設為9.8 m/s2，人體落地瞬間速度設為2 m/s，地面與模型之間摩擦系數為0.5。④采樣等效應力單元：將胸腰椎橫斷面分為4個區，為中柱中心、前柱中心、后柱左右側中心。取4個區域等效應力并計算平均值，予以分析。
1.3觀察指標 對兩組模型目標單元等效應力及應變進行賦值、加載、運算。
1.4統計學方法 采用SPSS19.0統計軟件處理數據，采用Bartlett方差齊性檢驗模型中T11～L12椎體所受應力，P>0.1為滿足方差齊性；采用樣本t檢驗，P
2結果
2.1胸腰椎體所受應力變化情況 觀察組各椎體受力較對照組均勻平緩，且各椎體所受應力較對照組均呈不同程度的下降，其中T11椎體降幅最小，T12椎體降幅最大。應用脊柱保護器后總體上減輕了胸腰段椎體所受應力。兩組模型應力峰值最大的椎體均為L2，見表1。
2.2成對樣本分析 配對t檢驗發現，T12段與L2段P分別為0.21、0.13，均P0.05，故此處應用脊柱保護器o顯著差異，見表2。
3 討論
胸腰段位于活動的腰椎與固定的胸椎之間，包括T11、T12、L1、L2四個節段。胸椎與腰椎之間關節突關節排列在解剖結構上由冠狀位轉化為矢狀位，椎體受外力作用時其剛度迅速增加[3-4]。脊柱承受軀干與上肢垂直載荷后即刻傳至胸腰段生理彎曲，再經骨盆傳至雙側下肢，從而形成X形分布的應力，同時應力高度集中的X形中點正是胸腰段部位。由于自上肢傳導的有害應力過度集中于胸腰段，無法迅速分散至骨盆及雙下肢，故易造成胸腰段骨折[5]。
臨床研究表明[6]，正常情況下，人體重心部位是脊柱椎體前緣，依靠后部韌帶與肌肉的收縮力及椎體前方重力，形成一個力學天平，且支點為椎體。兩端正常條件下處于平衡狀態，但軀體受外力作用而導致重心前傾時，必然增加支點與重心之間的力臂，若需維持平衡狀態，后部韌帶與肌肉需產生強大的力量進行對抗[7]。脊柱保護器可盡量阻止重心前移，同時可增加后部肌肉后伸力量，以最大限度的平衡脊柱力學。本研究中脊柱保護器的主要作用原理如下[8]：①脊柱保護器可通過與腰圍良好的貼合，將腰腹區覆蓋，并均勻加壓周圍組織。腹部可作為密閉水囊，起到一定的緩沖作用，從而自椎旁肌分散并吸收由脊柱傳導的應力，最終減輕脊柱的應力。②脊柱保護器通過對軀干前傾的有效抑制，促使重心后移，可起到良好的平衡作用。③脊柱保護器可跨過包圍腹部的腰圍與雙肩的肩帶，通過預緊力對軀干起到束縛的作用，進而較好的分流應力。本研究發現，兩組椎體應力均分布于L2椎體后緣、椎板周緣、雙側上下關節突處及雙側椎弓根處，這與大多數學者關于胸腰段應力集中部位的研究結果相似。另外，觀察組各椎體所承受的應力較對照組明顯降低，其中T12與L2段降幅最為明顯，P均
綜上所述，基于有限元的分析結果，對比研究兩組模型沖擊下載荷力學的響應特性，運用脊柱保護器可有效分散、減小脊柱胸腰段不良應力，能夠較好的保護脊柱胸腰段，值得應用。
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韌帶的生物力學特性范文4
隨著現代影像學檢查的應用和頸椎病的生理、病理及生物力學研究的進展，對頸椎病的認識、診斷和治療都有了很大的提高。推拿是治療頸椎病的常用手段2--，但如何合理地應用是值得探討的。我們根據臨床實踐和新近研究，對推拿結合頸椎松動術治療頸椎病的作用機理進行了探討。2007年4月～2008年3月期間在62例患者中遵循這些原則進行施治。獲得了良好效果，報道如下。
