骨折的生物力學范文
時間：2023-11-14 17:52:51
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篇1
［關鍵詞］ 肱骨骨折；生物力學；骨折固定術
Biomechanical study of corner lock plate in treatment of humeral fracture
［Abstract］ Objective To elucidate the biomechanical foundation of corner lock plate.Methods Analyze the biomechanical stability of the fixed humeral fracture with corner lock plate and LC-DCP plate by three methods:tension test，bending test and torsion test.Results From three tests above，the relation of load-straining，load-migration，bending moment-deflection，torsion moment-torsion angle were drew，both of results show statistical significant deviation.Conclusion Internal fixation of humeral fracture with corner lock plate could have good biomechanical stability.
［Key words］ humeral fractures;biomechanics;fracture fixation
對移位的長骨骨折治療，目前已發展了新的固定鋼板，如LC-DCP鋼板、點接觸鋼板、LISS及最新的LCP鋼板等，提出生物學固定（BO）的理論，指出鎖定鋼板具有較高的優越性［1］。但LISS、LCP等鎖定鋼板也存在精確操作困難、松動等問題［2］。為此，根據臨床實踐，設計了鈦制成角鎖定鋼板（已申請專利），依靠螺釘之間成角來鎖定鋼板、固定骨折。這種鋼板制作工藝簡單、操作方便、三維固定牢靠、手術創傷少。本文從生物力學角度來探討成角鎖定鋼板內固定的作用及在治療肱骨骨折上的生物力學特征，以積累基礎理論依據，為臨床服務。
1 材料與方法
1.1 標本的制備與分組 采用8具成人新鮮的肱骨干標本，解剖后分別剔除所有軟組織，兩端用骨水泥包埋固定，測量標本的尺寸，然后分組，隨機取樣，將標本分為成角鎖定鋼板。1.2 儀器設備
1.2.1 成角鎖定鋼板 成角鎖定鋼板使用鈦合金制作，是一種成角鎖定鋼板，由長條形的接骨用鋼板和螺釘構成，鋼板在縱向相隔設有若干個螺釘孔（見圖1），而且螺釘孔的中心線與鋼板內表面中心線成一定角度，螺釘孔依次相互交錯（見圖2）。螺釘為半螺紋自攻螺釘，螺釘光桿處直徑和螺紋直徑相同，且和螺釘孔直徑相同（見圖3）。成角鎖定鋼板鎖定原理見圖4。本實驗使用8孔鋼板，孔距和LC-DCP鋼板相等。傳統LC-DCP鋼板為8孔鈦合金鋼板。
1.2.2 力學測試儀器 力學測試采用WE-10A液壓萬能材料實驗機(紅山實驗機廠)以及YJ-29型靜態電阻應變演示儀(上海華東電子儀器廠)扭角儀、高精度數顯光柵位移測微器(KG-101，精度1‰)、電阻應變片(上海應變片廠常溫應變片)，502膠(上海新光化工廠)，703粘合劑單組分硫化硅橡膠（江蘇無錫膠粘劑廠）。
1.3 實驗組與對照組固定方法
1.3.1 肱骨中段骨折模型的制作 測量肱骨全長，定出中點位置后以線鋸垂直于骨干長軸截斷肱骨。
1.3.2 骨折固定 傳統LC-DCP鋼板固定組：使用鈦合金8孔鋼板，依照標準AO固定技術加壓固定肱骨骨折，骨折兩端各使用3枚螺釘固定，中間鋼板兩孔不固定。成角鎖定鋼板組：先用2枚螺釘固定骨折一端后，在另一端鉆一小孔，使用大巾鉗使骨折端加壓后，再用螺釘固定骨折另一端，同樣骨折兩端各使用3枚螺釘固定，中間鋼板兩孔不固定。
1.4 實驗力學模型的建立 所有標本在結構、載荷、高度、力學性質、貼片技術與位置等方面均保持一致，以提高測量精度，精心制作實驗力學模型。根據肱骨的受力情況確定實驗載荷。肱骨上舉屈伸運動時載荷一般在400～800N左右，提物、支撐運動時載荷一般在500N左右，用手推拉時載荷一般在300～650N左右。據此在本實驗中最大軸向載荷設計在1000N范圍以內，以確保在生理運動范圍內受力狀態。由于肱骨的熱傳導性較差，且有有機質滲出，故應選擇相應良好溫度特性的片子，并進行溫度補償，并要求在零漂、機械滯后、疲勞壽命、絕緣電阻好的片子上。在模型中部位置上粘貼電阻應變片，采用高精度小標距應變片［R＝（120±0.5）％，K＝（2.16±0.5）％，1mm×1mm］。粘貼應變片時應遵循實驗力學要求，操作規范。關于位移到測量，采用高精度數顯光柵位移測微器(KG-101，精度1‰)測量。
1.5 實驗測量 將肱骨標本固定在特殊的夾具內，安裝好載荷，位移，應變傳感器，連接好所有導線，調正儀表，進行預加載100N，以消除骨的松弛、蠕變等時間效應影響，再進行軸向拉壓實驗、彎曲實驗和扭轉實驗。實驗機加載速率控制在1.4mm/min之內，實行分級加載，相應記錄應變、位移等力學數據。為了提高精度，標本應多次重復測量。
1.6 數據處理 對所有實驗數據首先以線性回歸，方差分析，經最小二乘法加以處理，再按數理統計加以篩檢，計算相關參數，Student’s T檢驗，并用Chaurent判斷進行精度分析與誤差分析。所有計算采用SPSS10.0軟件在微機上處理。
2 結果
2.1 肱骨軸向壓縮實驗
2.1.1 肱骨中段骨折內固定的應變 根據所有標本的拉伸實驗測量，可得到骨折斷端應變值。載荷、應變值結果見表1。在生理載荷作用下，肱骨上的載荷－應變關系基本上呈線形變化，卸載后可恢復原狀。肱骨斷端兩側的應變均為壓應變，應變越小說明器械固定越牢，肱骨軸向穩定。1000N時采用成角鎖定鋼板固定的應變小于LC-DCP鋼板固定，兩者相比相差10.4%，統計顯示差異有顯著性（P
2.1.2 肱骨中段骨折內固定的位移 兩種形式鋼板固定載荷－位移關系見表2。在生理載荷作用下，肱骨上的載荷－位移關系基本上呈線形變化，卸載后可恢復原狀。肱骨斷端兩側的位移在1000N時采用成角鎖定鋼板固定的位移為2.15mm，LC-DCP鋼板固定位移為2.40mm，兩者相比相差10%，統計顯示差異有顯著性（P
2.2 彎曲實驗
2.2.1 肱骨彎距－彎曲應變關系 肱骨骨折進行彎曲實驗，兩者不同形式的鋼板固定在張力側，安置在實驗機，中間加負荷，形成三點彎曲實驗。給所有標本測試，得到的結果見表3。肱骨骨折采用成角鎖定鋼板在最大生理負荷彎矩6N·m作用下，其在肱骨斷端上產生108με，低于LC-DCP鋼板在相同負荷產生的120με，兩者相差10%，差異有顯著性（P
2.2.2 肱骨彎矩－橈度關系 在彎曲載荷作用下，在肱骨骨折斷端會產生向下位移，即彎曲橈度，其測量結果見表4。肱骨骨折采用成角鎖定鋼板在最大生理負荷彎矩6N·m作用下，其在肱骨斷端上產生4.5mm，同樣低于LC-DCP鋼板在相同負荷產生的5.2mm，兩者相差13%，差異有顯著性（P
2.3 肱骨骨折固定的扭轉力學特性
2.3.1 肱骨骨折兩種內固定時扭矩－扭角變化 肱骨骨折兩種形式鋼板固定，根據所有標本的實驗測到的扭矩－扭角關系結果見表5。
2.3.2 結果分析 （1）扭矩－扭角關系變化因肱骨變斷面，其變化呈非線性變化，在扭矩1.8N·m之后才成線性變化。（2）在等量線載荷2.6N·m作用下，其成角鎖定鋼板扭角為12.25°，LC-DCP鋼板扭角為17.26°，分別相差12%，統計顯示差異有顯著性（P
2.4 應力遮擋效應實驗 這里所謂應力遮擋是指肱骨在不同器械固定下，應力傳導被器械承擔了，而骨上的應力被減少，這種現象被稱為應力遮擋效應。從力學觀點，應力遮擋是鋼板和肱骨組合構件應力的重分配，它同組合構件形式材料性質有關。根據所有標本的實驗測到的結果見表6。A側為鋼板側，B側為鋼板對側。成角鎖定鋼板的應力遮擋率在1000N時A側為34%，B側為19%，而LC-DCP鋼板和肱骨接觸緊密，因而A側為43%，B側為25%。兩種不同形式鋼板固定應力遮擋率分別在A、B側相差21%和24%，差異有顯著性（P
3 討論
成角鎖定鋼板，由長條形的接骨用鋼板和半螺紋自攻螺釘構成，鋼板與螺釘孔成一定角度，螺釘孔依次相互交錯。其固定骨折原理不再是通過接骨板與骨的摩擦阻力原理達到固定作用，而是通過相互交錯成角度螺釘和鋼板之間內鎖定來固定骨折。因為外科專家的測試結果表明每枚4.5mm螺釘擰緊時產生大約2000～3000N的軸向加壓力。活體骨上的在體測量的結果表明，加壓力在幾個月內逐漸減弱，說明螺釘的加壓力維持的時間比骨折愈合要長［3］。依靠螺釘擰緊時產生的軸向加壓力足夠來相互和鋼板鎖定。
從一系列的實驗結果顯示，成角鎖定鋼板的生物力學性能十分優越，其抗壓、抗彎、抗扭力學性能優于LC-DCP鋼板。它不但承載能力大，而且軸向穩定性好，它有較大的強度裕度，安全穩定。其次它的應力遮擋小，斷端固定牢固，傳導力合理，有利于骨痂生長。
LC-DCP鋼板是低接觸性接骨板的設計。但是，低接觸性接骨板的固定仍必須有壓力施加在皮質骨上［4］。螺釘將接骨板固定在皮質骨上的壓力造成接骨板下皮質骨血流障礙［5］。而成角鎖定鋼板是靠螺釘和鋼板成角鎖定，鋼板對骨皮質沒有接觸或沒有壓力，鋼板對接骨板下皮質骨血流影響降到最低限度。
傳統螺釘由于其螺柱較細而抗彎曲的能力相對較弱。只需加粗柱直徑30%，就可以提高抗彎曲能力3倍。有鑒于此，成角鎖定鋼板螺釘使用自攻桿螺釘，大部分螺柱為4.5mm，絲牙處螺柱為3.2mm，柱直徑適當增大，增加了抗彎能力。
在動態載荷影響下，如果內固定螺釘在體內放置好的話，螺釘的松動只是由螺紋和骨之間界面的微動所引起［6］，這種由骨的再吸收所造成的松動見于較低的軸向壓力，常見于外固定支架中的螺釘松動［7］。穩定的堅強固定不會在界面上產生骨吸收［8］。成角鎖定鋼板螺釘螺紋能和骨皮質產生較高的軸向壓力，螺紋和骨皮質結合牢固，不易產生螺釘松動。
1 張長青，蘇琰，曾炳芳.肱骨近端鎖定接骨板治療肱骨近端骨折的臨床分析及手術技巧.中華手外科雜志，2005，5:262-264.
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6 關平，戴玉景.兩種外固定器治療脛骨骨折的臨床研究.中國骨傷，2005，10:614-615.
篇2
[關鍵詞]堅固內固定；小型鈦板；生物力學
[中圖分類號]R782.5 [文獻標識碼]A [文章編號]1008―6455(2007)04―0488―04
下頜骨呈馬蹄形，占據面部下1/3，是顱面部唯一可以活動的骨骼，參與組成牙、頜、及顳下頜關節系統，承擔著咀嚼和語言功能。由于其形態特殊且突出于面部，無論在平時或戰時，下頜骨的損傷都居于面部骨折的首位。據資料統計，平時傷下頜骨骨折占頜骨骨折總發生率的50％～70％，約是上頜骨骨折的兩倍。下頜骨骨折的發生部位常與其解剖的薄弱結構有關，其中頦部、頦孔區、下頜角和髁狀突是骨折的好發部位。隨著汽車工業的飛速發展，交通事故傷已成為下頜骨骨折最主要的原因。平時傷下頜骨骨折多為線形骨折，而火器傷多為粉碎性骨折。堅固內固定(rigid internal fixation，RIF)是近20年來發展起來的頜骨骨折內固定新技術。應用的基礎是骨折在愈合中需要穩定的環境，固定物要能抵消影響愈合的各種不良應力并能維持骨折在正確的位置上直至愈合。本研究旨在通過生物力學實驗來評價新型膨脹蕊體型堅固內固定器械對犬下頜骨骨折的固定效果并與臨床常用器械進行對比，為其投入臨床應用提供依據。
1 材料和方法
1．1 實驗動物：10～12個月健康雜種犬10只，體重10～12 kg，雌雄不限，由第四軍醫大學實驗動物中心提供。
1．2 實驗器材：頜面骨電動手術器械DSQ-3型微型電鋸(廣東冠鷹醫療器械制造有限公司提供)，INSTRON MODEL5848材料試驗機(ENGLAND)，長四孔小型鈦板及金屬接骨螺釘(型號：ZEZ02，HCQ04規格：螺釘￠2.0mm×7mm，西安中邦鈦生物材料有限公司)，膨脹芯體型堅固內固定器械(規格：固位釘￠2.0mm×7mm由原第一軍醫大學退休教授梁雄醫生設計并提供)
1．3 實驗方法
1．3．1 下頜骨骨折動物模型的建立：10只健康雜種犬，檢查排除各種頜骨疾病，同體對照，隨機分為2組。術前用9％硫化鈉溶液脫去雙側下頜骨毛發，肌注速眠新Ⅱ注射液進行麻醉(0.08～0.10ml/kg)，動物固定采取仰臥位。無菌條件下沿犬下頜骨下緣切開暴露雙側下頜骨，于第一臼齒前用微型電鋸在噴水冷卻條件下切割頰舌側骨質，充分保護下頜管中的血管神經，沿切線用骨折鉗造成雙側下頜骨線形骨折。充分復位噴水冷卻條件下鉆孔并行堅固內固定術固定雙側下頜骨，每側使用一塊長四孔小型鈦板及四顆單皮質金屬固位釘或螺釘，手術同時注意保護下頜管中的血管神經。左側用實驗組固定(膨脹芯體型堅固內固定器械)，右側用對照組固定(中邦牌長四孔小型鈦板及金屬接骨螺釘)。青霉素鈉生理鹽水沖洗傷口后分層嚴密縫合傷口，術后肌注青霉素3天，動物單獨飼養，正常飲食。2周后采用麻藥處死動物，解剖取得完整下頜骨并觀察骨折線愈合情況。將下頜骨于正中聯合處鋸開制備成雙側下頜骨骨折動物模型。
1．3．2 生物力學測試
1．3．2．1 三點彎曲試驗：將犬下頜骨用夾具固定，并調整夾具角度使加載壓頭分別加載于頜骨側面及水平面，兩側支點跨距30mm。平衡載荷后于骨折線處垂直加壓，加載速度5mm/min。使用材料試驗機配套計算機記錄載荷一位移數值，以骨折線兩側載荷一位移曲線出現第一個中斷臺階做為骨折線斷裂標志并記錄數值。
1．3．2．2 金屬固位釘及螺釘撥出力測試：于新鮮犬雙側下頜骨鉆孔，使用工具測量定點使鉆孔位置一致。分別固定實驗組固位釘及對照組金屬接骨螺釘各8顆，將下頜骨標本固定于夾具上，調整夾具角度，使釘的長軸與實驗機加載方向一致。以2mm/min的加載速率進行拔出試驗，直至出現固位釘、螺釘拔出破壞。記錄固位釘、螺釘破壞形態，以載荷一位移曲線出現最高點為固位釘、螺釘拔出破壞的標準，即釘的軸向拔出力出現下降。實驗機的載荷信號由計算機數據采集系統記錄，并由相應的測試系統軟件給出固位釘、螺釘的最大拔出力。
1．3．3 統計分析：采用SPSS 11.0統計軟件對各組試驗載荷數據進行統計分析，采用配對t檢驗，以P＜0.05為差異顯著的檢驗標準(a=0.05)。
2 結果
2．1 大體觀察：術中及術后動物無死亡，傷口無紅腫、滲液等炎性反應現象，傷口Ⅰ期愈合。動物處死后切開觀察，所有小型鈦板無松動，金屬固位釘及接骨螺釘無脫落。對照組骨折處骨質隆起形成連續的表面骨痂，骨折線清晰可見，無炎性增生。實驗組大體觀察情況與對照組類似但骨痂形成較對照組少，骨折線較對照組模糊。X線觀察實驗組與對照組骨折線清晰可見表1。
2．2 三點彎曲試驗及固位釘拔出試驗結果：三點彎曲試驗中，實驗組及對照組均在加載荷后出現穩定上升的載荷一位移曲線，表明被堅固內固定器械固定的犬下頜骨確實接受了試驗機壓頭的加載。隨著加載的進行在上升的載荷一位移曲線中出現了中斷臺階，此時下頜骨骨折線處出現了斷裂，堅固內固定被破壞。固位釘拔出試驗中，隨載荷的增加出現載荷―位移曲線，當固位釘被拔出時曲線呈現最高點隨后下降，試驗數據。金屬接骨螺釘及固位釘拔出后實驗組鉆孔處邊緣半徑2mm皮質骨表面出現骨折現象，但鉆孔內壁較為光滑。對照組拔出后鉆孔處邊緣半徑4mm皮質骨表面出現骨折現象且皮質骨破壞較實驗組深。各組數據經統計分析，實驗組側向、垂直向最大載荷及固位釘拔出力分別為對照組的128.75％、148.65％、133.96％。實驗組和對照組間存在統計學差異(P＜0.05)。實驗組各項數據優于對照組。
3 討論
骨折時由于骨的主應力軌跡線中斷，骨的抵抗和承載功能被破壞。采用堅固內固定技術的目的就是以固定結構代替中斷了的骨抗力結構。它通過在骨折部位加接骨板并用螺釘固定在骨折線兩端，通過骨塊間壓力誘導骨生長且使骨斷端得到穩定促使骨折愈合。原有骨折愈合概念是在骨折端未
能準確解剖復位及有效維持穩定的基礎上，以II期愈合的模式，從X線片及組織學形態變化進行描述的。愈合分為血腫機化、骨痂形成、塑形等三個階段。通過膜內化骨，軟骨內成骨，哈弗氏系統骨內膜造等形式完成。
劉彥普等進行了加壓內固定狀態下的骨愈合研究后發現。骨折解剖復位后，適當地加壓骨斷端不僅可增加斷面的接觸面積，輔之以接骨板的強度，能有效地維持骨折端穩定且及早地發揮頜骨功能。還可使骨折間隙縮小密合并產生相當的生理壓應力，促進骨折的Ⅰ期愈合。這種愈合是以哈弗氏系統骨內膜造的方法進行：即破骨細胞開路，血管長入，吸收壞死組織的同時，成骨細胞長入，以新板層骨直接取代壞死組織。達到皮質對皮質、髓質對髓質骨問的直接骨愈合。這種Ⅰ期愈合方式，正如軟組織的Ⅰ期愈合一樣，具有愈合周期短、并發癥少、形成外骨痂較少等特點。雖然加壓堅固內固定術可以使骨折更快的愈合，但是其技術操作復雜且適應證不如小型鈦板廣泛。
champy基于下頜骨外層皮質的解剖厚度(約3～5mm)和生物力學原則及固定器的機械性能，詳細闡述了頜骨骨折接骨板放置的理想部位，并發展了小型接骨板系統。Champy同時認為，用小型接骨板固定骨折并不要求絕對穩定，允許有肉眼不能分辨的微動，固定只是為了中和張力，而允許功能性壓應力傳導。從生物力學角度講，它是一種穩定并具有彈性的動力性固定。因其相對堅強內固定有肉眼不能分辨的微動，從生理上可以刺激骨折區域成骨細胞生長，避免張力屏障作用，促進骨折的愈合。該接骨板能放置在頜骨張力區附近，并且易于彎曲，適合下頜骨的不同曲度。能在有效抵抗張力區扭力的同時，在下頜緣產生一定的壓應力。所以堅固內固定的理論并不是絕對的固定。其固定效果的判斷標準應以骨折的愈合速度及強度來衡量。
堅固內固定器械固位原理：對照組所用堅固內固定器械為臨床治療下頜骨骨折常用器械，主要通過螺釘上螺紋與骨之問的剪切摩擦力固位。并通過這種固位對小型接骨板施加壓力使其緊密貼合于骨面，從而達到固定骨折兩端并促進骨折愈合的目的。影響骨一釘界面強度的因素包括：骨密度、螺釘幾何形狀(粗細及螺紋外型)、螺釘固定長度、螺釘固定技術。針對這些方面的改進由于受到各種各樣的條件限制，因而對提高傳統螺釘固定強度作用有限。實驗組為一種全新設計的堅固內固定器械，因為在釘長度等影響固位力的因素上已不可能無限的提高，所以該器械在規格與對照組相同情況下采用全新的固位方法及原理。主要體現在金屬固位釘的固定技術上。實驗組基本固定原理是固位釘的末端膨大技術，即固位釘末端在皮質骨內側或骨質的深面膨脹以達到堅固內固定的目的。為下頜骨骨折區域創造一個三維穩定性的愈合環境，促進骨折愈合。其操作時，首先將芯體置于鉆孔內，然后以特殊設計的裝置(拉釘鉗)將芯體中的芯向外拉出，借助固位釘的末端膨脹達到堅固內固定的目的。其固位力不是依靠螺紋所產生的剪切摩擦力，而是依靠機械鉚合力將小型鈦板固定于骨面。該堅固內固定器械的優點是操作方便簡單，完全不同于以往的螺紋釘式設計，在手術中可以大大縮短時間。而且應用于同樣條件的下頜骨骨折，可以避免固定釘旋入后對釘道的擴大再損傷，固定效果可靠，適應范圍較廣。
在對犬下頜骨骨折的堅固內固定治療中，大體觀察發現實驗組較對照組骨折線處所形成的骨痂為少，骨折線更模糊。因為血運和穩定性對早期骨愈合影響較大，血運差和二維不穩定將使骨愈合延遲、缺血和三維不穩定將導致骨不愈合。微動刺激所產生的外骨痂實際上是對堅固內固定穩定性不足的一種生物補償。提示實驗組較對照組在堅固內固定術后可以提供給下頜骨更好的三維穩定性，這種穩定性更有利于骨折的愈合。通過三點彎曲試驗，試驗組下頜骨骨折線處較對照組能夠承受更大的載荷，提示膨脹蕊體型堅固內固定器械使用于犬下頜骨后使其骨折愈合更為牢固。
篇3
【摘要】