1 臨床資料
1.1一般資料本組62例，男27例，女35例；年齡21～68歲，平均39.4歲；病程2個月-13年，平均3.5年；職業分布，腦力勞動者45例，占72.5％；體力勞動者17例，占27.5％。本組參考紀要分型。頸型9例；神經根型30例；椎動脈型11例；交感型3例；脊髓型2例；混合型7例；合計62例。x線檢查，頸椎曲度變直，過大或反曲58例，椎體或鉤突增生49例，關節突增生4例，軟組織鈣化5例，椎間隙變窄6例，椎間孔變小3例。所累積的頸椎以C5-6最多計45例,C6-7有15例，累積3個以上頸椎者5例。5例疑有椎間盤突出者作了CT檢查，發現4例有不同程度的椎間盤突出。
2 治療方法
2.1推拿手法施術時患者一般取坐位，年老體弱者取俯臥位。
2.1.1疏通氣血：以點拿揉捏的手法進行，用拇指及食指點按患者的風池穴，另手扶患者的額部，同時兩手相對用力，慢慢輕提頭顱約半分鐘，繼之以拿法和揉法施術于項部肌群和韌帶，以患側為主。手法宜輕到中等度，時間約5nin。
2.1.2舒筋活絡：術者以拿法對患者外側的斜方肌、提肩胛肌、岡上肌及其深層的肌肉和韌帶進行施治2～3nin，接著點缺盆、風府、天宗、肩井等穴位約2min，點肩井穴力度宜大，先后用肘及兩拇指自上而下點背部兩側的夾脊穴。
2.1.3解除痙攣松弛筋肉：術者應用滾法施治于頸項部、肩背部及上肢肌肉和韌帶約5min，使其得到充分的放松，隨后點曲池、手三里、內外關、落枕、合谷約3min，最后拔伸患者手指，輕抖雙上肢。
2.1.4松解粘連：術者一手扶患者頭頂，一手在病變頸椎的橫突、棘突間用拇指彈撥手法松解粘連，接著一手扶肩部，另一手拇指在肩胛骨周圍，尤其內上角的肌肉韌帶附著點進行彈撥與刮揉，以患側為主，時間約5min。
2.2頸椎松動術頸椎的關節松動術有：頸椎棘突垂直按壓術，橫突垂直按壓術，側推棘突術，屈伸、側屈、旋轉擺動術，分離牽引和第一肋尾向推壓術等，根據患者情況選擇其中一種或幾種。如椎動脈型頸椎病，頭暈、頭痛、惡心嚴重時，先做分離牽引1～2次，癥狀明顯緩解后(約5-6次)，可逐漸增加屈伸擺動和旋轉擺動。頭沉不清、頭痛顯著時，第一肋尾向推壓術有明顯效果。
一次施術時間約20～30nin，每日1次，10次為1個療程。治療期間指導患者進行功能鍛煉，并囑其改變高枕習慣及避免長時間低頭作業。施術中對3例伴有嚴重心腦血管疾病者及l例寰椎和樞椎側關節增生明顯的椎動脈型患者手法要輕，且免做頸椎松動術。對痛點明顯的部位及患側作為治療的重點，但健側上背部及上肢也進行整體施治。
3 治療結果
根據紀要確定。痊愈：自覺癥狀和陽性體征消失，頸部活動正常，恢復正常工作；基本痊愈：自覺癥狀和陽性體征基本消失，但低頭過久有不適感，能夠參加正常工作；好轉：自覺癥狀減輕，陽性體征部分消失，頸部活動受限程度減輕；無效：癥狀和體征無改善。
結果見表1。由表1看出經2～3個療程治療后，痊愈占43.5％。其中頸型痊愈數為8例.神經根型痊愈數為16例，分別占該型總病例數的88.9％和53.3％，總有效率為95.16％，椎動脈型和交感型效果次之，脊髓型和混合型效果較差。
4 作用機理探討
頸椎病治療方法很多，其中非手術療法是頸椎病治療的基本方法，而手法治療頸椎病又是中醫學的優勢，其顯著的療效正日益受到臨床醫師高度的重視和應用。手法治療在我國有悠久的歷史，但至今大多數臨床醫生只是臨摹手法，對頸椎結構、生理功能及手法治療頸椎病作用機理不甚了解。只有了解其結構、功能、機理，方能有的放矢，更好地發揮治療作用。