目的 評價踝關節骨折修復下脛腓前韌帶的生物力學穩定性。方法 采集國人新鮮足標本一具，截取踝關節以上15 cm下肢小腿橫行截斷，暴露下脛腓前韌帶。載荷實現分級加載，選用小腿極限載荷(踝關節負重力為4.5 BW)20％作為生理載荷，即以0、100、200、300、400、500 N為分級載荷。萬能材料試驗機(WD5)的加載速率為1.40 mm/min，以準靜態方式加載，載荷施加于下肢脛腓骨上。并模擬足運動中立位、跖屈位(30°)、背屈位(20°)、旋后外旋位等四種生理運動狀況，正常足及切除下脛腓前韌帶測定踝關節的應力變化、距骨的移位變化及軸向剛度數據。結果 標本在正常足及切斷下脛腓前韌帶的不同功能位上，踝關節的應力變化、距骨的移位變化及軸向剛度，統計學有顯著性差異(P＜0.05)。結論 在對內、外踝滿意固定后，下脛腓前韌帶的修復能更好恢復踝關節的生物彈性，最大限度恢復其原來的結構和功能，避免晚期創傷性關節炎的發生。
【關鍵詞】 下脛腓前韌帶 生物力學 踝關節骨折
Abstract：Objective To evaluate the biomechanical stability of restoration of anterior lower tibiofibular ligament in ankle fracture.Methods Collect a fresh foot sample of Chinese，cut off transversely of the shank 15 cm above the ankle joint，operate carefully around the ankle joint as per the clinic procedures，to expose the anterior lower tibiofibular ligament，calcaneofibular ligament，anterior and posterior talofibular ligament for the test.The entire structural simulation is based on the fresh foot sample of normal human corpse and in the phased loading，with 20％ of the shank limit load(the bearing capacity of ankle joint at 4.5 BW) as the physiological load，i.e.the phased load of 0，100，200，300，400 and 500N.The loading rate of the universal material tester (WD5) is 1.40 mm/min，and with the quasistatic loading mode.The load is applied on tibiofibular bone of the shank to simulate the 4 physiological movement status of the foot，i.e.neutral position，metastarsal bending position(30°)，posterior bending position(20°) and esternally rotated position.The normal foot and amputation of anterior lower tibiofibular ligament was used to test the stress change of ankle joint，displacement and axial rigidity of astragalus.Results The sample is placed in the different functional positions of the normal foot and when cutting off anterior lower tibiofibular ligament，it is significantly different in the stress change of ankle joint，displacement and axial rigidity of astragalus and in 2 status(normal foot and cutting off anterior lower tibiofibular ligament)(P＜0.05).Conclusion Upon the satisfactory fixation of the interior and exterior ankle，restoration of anterior lower tibiofibular ligament can better restore the biological flexibility of the ankle joint，maximally recover its original structure and function and avoid the occurrence of late traumatic arthritis.
Key words：anterior lower tibiofibular ligament；biomechanics；ankle fracture
踝關節骨折、脫位是創傷骨科常見的一種損傷［1］。目前認為，三角韌帶、下脛腓全部韌帶及部分骨間膜同時損傷時可出現下脛腓分離、距骨向外脫位。然而，臨床上占多數的WeberB(旋后外旋)型踝關節骨折，在距骨的強力外旋下，首先產生的是下脛腓前韌帶損傷，隨后產生外踝的螺旋骨折。由此看來下脛腓前韌帶對踝關節的穩定作用是不容忽視的。
我院自1999年以來，對該類骨折在內、外踝的堅強固定基礎上，常規探查修復下脛腓前韌帶，取得了良好效果。在此基礎上進行針對下脛腓前韌帶的生物力學研究。本研究對下脛腓前韌帶在完整和損傷踝關節標本上進行生物力學實驗［2］，觀察下脛腓前韌帶的損傷，對踝關節穩定性的影響，為臨床提供可靠的科學依據。
1 材料與方法
1.1 標本來源及制作 采集國人新鮮足標本1具，截取踝關節以上15 cm下肢小腿橫行截斷。大體測量標本尺寸(見表1)。并進行X線正側位攝片，確認無疾病，無踝關節損傷、先天性畸形、骨折、嚴重退行性變等病理性變化，在小腿上部切除肌肉暴露脛腓骨并用骨水泥固定做上端夾具。按照臨床方法在踝關節周圍小心行手術，暴露下脛腓前韌帶、跟腓韌帶、距腓前韌帶和后韌帶備用。同時制作足踝運動夾具，固定足底，能達到足的三維運動允許進行伸、屈、旋轉和外翻活動。
標本制作完成后立即進行生物力學實驗，實驗結束或轉換另一實驗需維持新鮮狀態，用雙層塑料袋在－30℃冰柜內保存。在下一實驗前，需24 h解凍后進行其他實驗，注意冷凍保持足始終維持中立位狀態。表1 新鮮國人下肢尸體標本的一般資料
1.2 實驗力學模型的建立 所有實驗標本在結構模擬、載荷、高度、材料力學性質、加載方式上均保持一致，以提供精度［3］。全部結構模擬均以正常人尸體新鮮足標本為標準，載荷實現分級加載，選用小腿極限載荷(踝關節負重力為4.5 BW)20％作為生理載荷，即以0、100、200、300、400、500 N為分級載荷。萬能材料試驗機(WD5)的加載速率為1.40 mm/min，以準靜態方式加載，載荷施加于下肢脛腓骨上，并模擬足運動中立位、跖屈位(30°)、背屈位(20°)、旋后外旋位等四種生理運動狀況，正常足及切除下脛腓前韌帶觀察踝關節失穩情況。
標本實驗前，應對標本的踝關節結構中距骨、脛骨遠端、腓骨遠端進行材料力學性質測量［3］，測量結果如表2所示。在測試時用等滲鹽水紗布濕敷，以免標本干燥。踝關節的位置模擬步態站立相的中期(約為步態周期的28％)，此時為單肢負重中期，踝關節處于中立位(90°)，負重約為一倍體重左右(設60 kg)，加載每次持續5 s。
實驗前在內踝、脛腓骨遠端前方、外踝和脛腓骨遠端后方A、B、C、D四處粘貼電阻應變片，用以測量踝關節內外踝負重應變變化規律，并在踝關節脛骨、腓骨、距骨設測量位移標記點a、b、c。所有這些應變測試和位移測試應進行應變溫度補償、防潮處理，以保證每具標本具有良好的傳導性和高靈敏度。表2 踝關節距骨、脛腓骨的材料力學性質測量結果
1.3 生物力學測試 一切準備就緒后，將應變片接入YJK14數字式電阻應變儀，實驗前應予載50N以消除骨的時間效應，即骨的松弛、蠕變等粘彈性影響。實驗時依次加載100 N等級，控制好機器速率1.40 mm/min，按不同生理運動情況循環加載，依次切斷踝關節相關韌帶，測量踝關節的應變、移位變化和穩定性［4］。
1.4 數據處理 將所有數據通過統計學方法計算各參數均值及標準差，用統計分析軟件SPSS 11.0方差分析進行評價，確定P＜0.05為有顯著性差異。
2 結
果
標本在正常足及切斷下脛腓前韌帶兩種狀態下的不同功能位上，踝關節的應力變化、距骨的移位變化及軸向剛度，均有統計學的顯著性差異(P＜0.05)。詳細情況見表3～6。
3 討
論
3.1 實驗結果分析
3.1.1 踝關節在不同功能位下的應力變化 正常足在中立位時內、外踝上的應變分別為(21±1.30) uε和(189±12.28) uε，脛腓前、后關節上應變分別為(142±9.23) uε和(78±5.09) uε。當足處于背屈20°狀態下，內、外踝上應變比中立位分別增加29％和34％，在脛腓前、后關節上分別增加5％和38％。當足處于跖屈30°狀態，內踝應變比正常中立位增加78％，外踝應變未增加，而在脛腓前、后處，特別在后部應變表3 正常踝關節不同生理運動位置時應變值情況表4 下脛腓前韌帶損傷情況下踝關節不同生理運動位置時應變值情況表5 踝關節下脛腓前韌帶損傷時不同功能位的距骨移位變化情況 表6 踝關節在不同功能位下脛腓前韌帶損傷時的軸向剛度情況增加78％，有明顯變化。當足處于旋后外旋狀態時，內踝應變增加74％，外踝應變反而減小，在脛腓聯合前、后處應變增加明顯，達到72％。這說明此狀態踝關節受力增大，應變增加明顯，容易導致失穩。
手術切斷下脛腓前韌帶后，足在不同功能位上的應力變化比正常足在功能位上的應變起了明顯的變化。此時在中立位，內外踝的應變增加不明顯，而在脛腓前后聯合處應變比正常時分別增加了38％和69％(P＜0.05)，增加很明顯。當足處于背屈20°狀態下，內外踝上應變增加同樣不明顯，相反有所下降，而在脛腓聯合前后處分別增加48％和69％(P＜0.05)，應變增加十分明顯。當足處于跖屈30°狀態，同樣內外踝上應變變化不明顯，而在脛腓聯合前后處應變分別增加50％和29％(P＜0.05)，增加明顯。當足在內翻外旋位時，這時對外踝應變影響明顯，應變增加74％(P＜0.05)，而內踝影響不明顯(僅10％)，在脛腓聯合處前后應變反而減小26％和18％(P＜0.05)，但均有所影響。此時踝關節處于半失穩狀態。
3.1.2 踝關節在不同功能位下脛腓前韌帶損傷距骨的移位變化 在正常足負重時，即踝關節500 N作用下，足處于中立位時，踝關節距骨的移位，即距骨的縱向垂直移位和水平方向移位分別為(1.86±0.12) mm和(0.26±0.02) mm；當足處于背屈20°時，其移位分別比中立位大5％和7％；當足處于跖屈30°時，其移位分別比中立位大6％和76％。但當足在旋后外旋位時，其距骨移位分別達到(2.07±0.17) mm和(1.30±0.11) mm，比中立位分別高10％和80％，距骨來回晃動在水平方向比較大。
當下脛腓前韌帶損傷之后，使距骨與脛骨接觸不再十分密切，間隙增大，增大了距骨產生水平移動和垂直移動引起的轉動。在損傷狀態下，足處于中立位時，其距骨的位移分別為(2.04±0.16) mm和(0.29±0.02) mm，比足踝韌帶完好無損狀態下的中立位位移增大9％和10％(P＜0.05)，背屈20°時比正常足背屈20°時的位移分別增大8％和18％(P＜0.05)，跖屈30°時比正常足的位移分別增加8％和26％(P＜0.05)，在旋后外旋狀況下，比正常足的位移分別增加11％和20％(P＜0.05)，位移明顯增大足踝關節開始處于不穩定狀態，以實驗中觀察到距骨運動范圍明顯增大。
3.1.3 踝關節的軸向剛度 正常足踝關節的軸向剛度在中立位時為(268.81±17.50) N/mm，背屈20°時為(284.09±19.90) N/mm，跖屈30°時為(252.53±19.22) N/mm，旋后外旋位時為(241.55±19.40) N/mm，此時的軸向剛度完全能滿足人體各種功能運動所需的剛度要求，足踝關節是相當穩定、堅固。
但當下脛腓前韌帶切除之后，踝關節的軸向剛度有了變化，明顯出現下降趨勢。這表示它抵抗變形能力衰減，即使在中立位時軸向剛度也下降了9％，其他不同功能位下降了8％～11％，與正常相比有一定的差異(P＜0.05)。
3.2 WeberB踝關節骨折現有術式及優缺點 在20世紀60年代，學者們認為構成踝穴的內踝極其重要，因此在治療時，把重點放在內踝上。20世紀70年代起，人們逐漸覺察到外踝是治療關節損傷的關鍵。隨著對踝關節骨折的深入研究，腓骨的重要性也更加明顯［5］。踝關節的穩定，需要結構完整的踝穴，而踝穴又依賴下脛腓聯合保持其完整性。此外證實腓骨骨折后的短縮和外側移位是發生骨關節炎最常見的原因。目前優先整復腓骨骨折的移位，然后再整復內踝和下脛腓韌帶聯合，已成為手術的常規程序［6］。榮國威等［7］通過尸體標本分別觀察下脛腓韌帶、骨間膜、腓骨、內踝和三角韌帶等損傷與下脛腓聯合分離的關系，結果表明形成下脛腓分離必須具備三個條件，即內踝或三角韌帶損傷、下脛腓韌帶損傷、腓骨與骨間膜在同一水平的損傷。將內踝與腓骨內固定以后，即使施加外翻、外旋應力，也不會出現下脛腓分離。因此，如果內側損傷是內踝骨折所致，可將內踝與腓骨行內固定治療，而不需要進行下脛腓聯合固定。
目前廣泛接受的觀點是，下脛腓聯合分離不應當行堅強固定，以往曾流行的下脛腓關節融合或者用拉力螺釘固定下脛腓聯合都是不可取的。因為這將限制腓骨相對于脛骨干的位移和旋轉，從而影響踝穴對距骨的順應性調節［8］。WeberB型踝關節骨折即LangeHansen分型的旋后－外旋型，距骨的外旋使外踝受到向后向外的應力，使下脛腓前方的韌帶受力最大。下脛腓前方的分離是下脛腓聯合的部分斷裂，就像展開一本書一樣［9］。外踝的解剖復位固定，必然使下脛腓聯合復位，經距骨受傷時的慣性外旋依然作用于下脛腓前韌帶，勢必造成距骨的輕度外移及踝關節不穩定。因為距骨外移1 mm能減少20％～40％脛距關節負重面的作用，移位5 mm能減少80％的作用，關節負重時會疼痛，長時間導致創傷性關節炎［10，11］。
3.3 WeberB踝關節骨折修復下脛腓前韌帶的臨床意義 通過臨床實踐及生物力學研究，作者認為在對內、外踝滿意固定后，下脛腓前韌帶的修復能更好恢復踝關節的生物彈性，最大限度恢復其原來的結構和功能，避免晚期創傷性關節炎的發生。
篇4
血運重建加內固定治療股骨頸骨折 殷林，鄔波，宗丹，付東寧，關和宇
股骨頸骨折內固定方法的比較與選擇 陳印明，王本龍，胡勇
2～5指掌指關節至近側指間關節間動脈缺損的修復 鄒書文，甘求恩
第3卷第3期A DIFFICUT FRACTURE UNDER ANY CIRCUMSTANCES答案
軍事訓練中應力性骨折76例分析 陳東風，黃建強，鄭小飛，王俊，莫建勛，金煒東，牛玥
FK506加速周圍神經損傷修復后肢體功能恢復的實驗研究 陳國奮，顧立強
臀肌攣縮致骨盆傾斜的基礎和生物力學研究 肖進，馮宗權，原林
雙側股骨髕骨粉碎型骨折1例 朱興仁，錢耀文，田永山，龔鐵軍，丁旭明，孫麗敏
無骨折脫位型胸脊髓損傷(附4例報告) 徐寶有，梁作雙，王寶琛
后路椎管前方減壓哈氏棒固定治療胸腰椎骨折脫位脊髓損傷 廖平，楊日新，劉文庚
近端逆行穿針法治療鎖骨骨折 韓來春
前臂閉合性伸肌腱斷裂的漏診 林格生，徐煜，王蜀江
隱神經營養血管皮瓣交腿修復足踝部皮膚缺損 劉秉銳，邢玉霞，閆榮軍，田培文
少年陳舊性肱骨外髁骨折的手術治療 曹飛，郝海群，孫振華，張福華，王華民，許國華
脛骨干骨折鋼板內固定術后切口感染壞死原因分析及預防措施 丁旭明，朱興仁，龔鐵軍，陳燕霞，孫麗敏
單側多功能外固定架治療四肢長管骨骨折59例體會 舒迅，楊宜
改良切口取髂骨121例治療體會 張維兵
四肢血管損傷的診斷和治療(附30例報告) 方均強，廖堅文，林冷
中西醫防治骨筋膜室綜合癥 宋錫剛，張惠萍
應用網狀小切口再植修復皮膚撕脫傷(附22例分析) 朱輝，周亞平，徐偉，李學則，邵禮武
中老年脛骨結節撕脫骨折 葉福平
部分肱骨小頭重建尺骨冠狀突1例 趙劉軍，崔勇，毛偉民
骨形態發生蛋白緩釋載體的研究進展 覃昱，裴國獻
正中神經和尺神經結核1例 潘貴江，馬祥山，包炳晨
骨盆傾斜型臀肌攣縮癥 肖進，原林
特殊類型復雜髖臼后部骨折的診斷與治療 王鋼，汪群力
骶髂關節骨折脫位的手術治療 郭澄水，鄭良國，韓國華，孔祥飛
骨盆骨折槽型固定器的研制及臨床應用--附31例臨床分析 陳德滿，蘇繼承，付偉，王天明，曲天義
帶縫匠肌蒂髂骨瓣移植治療髖臼骨缺損 徐棟華，張征宇，王靚潔
三維CT重建在骶髂關節脫位中的應用 曹向陽，張俊，陳可新，張智
手術治療復雜性髖臼骨折16例 劉敬梅，王傳華，潘峰勛
第一屆全國骨盆與髖臼骨折治療新進展研討會暨高級講習班在廣州舉行
鋼絲固定治療恥骨聯合分離5例報告 付秀利，季曉風，梨兆本
第七屆全國人工關節學術會征文暨全國人工關節學習班通知
髖臼橫形骨折穩定性的生物力學評估 陸愛清，孫俊英，董天華，唐天駟
骨盆骨折的處理 梁國穗
脊柱內固定新技術新理論講習班通知
三維CT在骨盆疾病中的臨床應用 王勁，張雪林，李樹祥
髖臼骨折10例治療體會 王宏修，宋興杰，武愛民，劉幫超
髖臼骨折合并股骨頭后脫位的手術治療(附28例報告) 李卓球
髖臼骨折的手術治療 姚士軍，郭賀榮，周云飛，李勇
髖臼骨折的治療 白璽先
髖臼骨折內固定材料選擇 羅志平，邊子虎，楊立文，黃大江，饒海群，劉思海
髖關節后脫位合并股骨頭骨折24例報告 張俊
髖臼骨折的切開復位內固定治療 郭澄水，陳維鵬，孫東升，蔣學金
介紹一種骨盆骨折新的分類方法 王鋼，汪群力
移位性髖臼骨折之外科治療 邱方遙，陳全木，羅惠熙
骨盆的解剖和生物力學 原林，高梁斌
髖關節的解剖和生物力學 原林，高梁斌
骨盆骨折與腰骶叢損傷 顧立強，王鋼，裴國獻
骨盆的開放復位和內固定 汪群力，王鋼
髖臼骨折的內固定 張旭輝，王鋼
骨盆骨折后靜脈血栓形成的處理 孫永建，王鋼
應用皮瓣移植修復足跟部皮膚軟組織缺損 賀長清，王利民，吳學建，陳聚伍
髂內動脈結扎治療合并腹腔臟器損傷的骨盆骨折大出血 張奎，高勁謀，黃世龍
前臂真皮下血管網皮瓣的臨床解剖學研究 廖進民，劉銘，原林，謝元平，黃文華，李忠華，鐘世鎮
珊瑚羥基磷灰石的細胞相容性實驗研究 王珂，裴國獻，陳濱，金丹，魏寬海，任高宏
AO C3型橈骨遠端骨折固定方法研究的生物力學模型 朱立軍，何柏康，呂維佳，梁佳利，周肇平
幾丁糖-膠原止血海綿的研制及其生物相容性評價 葉春婷，陳鴻輝，李斯明，鄒海燕，梁佩紅
筋膜條固定治療髕骨骨軟骨骨折二例 徐自強
曲尼司特對單純周圍神經損傷后抑制瘢痕形成的實驗研究 白躍宏，史桂秋，張龍海，時述山
膝關節半月板和韌帶損傷磁共振成像診斷 李紹林，張雪林，王鋼，史占軍，陳燕萍，成官迅
應力性骨折影像診斷 王林森，王植，王淑麗，蔡琳
腦癱患者選擇性脊神經后根切斷術后康復訓練效果觀察 陳彤春，李智勇，嚴鳳嬌，徐偉，何翠環
亞洲創傷骨科學會十周年志慶2002年國際會議紀要 王秋根，吳劍宏
第二頸椎骨折脫位的手術治療及其進展 侯鐵勝，陳語
血管新生因子及血管新生療法在重建外科應用研究進展 潘朝暉，王成琪