4.1頸椎基本構造頸椎作為脊柱系統的一部分，有其共性，正常脊柱運動一方面靠神經、肌肉和韌帶作用；另一方面靠骨骼和關節的結構，這些因素的協調一致是勝任人體各種活動的重要條件。即脊柱內外平衡。頸椎也包括兩個系統，內源性靜力支持系統和外源性動力活動系統。內源性靜力支持系統又稱為靜態脊柱，它是由頸段的各個功能單位重疊集合而成。7個頸椎骨形成頸椎的前凸部，每兩個相鄰的椎骨及其間的組織構成一個功能單位，每個功能單位是由頸椎間盤、2個鉤椎關節、2個關節突5個支點及韌帶、關節囊等組成。每個功能單位的5個支點，隨頸椎屈度形成5條頸椎力線，其作用是穩定頸椎并支持頭顱，這是一種靜態的穩定和支持。5條力線中椎間盤力線為主要的負重力線，這條力線是由椎間盤(尤其是髓核)的膨脹彈力(使兩椎體分離)和椎體周圍韌帶的緊張彈力(限制了椎體分離1所維持的，這兩種方向相反的力使椎間盤力線保持最大穩定，以確保頸椎的穩定。
外源性動力活動系統是由頸椎周圍肌群組成的一個閉合性動力活動系統，頸椎周圍各組拮抗肌群從不同的方向牽拉頸椎，是頸椎產生各方向活動的動力源。本系統除產生頸椎各方向活動外，亦可穩定頸椎，故可成為外源性穩定系統。正常生理狀態下內外系統處于平衡狀態。
4.2本病發病機制頸椎間盤退變是頸椎病發生和發展的根本原因。而頸椎生物力學失衡是頸椎退變的主要機制，頸部肌肉軟組織系統長期反復持久的勞損與刺激，導致頸肌減弱，動力系統失衡，然后引起由頸部椎體、韌帶、椎間盤組織構成的靜力平衡系統的失衡，最終導致整個頸椎系統生物力學功能的紊亂，頸椎穩定性喪失，出現頸椎間盤的退變，繼則造成纖維環的破裂和髓核的突出，出現一系列復雜多變的頸椎病臨床表現。
4.3手法治療機理
4.3.1調整外源性系統平衡的手法機理：頸椎病的發病首先是外源性動力系統失衡，肌肉軟組織病變，針對這種情況，應用理筋類手法(各式軟組織推拿手法)作用于頸部，以清除水腫、炎癥、并解除痙攣、肌緊張，以調整外源性動力系統失衡的拮抗肌群，達到舒筋通絡之目的。
處于持續痙攣和肌緊張狀態的頸肌，容易使頸椎處于失穩狀態，并將影響頸椎失穩復位后的恢復?！巴磩t不松，松則不痛”就是在某種意義上說明肌肉緊張和疼痛的關系，很多非手術治療都針對肌緊張而采取放松肌肉的治療方法。疼痛―肌緊張、肌緊張―疼痛，這是惡性循環；肌放松―疼痛減輕、疼痛減輕一肌放松，這是良性循環，消除原發痛點與解除肌緊張成了各項非手術治療的關鍵。
4.3.2調整內源性系統平衡的手法機理施祀提出頸椎病發病“先動后內”，“動力失衡為先，靜力失衡為主”。對內源性靜力支持系統的調整大多用頸椎松動術來實現，臨床上以旋轉法為主要手法。手法作用力在外源性動力活動系統四周肌群放松的前提下，直達內源性靜力支持系統中的5條力線，以拔伸椎間盤力線；活動關節突及鉤錐關節力線，使其于彈性限制位與解剖限制位之間，以糾正頸椎松弛或失調的力線。姜宏在實驗中觀察到，多數手法可不同程度地降低椎體、椎間盤、小關節與韌帶的應變(應力)與位移，提高其剛度，從而調整了頸椎的靜力性平衡，增強了頸部的穩定性。手法后頸椎上述生物力學的調整與改變，又可視為骨錯縫、筋出槽得以糾正的前因后果。適宜的手法雖可不斷調整頸椎病患者所受的異常力學環境，但值得注意的是，對脊髓型頸椎病患者或霍夫曼氏征陽性患者，如需手法，臨床上應作理筋手法，不作頸椎松動手法。
椎間盤是頸椎承載系統中最為關鍵的部分，椎間盤的宏觀力學行為具有粘彈性。有研究表明，椎間盤的蠕變和髓核與纖維環所受應力的重新分布有關，其過程不僅包含著結構的變形，而且也包含著液體的自由交換。其中，水分子向髓核中運動對椎間盤粘彈性的維持具有重要意義。人體椎間盤的蠕變特性，在很大程度上和椎間盤的含水量有關。即髓核含水率越少，蠕變速率越大，蠕變幅度越大，頸椎保持平衡的穩定性能越差。
在研究中發現，旋轉手法可使椎間盤蠕變速率降低7-13％，平衡時間延長5min，應力松弛率降低10％，載荷平均下降3％，即產生與椎間盤退變逆向變化的蠕變松弛特性。但異常高應力環境卻是導致椎間盤退變的重要因素，由此可見，力學上異常受載是椎間盤退變的重要原因。對此，臨床上要恰當地掌握手法的力度。避免反復手法、重手法或長期反復手法。
韌帶的生物力學特性范文5
【關鍵詞】 脛骨內側平臺骨折 有限元分析
合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折是一種較嚴重的平臺骨折，發生率約占脛骨平臺骨折的10％［1］。這種骨折不僅在內側平臺有較大的骨折塊，還有外側平臺、髁間棘的骨折以及韌帶松弛而合并膝關節的半脫位，往往需手術治療。但是手術復位固定較困難，目前已有很多固定方法，如內側雙鋼板(MDP)、雙側雙鋼板(BDP)、外側鎖定鋼板+拉力螺釘(LLP)、內側T型單鋼板+拉力螺釘（MSP）等，哪種方法更好仍在不斷的實踐和研究中。Jiang等［1］用生物力學測定的方法比較了以上4種不同內固定方法的穩定性，認為MDP最可靠，LLP最差。本研究采用有限元分析方法比較了這4種內固定方法的穩定性。
1 材料和方法
1.1 材料
1.1.1 脛骨 Synbone人工骨，型號1118，瑞士Synthes醫療器械有限公司。
1.1.2 內固定器材 4.5系統不銹鋼“T”型支撐鋼板及螺釘及3.5系統鈦合金有限接觸動力加壓鋼板（LC-DCP）、螺釘，武進醫療器械公司。微創內固定系統（LISS），瑞士Synthes醫療器械有限公司。
1.1.3 三維有限元模型建立的硬件設備及軟件條件 DELL PRESIONTTM 650工作站。醫學影像控制系統Mimics 10.0（Materiaise′s Interactive Medical Image Control System， UK)；有限元分析軟件ANSYS 10.0；計算機輔助設計軟件Pro/Engineer 2001；繪圖軟件Auto CAD 14.0、3D MAX 6.0、CINEMA 4D 9.0；圖像處理軟件Photoshop 10.0。
1.2 方法
1.2.1 有限元模型的重建 對一完整的Synbone人工骨的脛骨（型號1118）進行CT（西門子CT掃描機）斷層成像。在CT成像過程中，將掃描對象置于掃描視野中心，保持縱軸方向不動，掃描條件為：140 kV，320 mA，層厚1 mm。掃描范圍從脛骨平臺到脛骨遠端1/3，得到CT圖片，在Mimics中轉化為數字信號，處理后生成合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折三維CAD模型并輸出，見圖1。
圖1 合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折
三維CAD模型多視角截圖