應用解剖型鋼板治療脛骨遠段骨折的初步體會 葉偉雄，陳鴻輝，梁偉國，陳瑞光，周子強，莫子丹，陳志光
動力髁部螺釘治療股骨遠端骨折 呂夫新，仲崇昆，胡義明，李曉輝，高偉，劉濤
應用動力髖部螺釘加拉力螺釘治療股骨粗隆間骨折 李洪瀚，鄭亞才，嚴康寧，柯順忠
三種內固定在股骨干骨折中的應用 徐云欽，馮水云，梁再躍，譚俊銘，陳才平，朱亞中，王朝陽，陳金富，馮煒
骨水泥型人工股骨頭假體治療高齡股骨頸骨折 張秉文，中安秀，楊建業
單臂外固定支架配合跟骨牽引治療脛腓骨粉碎性骨折 林清泉，李懿，吳珊鵬
上海市交通大學附屬第六人民醫院骨科上海市創傷骨科臨床醫學中心
第16屆愛丁堡國際創傷學術會議見聞 郭剛
創傷后肘關節僵硬的手術治療 鮑琨，姜佩珠，于曉雯，陳東，馬燕紅，曾炳芳
拇短展肌肌力定量測定在腕管綜合征診斷中作用 劉璠，H.Kirk Watson，Lois Carlson
肱骨近端骨折的手術治療 陸晴友，王秋根，張秋林，唐昊，吳劍宏，王萬宗
拇外展功能重建不同術式的比較 姬亞飛，楊克非，張友樂
復合性骨盆傷的早期失血及救治相關因素 田利華，劉謹文，高偉
解剖型鋼板在股骨遠端骨折中的應用 唐本森，向陽，尹培榮
脛骨平臺骨折52例臨床分析 李新志，鄭之和，韓慶斌，黃晶
PDLLA可吸收螺釘治療踝關節骨折的臨床研究 李進，楊述華，杜靖遠，邵增務，肖寶鈞，楊操，許偉華，劉國輝
椎弓根固定治療不穩定胸腰椎骨折的臨床療效 楊明連，王東，黃承，許猛子
胸腰椎爆裂骨折的早期治療 張康樂，蔡國平，劉德昌，熊敏
封閉式負壓吸引技術治療四肢骨筋膜室綜合征 王洪，羅懷燦，楊述華，杜靖遠，鄭啟新，朱通伯，孟春慶，劉勇
手外傷流行病學描述性研究 王利，朱小弟，李文慶，宮云霞，王文勝，陳傳煌，邵明，蓋煉煉
篇5
關鍵詞：螺旋形 鋼板內 影響因素
【中圖分類號】R-3 【文獻標識碼】B 【文章編號】1008-1879（2012）11-0385-02
1 鋼板的長度
螺旋形骨折屬于不穩定型骨折，因骨折段相對較長，在鋼板固定不夠堅強情況下，傷肢受到綜合外力的影響，骨折塊間產生微動，必然導致鋼板的松動疲勞、彎曲或折斷[1，2]。鋼板的選擇長度應在螺旋段長度加上骨折段平均直徑的五倍以上，才能抵抗一定的剪應力，達到有效固定[3]。通過生物力學試驗，當鋼板長度少于上述標準時，由于杠桿的原理，骨折段內由近端到遠，行成為多個杠桿的支點，在內在拉力及外在應力作用下，產生的較大側方合力及扭力，均集中于骨折螺旋段的鋼板上，致使鋼板彎曲變形或斷裂。同時由于骨折段支點應力較多，致使骨折段微動頻數增加，對骨折愈合產生不利影響。
2 鋼板的位置與帖服程度
鋼板安放的位置對鋼板所要承受的載荷是不相同的，鋼板安放張力側時，抵抗外界載荷時變形最小[4，5]。當鋼板置于壓力側時，對側的皮質骨在彎曲壓力的作用可出現皮質分離現象，使生理載荷偏離骨折截面的中心，大部分重力經過鋼板傳遞，最終導致鋼板變形或斷裂，因此，在皮膚條件允許的情況下鋼板應安放在張力側[6]。螺旋骨折靠近長骨骨端時，其穩定性與鋼板-骨骼帖服程度相關，當骨折段帖服差時，生理載荷于骨折段時雙向傳導，其中作用于鋼板側，由于鋼板的彈性固定，對側骨質隨著彈性固定而產生微動現象，降低鋼板了內固定的穩定性，同時皮質骨的微動，對骨折愈合長生了不利影響。
3 螺絲釘數目與位置
趙志文等認為[1]，骨折線遠端或近端第一枚螺釘缺少時，可使空釘處的鋼板上的應力增加一倍，臨近螺釘上的應力也增加20%；通過生物力學測定，螺旋形骨折段內鋼板應力相對于一般橫斷骨折鋼板應力每間隔1個螺釘孔，均增加25%以上。鋼板兩端螺釘缺少時應力值增加很小。鋼板上應力增加的部位一般位于螺釘缺損處及螺旋形骨折段內，而螺釘上出現應力集中的位置在與空釘臨近的螺釘上。抵制扭轉載荷，螺絲的數目是最重要的因素。李浩等[7]認為已定鋼板長度及工作長度，螺絲釘數目對鋼板中央應變及抗變剛度無明顯影響，但鋼板總應變可能增加。在螺旋形骨折的骨折段內，不必要上較密集的螺釘，選擇垂直于骨折線的、較對稱的釘孔上釘，減少異物干擾，促使自發性骨折愈合，避免在螺旋形骨折段內造成醫院性的人為骨折。另外，鋼板和骨皮質的距離要保持很近，使用較長的鋼板以保證足夠的軸向硬度。
4 螺旋形骨折的長度
螺旋形骨折屬于不穩定性骨折，其螺旋骨折段的長度與鋼板的選擇也有特別的要求，一般來說，螺旋骨折段越長，穩定性越差。鋼板固定時，作用螺旋段內螺釘受力不均勻，通過生物力學測定，選擇鋼板長度應超過螺旋段長度的2倍以上，方可平衡力臂，克服旋轉應力。為了減少短力臂的作用，可選擇1枚拉力釘與螺旋段中部，垂直于骨折線固定，同時骨折段壓力側的骨膜及血運應加以保護，促進骨折愈合。
5 鋼板加鋼絲固定方式
在臨床實踐中，因螺旋形骨折段相對較長，為欲解剖復位，將骨折段全部游離，用鋼絲單獨固定碎骨塊，或者在鋼板固定后為加強穩定性，再用鋼絲纏繞固定。雖然術后X線片顯示基本解剖復位，但在術后行功能鍛煉時會出現鋼絲松動，失去固定效果，再因骨膜廣泛剝離，影響了骨折局部血運及骨痂生長，導致骨折延遲愈合[7]。所以在處理螺旋形骨折的手術中，不宜用鋼絲單獨固定碎骨塊，可用鋼絲臨時固定達到解剖復位，再放置鋼板以加強固定，然后去除鋼絲。或者先用拉力定臨時復位固定，再上鋼板固定，均能達到堅強的內固定。對碎骨塊的處理盡可能用螺釘固定，或用克氏針固定，最好不用鋼絲，防止將來取內固定物時鋼絲埋入骨痂，導致鋼絲斷裂或取出困難。
6 應力遮擋
手術后，在外力及內力作用下，應力集中于鋼板及骨折處，易引起鋼板折斷或再骨折發生。在骨折端的橫截面上，鋼板僅占整個橫截面的不足四分之一，螺旋形骨折不同于一般橫斷骨折，加之螺旋形骨折致骨折段長度的增加，鋼板的彈性模量比骨組織大許多倍，這便使得載荷及應力應變重新分配。較高彈性模量的鋼板必然承擔較多的載荷，因為任何橫截面上的總負荷總是相同的，這便使大多數應力集中在占較小橫截面積的鋼板上。隨著不斷的負重，長期、反復承受較大載荷的鋼板，必將造成疲勞，導致斷裂。另一方面，對于螺旋骨折段的骨質來說，也因出現應力集中而再骨折。骨的愈合要經歷血腫機化、原始骨痂形成以及骨塑性改造三個階段。其中，骨塑性較為漫長，骨質中的骨小梁為適應骨的力學需要進行調整和改變其排列，使骨折痕跡在組織學上完全或接近消失，恢復其正常的生理力學結構[8]。而在此之前，骨折處仍然是一個力學結構的薄弱區，強度低于健康骨組織。但在單位面積上承受的應力常超過正常應力的好幾倍[9]。因此，用力不當，即使輕微的外力，也能因應力的集中而發生再骨折。所以，在骨組織完全修復以前，告知患者注意保護患肢，避免過早負重活動，對預防斷裂無疑是有積極意義的[10]。
7 功能鍛煉
功能鍛煉是促進骨折愈合、恢復關節功能的重要手段，功能鍛煉要有度有節，用力不當會在骨折端產生應力，引起內固定松動、失效、鋼板斷裂，進而影響骨折愈合。只有通過臨床和X線證實的情況下，才能完全負重[11]。骨折愈合和內固定失效實際上是一個競賽過程，功能鍛煉可改善血液循環，促使骨折在內固定失效之前已愈合，避免內固定失效，因此必須要明確“骨質必須保護內固定”這一概念。
參考文獻
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篇6
1 資料與方法
1.1 一般資料 選取本院2012年7月-2014年1月胸腰椎壓縮骨折觀察病例共80例。疾病診斷標準：參照國家中醫藥管理局制定的《中醫病證診斷療效標準》確定：（1）有明確外傷史；（2）局部腫痛、壓痛、后凸畸形，腰部活動障礙；（3）X片可明確骨折部位、椎體壓縮程度。中醫辨證及證候判定標準：參照國家技術監督局的《中華人民共和國國家標準·中醫臨床診療術語證候部分》擬定：氣滯血瘀證：腰背部疼痛，時有刺痛，或見青紫、腫脹，活動受限，舌淡紅或紫或有斑點，脈弦澀。納入標準：（1）符合西醫診斷胸腰椎壓縮骨折標準和中醫氣滯血瘀證診斷標準；（2）年齡18～65歲之間；（3）骨折距治療時間≤7 d；（4）X線片顯示椎體前緣壓縮高度不超過1/2的穩定性骨折；（5）脊柱后凸畸形角度<30°；（6）椎體中后柱無不穩表現。采用隨機數字表法分為兩組：治療組40例，男22例，女18例，年齡最大63歲，最小20歲，平均年齡（39.43±9.87）歲；對照組40例，男19例，女21例，年齡最大65歲，最小18歲，平均年齡（37.65±10.32）歲。兩組患者性別、年齡比較差異均無統計學意義（P>0.05），具有可比性。
1.2 方法 均囑絕對臥床休息1個月，在基本治療及腰背肌功能鍛練的基礎上，治療組使用過伸牽引合按壓復位法，對照組予腰背部墊軟枕臥床休息，具體如下。
治療組：過伸牽引合按壓復位法。患者俯臥于多功能牽引床上（杭州力勝醫療器械有限公司.頸腰椎三維牽引治療床.YZB/浙0587-2007），固定骨折遠近端軀體，均采用慢牽，設計牽引距離50～70 cm，遠端背伸角度8°～l2°。首先緩慢牽引3次放松椎旁肌，然后于持續牽引態下使患者處于過伸位約5～10 min，醫師雙手交叉并在一起以掌根部位持續按壓骨折椎體棘突凸起部位，根據患者具體情況手法力量由輕到重，以患者能耐受為主，患者必須放松，直至局部后突畸形明顯減輕或消失。
對照組：腰背部墊軟枕臥床休息。腰背部放置一個棉布質地枕頭約10 cm，1周后加1.5～5 cm，根據壓縮的程度及患者的耐受程度逐漸增加墊枕的厚度。
兩組隨訪6～12個月，平均隨訪9.5個月，6個月后評定療效。
1.3 療效判定標準 參照《中醫病證診斷療效標準》及參考文獻制定：優：被壓縮椎體高度恢復在90%以上，即Beck指數在0.9以上，后凸畸形完全糾正或Cobb角<5°，無腰背疼痛，能勝任原工作或重體力勞動；良：被壓縮椎體高度恢復在70%以上，即Beck指數在0.7以上，后凸畸形部分糾正或Cobb角<15°，能勝任一般工作或中等強度體力勞動，但重體力勞動后感腰背部酸痛，休息后可緩解或消失；差：被壓縮椎體高度恢復70%以下，即Beck指數在0.7以下，后凸畸形無恢復或Cobb角≥15°，靜息狀態下亦感腰背部疼痛，活動后加重，日常生活及勞動能力均明顯受影響。