1.2.2 4種內固定后模型的三維重建 以繪圖軟件Auto CAD、3D MAX、CINEMA 4D等重建內固定物，外形尺寸數據由內固定物的生產商（瑞士Synthes醫療器械有限公司，江蘇武進醫療器械公司）提供。將上一步的合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折的三維CAD模型導入Pro/Engineer 2001中，將兩部分按實際相對位置和尺寸比例相結合，螺釘在脛骨內部的部分也完全按原比例結合，最終生成三維CAD模型，儲存時的幾何精度與第一步的三維重建模型相同，以確保不損失數據。
1.2.3 4種內固定方法生物力學性能的ANSYS分析
1.2.3.1 網格劃分 將上一步最終生成的CAD模型導入ANSYS軟件，采用ANSYS前處理系統，脛骨選擇SOLID98號單元，鋼板采用PLANE42號單元，螺釘采用LINK8號單元，劃分網格，高應力區自動網格加密處理，獲得合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折不同固定方法的有限元模型。
1.2.3.2 接觸條件 骨骼視為正交各向同性材料，其他所有材料均為彈性材料。拉力螺釘在脛骨平臺及脛骨干內為完全固定，摩擦系數為0.3， 骨折界面摩擦系數亦為0.3，微創內固定系統（LISS）鋼板與螺釘間為剛性連接。
1.2.3.3 載荷及邊界條件 將固定后的合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折三維有限元模型遠端固支，即遠端各節點在X、Y、Z軸上的位移為0。以500、1000、1500 N的縱向靜載荷分別進行加載。
1.2.3.4 生物力學性能分析 對不同固定方法固定后的合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折有限元模型分析脛骨近端的應力分布，得出最大應力值。
2 結 果
2.1 應力分布 各模型加載500、1000、1500 N后脛骨近端的應力圖見圖2，最大應力值及其集中部位見表1。從這些結果可以看出，4種固定方法固定后的合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折最大應力分布區域均位于內側骨折塊內。
2.2 應力值 4種固定方法的最大應力值在不同載荷強度下均依次為LLP＞MSP＞BDP＞MDP，LLP固定的最大應力值是其他3種固定方法的2.8～6.3倍。
3 討 論
合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折多由高能量的內翻應力和軸向應力所致，骨折累及包括部分外側平臺、髁間棘及整個內側平臺在內的大塊區域，通常都伴有一個較大的內側或后內側的“關鍵骨塊”［1］。由于前后交叉韌帶的附著點分別位于髁間棘偏內及后方，因此雖然此型骨折中股骨髁與內側平臺骨塊相互關系仍可保持一致，但外側平臺可因失去了交叉韌帶的控制而向外上方移位，導致膝關節半脫位。這種骨折非常不穩定，預后也較其他類型的平臺骨折差［1-2］。其原因不僅包括骨折時較多的軟組織合并傷，也很大程度上與這種骨折的復位固定較難、術后并發癥較多有關［3］。這種骨折的處理較難，手術要恢復骨與關節正確的解剖關系，并給予可靠的固定，以利于膝關節早期活動。雖然文獻報道有多種治療方法可供選擇，但鋼板內固定仍是最有效的治療方法［1］。
轉貼于 目前臨床上最常用的方法是通過髕旁內側入路使用支撐鋼板結合前后位拉力螺釘固定，這種方法雖然可經單一切口完成骨折固定，但是其對于后內側骨塊的復位及固定均有一定難度。由于膝關節屈曲時平臺后內側的剪切應力較大，如果這些骨塊復位不佳或固定不穩均容易導致內側股骨髁向后下方半脫位，將嚴重影響膝關節的功能［2］。為了解決這些問題，可采用內外側雙切口聯合入路的方法。由于人體正常步態周期中膝關節應力的60％～75％由內側平臺承載，加之下肢的解剖軸線及機械軸線均位于膝關節內側方，因此內側平臺骨折的移位趨勢主要是內翻下沉移位。根據這一特點，內側雙鋼板技術被應用于合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折的治療。這項技術仍然使用后內側切口防滑鋼板對后內側骨塊進行復位固定，同時為了增加對內側干骺端的支撐，更有效地對抗內翻及軸向應力，將以往外側的支撐鋼板應用于前內側［1］。此外LISS由于鋼板與螺釘鎖定后具有角穩定性，因而可以防止干骺端骨折或累及脛骨內側髁骨折后的內翻塌陷。
本研究中4種方法固定后脛骨近端的應力分布結果表明：MDP固定后的應力最小，其后依次為BDP與MSP，而LLP固定的應力最高。根據骨折固定的生物力學原理，作用在脛骨平臺上的應力主要由剛度較高的內固定物承擔。MDP和BDP固定中2塊鋼板在不同平面上對內側骨折塊進行固定，在這種雙柱固定方式中，應力可以通過2塊鋼板和較多的螺釘均勻分散，從而大大減少了應力集中。MSP固定時內側應力的傳遞主要有2種途徑：一是經鋼板跨過干骺端傳遞至脛骨干，二是通過螺釘將應力傳遞至外側平臺及外側干骺端。由于其應力僅由1塊鋼板及相對較少的螺釘承擔，因此每一承載單元的應力明顯高于MDP和BDP 2種雙柱固定方法。而LLP固定時內側應力大部分是經過作用在內側平臺的鎖定螺釘及拉力螺釘傳遞至外側平臺及外側干骺端，小部分經由骨折接觸面傳遞至脛骨干，由于其承載部位更為有限，因此每一承載單元的應力極高。這種高應力必然導致骨折端的高應變，從骨折愈合角度來講，這種高應變不利于骨折局部骨痂的生長。本研究中選用的合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折模型僅是一種相對理想化的模型，臨床上此型骨折還可能伴有干骺端的粉碎和后內側的劈裂等，這些病理變化又加重了骨折端的不穩定。通過有限元分析的結果可以看到，LLP固定由于承載部位有限而導致應力較高，因而從生物力學角度看，并不適用于合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折；在局部軟組織允許的條件下，MDP固定是治療合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折較理想的固定方法。
有限元分析是一種新興的虛擬現實技術，在醫學研究中應用的可靠性已得到公認［5］，近年來， 有限元分析方法開始越來越多的被用于骨折內外固定方法的生物力學評價中［1，6］，為臨床選擇有效的固定方法提供了實驗依據。
本研究中三維有限元模型的建立采用CT掃描技術，通過對Synbone人工骨結構的掃描，利用ANSYS軟件重建脛骨近端的有限元模型，在此基礎上制備的合并膝關節脫位的脛骨內側平臺骨折三維有限元模型進行生物力學數據分析。由于這種人工骨是完全按照人體骨的形態結構制備的，因此其掃描后骨的組織結構和構成比例也與人體骨相似，賦予人體骨的特性參數后完全符合實驗需要。