1.4 統計學處理 采用雙人錄入法建立數據庫，并用SPSS 15.0統計軟件分析，避免輸入數據的錯誤。兩組優良率比較用 字2檢驗，以P<0.05為差異有統計學意義。
2 結果
治療組優良率為97.5%，對照組為90.0%，兩組比較差異有統計學意義（P<0.05）。
3 討論
臨床上治療單純胸腰椎壓縮性骨折多以過伸位閉合復位為首選方案，近年來國內文獻相繼報道過伸復位固定法治療胸腰椎壓縮性骨折。復位的機理在于過伸下使前縱韌帶及椎間盤產生作用于椎體前部張開力，使壓縮椎體產生復位效應，其生物力學基礎是Denis等提出的脊柱“三柱”學說。復位很好開展可以有效減少相關的后遺癥，比如慢性腰痛，同時維持良好的脊柱生理彎曲。鄭平等利用生物力學研究證明，前縱韌帶的充分伸展可提供足夠的過伸整復矯正力而不會斷裂，脊柱的過伸運動可有效地整復骨折、脫位、后弓角，恢復其生理彎曲和椎體高度，從而增加椎管和神經孔的面積，為胸腰椎壓縮性骨折的過伸復位提供了依據。顧云五等通過生物力學研究證明，當脊柱過伸復位時，支點落在椎體后面，由于支點不在后關節突關節，故合并有關節突骨折、椎體骨折時，墊枕練功等亦不致擠壓脊髓，為過伸復位的安全性提供了理論依據。
根據上述生物力學原理和Denis提出的脊椎三柱分類概念，那么，脊柱在彎曲時，就會相應地在前、中、后柱上產生不同的應力。墊枕療法的應用，要考慮到脊柱后凸對脊柱生物力學性質的影響，只有在撐開的同時恢復脊柱的生理前凸，才能使骨塊復位到正常并有效的減壓。利用牽引、手法、墊枕等對脊柱產生的后伸力、按壓力治療單純胸腰段壓縮性骨折時，使脊柱承受自身重力牽拉和三點彎曲聯合負荷，由于支點在關節突上，使前柱產生較大的張應力，導致前面椎間隙增大；骨折后皺縮的前縱韌帶伸展，對骨折椎體產生一種彈性牽引力，從而使壓縮的椎體前緣高度有可能恢復正常。而中柱接近中位軸，此處產生的應力、應變都較小，后柱產生的壓應力由于關節突關節的活動、棘突間隙變小而減小，所以后柱不會因產生壓應力而受到損傷。牽引、手法、墊枕等使脊柱極力過伸，通過肌肉（特別是豎棘肌）的協調活動產生的杠桿力量，以關節突或椎體后緣為支點，間歇性促進前縱韌帶、后縱韌帶和傷椎的上下椎間盤纖維環發揮收縮力量，使前縱韌帶及椎間關節囊緊張，牽開被壓縮了的椎體，使破壞了的椎間組織恢復。
本研究以過伸牽引合按壓復位法為被試因素和對象，根據該病發病機制、特點和臨床表現，從中西醫基本理論出發，結合現代技術設備，通過對傳統牽引復位方法進行改良觀察過伸牽引合按壓復位法治療胸腰椎壓縮骨折的療效，為胸腰椎壓縮性骨折的患者找出一種療效高、痛苦小、易接受的治療方法，并在一定層次上對中醫經典方法新用進行了初步探索。本臨床研究中，治療組40例患者采用過伸牽引合按壓復位法，總優良率達97.5%，而對照組采用腰 背部墊軟枕臥床休息治療，總優良率為90%；經統計學處理，兩組療效比較差異具有統計學意義（P<0.05），說明治療組患者無論主觀感覺還是客觀檢查效果均優于對照組，過伸牽引合按壓復位法治療胸腰椎壓縮骨折有較好的臨床療效。
采用過伸牽引合按壓復位法治療胸腰椎壓縮骨折，其方法原理是在“墊枕法”橫向張力復位的基礎上加上縱向的牽引力及張力，通過前、后縱韌帶、椎間盤的縱向拉力使壓縮的椎體復位更加完善，使錯位的小關節復位。骨折復位后有計劃的腰背肌功能鍛煉，通過間歇性的、主動的腰背部背伸運動使腰背肌力和前縱韌帶張力不斷加強，也有效的預防了椎體骨質疏松的發生，使復位后的椎體高度得以保持，加上病人在下床后的一段時間內避免彎腰活動，使復位的椎體高度不再丟失，從而消除后遺癥或更加減少了后遺癥的發生。
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篇7
本次統計分析發現寰椎骨折以男性多見，這可能與寰椎骨折的發生原因有關，有文獻報道〔3〕，寰椎骨折多是80%一85%是由于摩托車交通事故或高墜引起，本組統計雖然樣本較小，但也反映出寰椎骨折多發于交通事故傷中，可能是男性參與這些社會活動的機會較多，從而受到損傷的機會較多。
1寰椎骨折的診斷:在本次統計分析中，寰椎骨折的診斷主要依賴影像學檢查，由于寰椎骨折多合并有其他頸椎損傷〔3〕，單純的寰椎骨折無特異性的癥狀與體征，臨床表現一般較隱匿。只有約10%一30%的傷者有神經癥狀和體征〔斗〕，因此，寰椎骨折在臨床上容易漏診。因此，影像學檢查是診斷寰椎骨折的主要手段和評價依據，對于寰椎骨折的影像學輔助檢查包括頸椎開口位、正側位x線片、CT平掃+重建及MRI掃描。X線片為篩選方法，本組16例均行X線檢查。X線檢查可以發現其他頸椎的合并損傷，并且可以用于指導CT掃描，側位x片可以清晰地顯示寰椎后弓骨折，前弓的骨折雖不易辨認，但明顯增寬的咽后部軟組織陰影(正常<5mm)，可提示前弓的骨折或其他前部結構的損傷，Levine等川研究表明，在CI一C3平面咽后軟組織陰影寬度大于9.smm對于診斷寰椎前弓的骨折比后弓有意義。開口位片能清晰地顯示側塊的移位。開口位測量寰椎兩側塊位移(lateralmassdisplacementLMD)大于6.gmm，可間接判斷是否存在寰椎橫韌帶損傷。但由于患者創傷嚴重、活動受限以及檢查不能合作，且常合并頭顱或四肢其他部位的損傷，臨床上較難獲得技術上滿意的X線平片，而且平片的靈敏度低，只能發現47%的頸椎骨折，一些骨折被漏診〔5〕。所以CT檢查就顯得尤為重要。CT不僅可以精確地顯示骨折的部位、形態以及移位的方向和程度，觀察骨折片和椎管的相互關系，還可以清楚地顯示椎旁軟組織及鄰近結構，從而為寰椎骨折的診斷提供更可靠的影像學依據。其中薄層CT是診斷寰椎骨折最好的方法〔6〕。有條件時，還可進行CT圖像的三維重建，可以清晰的重建骨折的形態，CT檢查也可以初步反映脊髓受壓的程度，但不能清晰反映脊髓受壓的具體改變、是否伴有軟組織損傷及橫韌帶損傷。近年來，MRI因其對軟組織的顯影清楚而越來越多地應用于診斷和評估頸椎損傷，可以在早期觀察到脊髓的水腫、出血、受壓以及韌帶損傷情況，當可疑有脊髓受壓或韌帶損傷時，一般需行MRI檢查，本組16例中有6例行MRI檢查，對于脊髓和韌帶損傷的診斷效果顯著。寰椎由前弓、后弓以及兩側塊和橫突所構成的骨環。有學者〔7•8〕認為寰椎前、后弓與側塊連接的部分較細，骨質相對疏松，是寰椎的薄弱點，也是骨折的好發部位。本組統計顯示寰椎的前弓、后弓、側塊骨折的發生率無顯著差異性，與文獻報道不符，可能是因為本次統計的樣本較小的緣故。
2寰椎骨折的生物力學分析:認識與了解損傷的生物力學原理進行分析，對于明確損傷機制以及損傷的診斷、治療和預防具有重要的意義，有學者〔9•’。〕應用計算機數字技術，通過建立三維數字化有限元模型來對寰椎骨折的生物力學機制進行研究認為，垂直于寰椎前后弓與側塊組成的環狀平面結構的瞬間縱向暴力作用于兩側塊或寰椎前后弓與兩塊交界皮質骨薄弱處而導致寰椎骨折。本次統計的16例寰椎骨折中有13例因交通事故引發，可能是由于在交通事故中頭部受到縱向外力作用較大的緣故。
3寰椎骨折的法醫學鑒定:寰椎骨折的法醫學鑒定主要包括損傷程度鑒定和傷殘程度鑒定。鑒定時應依據臨床表現、影像資料以及臨床法醫學檢查，結合寰椎骨折生物力學特點，分析外界暴力的類型，參照相應的鑒定標準進行鑒定。寰椎骨折引起椎管狹窄的情況較少見，可能是由于Jefferson骨折導致椎管擴大，同時寰椎椎孔的矢狀徑較一般椎體大〔”〕，因此，單純寰椎骨折很少引起神經損害〔2•”•’2〕，所以寰椎骨折后引起的脊髓壓迫和神經癥狀并不多見。本組統計在16例中僅有2例出現脊髓受壓癥狀。對于單純性寰椎骨折的鑒定可依據《人體輕傷鑒定標準(試行)》第四十三條鑒定為輕傷。對于合并有神經、脊髓受壓的寰椎骨折可根據臨床法醫學檢查及影像檢查，參照《人體重傷鑒定標準》第八十條評為重傷。在進行臨床法醫學檢查時應注意鑒別脊柱損傷后的瘩癥性癱瘓，此種癱瘓的脊髓影像學檢查無器質性改變，病理反射陰性，神經電生理檢查正常。此種癱瘓與外傷無直接因果關系，不能作為損傷程度鑒定的依據。寰椎骨折通常合并有頸椎其他部位損傷〔2•’3•’刊，包括寰樞關節脫位、橫韌帶斷裂、下位頸椎損傷和閉合性顱腦損傷等，此時可依據損傷造成的結果，參照鑒定標準的相關條款進行鑒定。寰椎骨折的多發原因是交通事故致傷，傷者常出現枕頸部疼痛、頸部肌肉僵直、頸部活動受限〔’2〕，主要表現為前屈、后伸方向上的運動受限，對側屈方向上的運動影響相對較小，而對軸向旋轉方向的運動幾乎無影響〔7〕，頸部活動在人體功能中占有比較重要的位置，對于頭部運動、協調全身活動均有比較重要的作用。因此，在道路交通事故評殘鑒定時應根據臨床法醫學檢查結果確定頸椎活動喪失的程度，根據相應的條款進行傷殘等級評定。若寰椎骨折伴有脊髓、神經損傷的，應根據相應的神經功能障礙程度(如肌癱)進行傷殘評定。
作者：李偉 單位：鐵道警官高等專科學校公安技術系 單位：河南中允司法鑒定中心
篇8
[關鍵詞] 椎體后凸成形術（PKP）；骨質疏松性骨折；生物力學；危險因素
[中圖分類號] R687.3 [文獻標識碼] B [文章編號] 1673-9701（2017）08-0073-04
[Abstract] Objective To investigate the related risk factors of recurrent adjacent vertebral fractures after the percutaneous vertebroplasty（PKP） surgery for the treatment of osteoporotic vertebral compression fractures. Methods A total of 68 cases of recurrent adjacent vertebral fractures after percutaneous kyphoplasty surgery in the treatment of osteoporotic vertebral compression fractures were retrospectively analyzed. The patients were randomly divided into PKP vertebroplasty experimental group and conservative treatment control group， with 34 cases in each group. The incidence of recurrent adjacent vertebral fractures after treatment between the two groups was compared. Results Sixty-eight patients were followed up for 6 to 12 months， averaged（7.3±2.4） months. Return visit results showed that 12 cases of recurrent adjacent vertebral fractures occurred in PKP operation， with the rate of 35.29%. 4 cases of recurrent adjacent vertebral fractures occurred in the control group， with the rate of 11.76%. When the body mass index was less than 20 kg/m2， the recurrent fracture rate of the experimental group was 50%， and the recurrent fracture rate of the control group was 18%. And when the bone density was less than -2.5 SD， the fracture rate was 60% in the experimental group while 16% in the control group， the differences were statistically significant between two groups（P
[Key words] Percutaneous kyphoplasty （PKP）； Osteoporotic fractures； Biomechanics； Risk factors
今社會已進入老齡化社會，骨質疏松性椎體壓縮性骨折越發常見，臨床工作中骨質疏松性椎體壓縮性骨折在骨質疏松性骨折中占相當大比例，一旦一個椎體發生壓縮性骨折，其他椎體再發生壓縮骨折的風險明顯增高，自1987年Galibert等首先報道骨水泥治療椎體血管瘤之后，椎體后凸成形術（percutaneous kyphoplasty，PKP）于1994年由Reiley應用于臨床，由于其具有創傷小、安全性高、病程短等優勢，迅速為臨床醫生所推崇，一時風靡骨科界，PKP短期療效肯定，可較迅速地緩解患者疼痛，但部分患者術后會再發生鄰椎骨折[1-3]，我院自2010年6月～2016年6月收治骨質疏松性椎體壓縮性骨折68例，隨機分為PKP實驗組和對照組并對比研究，旨在探討PKP術后鄰椎再骨折的相關因素。
1資料與方法
1.1臨床資料
篩選我院2010年6月～2016年6月收治的骨質疏松性椎體壓縮性骨折患者68例納入本研究，男28例，女40例，年齡55～89歲，胸椎12例（17.65%），胸腰段40例（T11～L1，58.82%），腰椎骨折16例（23.53%）。將篩選對象隨機分為PKP椎體成形實驗組和保守治療對照組，其中實驗組34例，男14例，女20例，年齡53～91歲，胸椎骨折6例，胸腰段20例，腰椎骨折8例，體重指數>20 kg/m2 10例，骨密度>-2.5 SD 14例；對照組34例，男14例，女20例，年齡54～90歲，胸椎骨折6例，胸腰段20例，腰椎骨折8例，體重指數>20 kg/m2 12例，骨密度>-2.5 SD 10例；研究對象均經MRI確診，骨折時間
1.2 治療方法
實驗組：局麻生效后，患者取俯臥位，C臂機定位患椎，切開皮膚0.2 cm左右，C臂機直視下，沿椎弓根將套管穿刺針插入患椎椎體內，針尖突破椎體后壁（即置于中柱前緣），更換工作套管，行鉆頭鉆至椎體前中1/3處，更換球囊到達椎體內，在C臂機直視下，觀察壓力表緩慢擴張球囊，椎體復張滿意退出球囊，注入骨水泥，待骨水泥硬化后，旋轉骨水泥注入槍取出套管，避免骨水泥殘留，術后抗生素應用2 d，抗骨質疏松治療（包括口服骨化三醇、維生素D3碳酸鈣片、靜點唑來膦酸注射液或伊班膦酸鈉注射液）；術后次日戴胸腰部支具外固定行術后康復練習。
對照組：入院后行絕對臥床制動，患椎下方加墊，逐層加厚至10 cm左右，并行規范抗骨質疏松治療，絕對臥床6周后，戴胸腰部支具外固定行康復練習，3個月內不可彎腰拾物。
1.3 觀察指標
①測量患椎前緣恢復率及臨椎骨折發生率；②年齡；③體重；④骨密度（骨質疏松標準：雙能X線吸收法測定腰椎骨密度T≤-2.5 SD）；⑤骨水泥注入量；⑥體重指數。
1.4統計學方法
采用SPSS 19.0統計學軟件進行數據分析，計量資料用（x±s）表示，組內及組間比較采用t檢驗，計數資料比較采用χ2檢驗，P
2 結果
本組病例均獲隨訪，隨訪時間6～12個月，平均（7.3±2.4）個月，手術組共行PKP治療腰椎27例，胸椎7例；對照組分別為腰椎26例，胸椎8例。隨訪顯示：實驗組與對照組痊愈后鄰椎再骨折發生率比較，差異有統計學意義（P
3討論
PKP治療骨質疏松性椎體壓縮性骨折已被臨床公認，本研究顯示：實驗組患椎鄰椎退變較對照組明顯，我們認為PKP術后患椎鄰椎退變有如下幾種因素，患椎矯正高度、骨水泥注入量、注入方式、骨質疏松情況、低體重指數等。
PKP治療注重生物力學的矯正，有文獻報道[3]，PKP術后患者發生鄰椎退變率為45%～75%，也有相關報道稱PKP術后鄰椎繼發骨折率為20%～22.5%，其發生率與患者骨質疏松程度、骨水泥注入量、體重指數相關，生物力學研究發現，PKP術通過向病椎注入骨水泥，增強椎體的強度，鄰椎應力集中，使鄰椎發生骨質疏松性骨折的概率增加，骨水泥的分布不均及向椎間隙的滲漏，可使鄰椎終板應力集中，這可能是鄰椎退變加速的原因之一[4]。
Baroud G等[5]研究認為，骨水泥的注入恢復了椎體高度，同時其高強度性致使椎間盤壓力增加，進而將應力傳導致鄰椎，加速了鄰椎退變，甚至骨折，骨質疏松程度與鄰椎再骨折密切相關，椎體骨折的概率在低體重指數人群中明顯增加，尤其體重指數
Villarraga ML等[7]認為PKP術后鄰椎發生骨折原因與骨質疏松程度密切相關，治療過程中應用抗骨質疏松藥物必不可少，如唑來膦酸、伊班膦酸鈉、鈣爾奇D、骨化三醇等，以預防和減緩鄰椎退變；Lindsay R等[8]認為骨質疏松骨折者經規范抗骨質疏松治療術后再骨折率減半；低體重指數人群，骨質疏松癥發生較多見，發生骨折后行PKP術后鄰椎再骨折的機率較高，體重指數與骨密度之比是衡量椎體成形術后公認的指標，低體重指數人群椎體質量較差，PKP術后骨水泥的高強度致使鄰椎承載的應力集中，即使很小的負荷也可能造成鄰椎骨折。Movrin I[9]通過椎體后凸成形術和非手術方法治療椎體壓縮骨折的療效比較，總結了PKP術后鄰椎再骨折的相關因素，諸如患者的年齡、性別、注入骨水泥的量、骨密度；實驗組與對照組的相同危險因素為骨密度、椎體后凸角；Frankel BM等[10]認為骨水泥注入量與鄰椎骨折發生存在相關性，合適的骨水泥注入量可明顯降低該并發癥；Burton AW等[11]認為未經正規藥物治療的骨質疏松癥患者，骨質脆性較大，進而發生鄰椎骨折，因此，正規的抗骨質疏松治療對骨質疏松性椎體壓縮骨折患者必不可少，避免脊柱過度負重；Wick M等[12]對老年椎體后凸成形術后患者進行隨訪發現，患者年齡和骨質質量與鄰椎再骨折發生率呈正相關；陳惠國等[13]認為PKP術后骨水泥與椎體疏松之間的界面溶解現象目前無處理方法，經骨水泥強化后的椎體高應力是造成鄰椎病發生的直接原因。
綜合分析骨水泥注入量可能是PKP術后繼發鄰椎骨折的高危因素；PKP術后致使鄰椎承載的負荷增加，加速其退變，骨折風險增加；Liebschner MA等[14]研究發現，當有15%容量的骨水泥注入椎體時，椎體傷前強度水平即可恢復，骨水泥注入過多向鄰椎不均勻擴散應力，致使鄰椎承載超負荷而致骨折，注重強調恢復椎體高度者，鄰椎再骨折概率增加；骨水泥強化鄰椎的最大抗壓強度與對應骨水泥強化椎體的最大抗壓強度比值為0.81，在同等脊柱縱軸的壓力下，增加了鄰椎骨折的風險，有研究表明，注入2 mL骨水泥椎體強度即可恢復，要恢復剛度，胸椎注入量約4 mL，腰椎注入量約6 mL，把握骨水泥注入量，既需改善癥狀又不能矯枉過正是手術的水平與技巧。
患椎前緣高度恢復程度與PKP術后繼發鄰椎骨折呈正相關，過度恢復椎體高度及脊柱后凸畸形，減少患椎終板凹陷，同時增加鄰椎負荷，致鄰椎發生骨折，患椎矯枉過正增加了鄰椎再骨折的風險；陳柏齡等[15]對成人胸4～腰1椎體生物力學研究發現，單側填充骨水泥可基本恢復患椎的軸向強度，但非穿刺側剛度在側方壓縮載荷下顯著低于穿刺側，提示骨水泥在椎體內分布與椎體剛度呈正相關；Liebschner MA等[14]研究生物力學與鄰椎關系時發現，單球囊注入骨水泥使其在椎w內分布不均衡的可能性增加，致使單側載荷傳導增加，生物力學不佳，而雙球囊注入骨水泥使其在椎體內均勻分布，使應力均衡致使鄰椎再骨折明顯低于單球囊注入。