由于腓骨對應力分散作用的影響較小，僅占4.6%左右［1］，因此在分析中我們忽略了腓骨的作用。膝關節在正常生理活動中要承受彎曲、扭轉、剪切、壓縮等不同類型的復雜應力，其在不同步態周期及運動狀態下力的作用類型與大小又有很大差異，但垂直壓縮應力是導致骨折塊移位及內固定失效的最主要成分，因此實驗中我們僅對脛骨平臺施加了垂直方向的靜載荷，以觀察不同固定方法固定后脛骨近端的應力分布情況，不同步態周期及運動狀態下的作用結果還有待進一步的研究。
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韌帶的生物力學特性范文6
【關鍵詞】 鎖骨鉤鋼板；喙鎖韌帶修復；肩鎖關節脫位
DOI：10.14163/ki.11-5547/r.2016.29.048
肩鎖關節脫位是臨床較為常見的損傷， 占肩部損傷的12%， 受傷機制一般是由于肩峰外側受到直接沖撞所致。Allman[1]按肩鎖韌帶和喙鎖韌帶的損傷程度把肩鎖關節脫位分為3度：Ⅰ度：肩鎖關節的挫傷， 無韌帶斷裂；Ⅱ度：肩鎖關節囊和肩鎖韌帶斷裂， 喙鎖韌帶部分斷裂， 鎖骨遠端半脫位；Ⅲ度：肩鎖和喙鎖韌帶均完全斷裂， 鎖骨遠端完全脫位。Ⅰ度和Ⅱ度可以保守治療， 三角巾懸吊， 或者彈力繃帶壓迫。但是Ⅲ度損傷非手術治療很難奏效。傳統的手術方法包括交叉克氏針或鋼絲張力帶等內固定， 但是存在復位不滿意， 內固定易松動， 且有限制肩鎖關節微動特性等的缺點。本科應用鎖骨鉤鋼板聯合喙鎖韌帶修復治療36例AllmanⅢ度肩鎖關節脫位， 療效確切， 現報告如下。
1 資料與方法
1. 1 一般資料 選擇本科2009年1月～2014年6月收治的36例新鮮AllmanⅢ度肩鎖關節脫位患者， 其中男25例， 女11例；年齡26～58歲， 平均年齡35.4歲；左側21例， 右側15例；均有肩部外傷史， 多為直接撞擊和高空墜物砸傷；入院時患肩腫脹、疼痛， 肩鎖部隆起、彈性制動， 肩關節外展受限；術前X光片顯示鎖骨遠端高出肩峰>1.0 cm， 鎖骨與喙突間距>0.5 cm；損傷至手術時間：傷后2～7 d， 平均時間3.5 d。
1. 2 手術方法 麻醉成功后， 患者取仰臥位， 傷肩墊高， 劃線筆標記肩峰、鎖骨遠端、喙突， 沿鎖骨遠端繞肩峰做一弧形切口， 長約4～7 cm， 切開鎖骨遠端附麗的肌肉組織， 骨膜下剝離， 顯露肩鎖關節及鎖骨遠端。檢查關節軟骨盤是否碎裂， 切除碎裂的軟骨盤， 保護肩鎖關節囊， 向外側剝離暴露喙突， 找到喙鎖韌帶的兩個斷端， 分別用不可吸收線“8”字縫合， 暫不打結。將上臂向上， 手指下壓鎖骨外端， 肩鎖關節復位， 用布巾鉗臨時固定， 止血鉗分離肩峰后下方軟組織， 探明肩峰下緣后， 試安裝鎖骨鉤鋼板可塑型模板。依據模板選擇不同型號的鉤鋼板， 同時可以塑形， 將尖鉤插入肩峰后下方， 以鉤部緊貼肩峰下緣骨質， 同時鎖骨遠端低于肩峰1～2 mm為宜。鋼板體部用3枚螺釘與鎖骨遠端固定在一起， C臂機檢查脫位已復位， 將提前縫合于喙鎖韌帶兩斷端的不可吸收線打結， 縫合肩鎖關節囊， 修補肩鎖韌帶， 逐層縫合手術切口。本組所用鎖骨鉤鋼板均為以瑞士內固定學會（AO/ASIF）為代表的插入式鎖骨鉤鋼板。
1. 3 術后處理 術后第1周肩肘吊帶保護；術后第2周間斷去除肩肘吊帶肩關節功能鍛煉；術后第3周去除肩肘吊帶肩關節功能鍛煉；術后第6周可日常生活；術后第10周可回歸工作崗位；術后8～10個月將內固定取出。
1. 4 療效判定標準 肩關節功能依據Herscovici標準[2]進行評定， 優：肩部不痛， 活動不受限；良：輕度疼痛， 日常工作略有影響， 肩關節活動稍受限；可：肩部中度疼痛， 日常工作較多影響， 外展45～90°；差：嚴重疼痛， 不能工作， 活動范圍
2 結果
本組36例患者術后均獲得12～24個月隨訪， 平均隨訪15.3個月。術后第10周均回歸工作崗位。本組患肩功能恢復結果：優24例， 良9例， 可2例， 差1例， 優良率為91.7%。手術切口均一期愈合， 2例患肩遺留疼痛， 1例鉤鋼板螺釘翹起， 肩鎖關節半脫位， 外展功能差。
3 討論
3. 1 術中注意事項 ①修復喙鎖韌帶：鎖骨鉤鋼板治療肩鎖關節脫位， 療效滿意， 但鋼板去除有復發的可能， 對損傷的喙鎖韌帶需全面修復， 必要時重建[3]。作者也認為肩鎖關節脫位長期復位的維持仍然靠喙鎖韌帶的修復， 內固定僅提供暫時的復位保證， 如果不修復將導致去除內固定后肩鎖脫位復發。本組36例患者均修復喙鎖韌帶， 用不可吸收線在韌帶兩個斷端均行“8”字縫合不打結， 在肩鎖關節脫位用鎖骨鉤鋼板固定后再打結， 實現了韌帶的雙“8”字固定， 同時避免了內固定完成后修復韌帶操作空間不足的局限性；②術中必須良好顯露肩鎖關節面， 清除破碎的關節軟骨盤， 否則會導致創傷性肩鎖關節炎；③鎖骨鉤鋼板個體化塑形[4]：鉤鋼板依據肩峰厚度的不同， 有不同的型號， 有左右之分， 依據模板選擇合適型號的鉤鋼板， 同時可適當塑形， 如果所有患者均采用同一種型號， 則可能發生鋼板鉤尖與肱骨頭撞擊， 肩關節活動時產生疼痛；④鉤鋼板的設計符合肩鎖關節生物力學特性， 固定后可以微動， 長期的微動應力可能導致固定鋼板的螺釘松動， 而使鋼板翹起[5]， 因此每一枚螺絲釘的固定都應實現雙皮質固定， 使螺釘的把持力更強， 當然螺釘也不宜過長， 否則易損傷鎖骨下血管和神經。
3. 2 傳統的克氏針加張力帶內固定的缺點 ①肩鎖關節是微動關節， 肩鎖關節脫位復位后， 由于各方向肌肉的牽拉， 存在剪力的持續作用， 導致克氏針移動脫出， 內固定失敗；②克氏針需貫穿肩鎖關節面， 它的直徑過細， 強度不夠， 直徑過大， 造成關節軟骨盤的損傷而發生關節炎；③在克氏針固定中， 如果尾端未折彎， 可能使克氏針游走于胸腔或縱隔， 發生致命危險， 針尾向外退出戳頂皮膚引起疼痛， 甚至穿出皮膚， 發生感染。
3. 3 鎖骨鉤鋼板內固定的優勢 ①鎖骨鉤鋼板有不同的型號， 同時可以預彎， 符合不同人群肩峰厚度不一的解剖特點， 肩峰下關節外放置鋼板尖鉤， 尖鉤位于肩峰后下方， 符合杠桿原理， 肩峰和鎖骨遠端之間力量平衡， 喙鎖韌帶在無張力情況下愈合， 為韌帶愈合提供了穩定的力學環境， 促進了韌帶的堅強愈合；②鎖骨鉤鋼板固定后允許肩鎖關節有一定的微動， 是靜力學和動力學固定的完美結合， 患者可早期肩關節功能鍛煉， 避免了長期制動導致的肩關節粘連和肌肉萎縮；③鋼板尖鉤不干擾肩鎖關節軟骨盤， 避免了發生創傷性肩鎖關節炎的風險。④該術式創傷小， 易于操作， 符合生物力學原理， 是治療肩鎖關節脫位的一種理想方法。
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