PKP術后繼發鄰椎再骨折是多因素的結果，可能與患椎的矯枉過正、骨質疏松、低體重指數、骨水泥注入量等有相關性，故PKP手術應嚴格遵守適應證，骨質疏松是導致PKP術后鄰椎再骨折的根源，提高操作技巧、規范抗骨質疏松治療是降低PKP術后鄰椎再骨折的關鍵；本研究樣本量較小，隨訪時程不長，患椎及鄰椎的遠期情況仍需進一步研究。
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篇9
關鍵詞：生物力學；骨質疏松；腰椎；模型；體層攝影術
脊柱的生物力學試驗可以通過體內和體外試驗兩種方式進行。近年來有限元分析法作為一種骨科生物力學的研究方法越來越受到關注。有限元分析不僅能模擬脊柱的各種運動方式，還能模擬正常人、患者和手術后的脊柱外形，從而計算出相應的各個結構的受力和位移情況。腰椎的有限元模型可以為骨質疏松椎體彌補以上試驗的不足，為骨質疏松椎體的生物力學試驗提供良好的試驗模型。擬建立包含多個完整的功能脊柱單位（Functional spinal unite，FSU）骨質疏松腰椎的三維有限元模型，模型包括四個椎體和三個個椎間盤。模型將用于骨質疏松的椎體的治療評價的生物力學試驗。
1 資料與方法
1.1 一般資料：①志愿者1名：根據國人解剖學數值選取1個有代表性的健康成年男性志愿者，35歲，身高175 cm，體重73 kg；②General Electrics 64層螺旋CT機；③計算機工作站：Intel（R）Xeon（TM）CPU 3.00 G 雙核四節點（8 cpu），內存：16 G，硬盤：320 G；④醫學圖像處理軟件Mimics 10.0（Materialise's interactive medical image control system 10.0）：一款由比利時Materialise 公司開發的介于醫學與機械領域之間的一套逆向軟件，可以快捷的將CT或是MRI的斷層掃瞄的二維圖像轉化為機械領域中CAD/CAM軟件或完全的三維模型；⑤有限元分析軟件MSC.PATRAN 2005：MSC.PATRAN最早由美國宇航局（NASA）倡導開發的，是工業領域最著名的并行框架式有限元前后處理及分析系統，其開放式、多功能的體系結構可將工程設計、工程分析、結果評估、用戶化身和交互圖形界面集于一身，構成一個完整CAE集成環境；⑥有限元分析軟件ABAQUS：ABAQUS由美國公司開發，是世界知名的高級有限元分析軟件，其解決問題的范圍從相對簡單的線性分析到許多復雜的非線性問題。ABAQUS包括一個十分豐富的、可模擬任意實際形狀的單元庫。
1.2 方法與步驟：模型的建立：①螺旋CT掃描：采用General Electrics 64層螺旋CT對已經選定的對象進行螺旋掃描及斷層圖像處理。掃描時志愿者采取仰臥位靜止不動，盡量保持掃描斷面與身體長軸垂直。掃描參數如下：層厚0.699 mm，球管電流200 mA、電壓120 kV。②CT圖像處理及保存：在CT工作站中，通過調整圖灰度、增加對比度等，對圖像觀察細節進行處理，得到清晰的骨窗斷層圖像，并將其保存為DICOM格式，刻錄為光盤保存。③CT圖像處理及胸腰段三維圖像的重建：將DICOM格式的圖像數據導入三維重建軟件Mimics。在MIMICS中逐層分割提取已選取的CT圖像，去除骨骼周圍軟組織圖像，盡量把胸腰椎T11～T12～L1～L2段從背景中分割。得到處理后每一個斷層的CT圖像，然后重建出胸腰段的三維圖像。④胸腰段椎體三維實體模型的建立和光滑處理：把生成的三維圖像數據導入Magic rp軟件，利用Remesh模塊對模型進行光滑處理，生成光滑和幾何高度近似，具有較好面網格質量的模型以便導入Patran前處理軟件，構建有限元模型。⑤胸腰段三維模型的前處理：將優化的面網格文件導入MSC Patran前處理軟件，生成正常T11～T12～L1～L2段椎體的四面體單元。并在體單元的基礎上根據解剖結構的材料屬性不同，把椎體分割成皮質骨、松質骨、椎體后部3個部分，其中皮質骨厚度約為1～2 mm。⑥T11/T12、T12/L1、L1/L2椎間盤的建模過程：在已有的椎體四面體單元的基礎上生成椎間盤和終板模型，采用六面體單元劃分。椎間盤髓核被模擬為不可壓縮的體單元（Hybird）。髓核的體積約占椎間盤體積的35%～45%，靠近中后部1/3。椎間盤的上下表面由1.0 mm 厚的軟骨終板構成。⑦關節突關節、椎間盤纖維、韌帶的建模過程：選擇關節軟骨，并把關節軟骨層的表面接觸選用面-面接觸單元模擬（無摩擦的滑動表面接觸單元），關節囊使用三維Truss單元模擬。纖維環纖維由只承受拉應力的Truss單元構建，纖維在環狀體中呈剪刀狀方式走行，并與椎間盤平面成平均25°～40°的夾角。有限元模型包含的前縱韌帶、后縱韌帶、棘上韌帶、棘間韌帶、橫突間韌帶以及黃韌帶均采用只受拉力Truss單元模擬。⑧賦予各結構材料學參數：對整個胸腰段有限元模型單元材料相關屬性進行設定，構建與實際模型在材料參數和力學行為上相吻合的三維有限元模型，其中纖維、韌帶、關節囊為只受拉應力的線彈性材料。各部位的材料屬性見表1。
表1 正常胸腰段有限元模型的材料參數
結構彈性模量（MPa）泊松比截面積（mm2）皮質骨 12 0000.30
松質骨1000.2
關節軟骨100.4
L5-椎體后部3 5000.25
終板1 0000.4
椎間盤纖維環基質4.20.45
椎間盤髓核0.20.4999
纖維環纖維500非線性
前縱韌帶200.33 8.0后縱韌帶700.320.0黃韌帶500.360.0棘間韌帶280.335.5棘上韌帶280.335.5橫突間韌帶500.310.0關節囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41
骨質疏松的材料模型為在正常模型材料參數的基礎上，皮質骨、終板、后部結構模量減少33%，松質骨減少66%，同時考慮髓核脫水，彈性模量增加1倍，其他結構保持不變。見表2。
表2 骨質疏松胸腰段有限元模型的材料參數
結構彈性模量（MPa）泊松比截面積（mm2）皮質骨 8 0400.30
松質骨340.2
關節軟骨100.4
L5-椎體后部2 3450.25
終板6700.4
椎間盤纖維環基質4.20.45
椎間盤髓核0.40.4999
纖維環纖維500非線性
前縱韌帶200.338.0后縱韌帶700.320.0黃韌帶500.360.0棘間韌帶280.335.5棘上韌帶280.335.5橫突間韌帶500.310.0關節囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41
2 結果
正常脊柱胸腰段三維有限元模型已經建立起來。完整的脊柱胸腰段三維有限元模型包括共276 580個四面體單元，8 532個六面體單元，673個桿單元，總計共95 219個結點。見表3。
表3 正常胸腰椎有限元模型的單元劃分
結構單元類型數量節點
95 219椎體骨四面體單元276 580椎間盤、終板六面體單元8 532韌帶、關節囊、纖維三維桿單元673
建成后的三維有限元模型與實體組織具有良好的幾何相似性。
完全按照上述步驟我們利用有限元軟件Patran前處理功能，對不同組織的物理特性進行定義，皮質骨、終板、后部結構模量減少33%，松質骨減少66%，同時考慮髓核脫水，彈性模量增加1倍，其他結構保持不變。基本符合真實的生物力學要求，真實模擬了骨質疏松椎體的材料特性，成功建立了T11～L1的骨質疏松有限元模型。見圖1。
圖1 建立關節囊、纖維、韌帶的正常胸腰段脊柱有限元模型
3 討論
1974年，Belytschko首先將有限元分析法應用于脊柱力學研究，建立二維椎間盤模型，標志著有限元在骨科生物力學分析中應用的開端[1]。Liu等在1975年首次提出三維有限元模型，將其用于椎間盤生物力學研究并將理論結果與試驗結果進行了比較。由于有限元法在求解過程中條理清晰，步驟同一，通用性強，特別適合計算機仿真計算。隨著電腦軟硬件技術的發展，有限元法在骨結構生物力學及醫療研究中愈顯重要且前景廣闊。
有限元分析不僅能模擬脊柱的各種運動方式，還能模擬正常人、患者和手術后的脊柱外形，從而計算出相應的各個結構的受力和位移情況。脊柱某些結構的外在位移用普通試驗方法容易測得，但內在應力的改變則需要復雜的測試技術，利用有限元分析能夠精細地得到模型內部地受力變化。這比外在位移來說更具有深遠地意義。而計算機技術的進步及功能完善的專用軟件的問世，為確保有限元模型的精確性奠定了基礎。現今的研究成果使有限元模型不僅能逼真地模擬椎骨、椎間盤，還能將脊柱周圍的韌帶、肌肉直接或者間接地加入模型，使模型更加真實完善。正因為如此，近年來有限元分析法作為一種骨科生物力學的研究方法越來越受到關注。有限元模型最大的優勢在于可以反映集體內部的應力變化情況，這是其他試驗方法難以做到的。
3.1 骨質疏松腰椎三維有限元模型的建立：有限元建模有多種方法，由于人體結構的不規則性，同時CT、MRI機器普及，圖像建模的方法比較適合于臨床生物力學的研究，目前多數臨床相關的研究是通過此方法建模的[2-3]。
在本試驗中，我們采用General Electrics 64層螺旋CT對已經選定的對象進行薄層螺旋掃描及斷層圖像處理。得到清晰的胸腰段椎體骨窗斷層圖像，并將其保存為DICOM格式，再將DICOM格式的圖像數據導入三維重建軟件Mimics。這樣通過CT建立的胸腰段椎體有限元仿真模型與真實的胸腰段脊柱在幾何上就近似人體骨形態。并且我們建立的是四面體椎體模型，四面體相比六面體，對復雜幾何體的形狀擬和較好。脊柱六面體有限元模型和本課題建立的四面體椎體加六面體椎間盤的胸腰段有限元模型示意圖：見圖2～3。
圖2 脊柱六面體有限元模型
圖3 胸腰段六面體、四面體混合有限元模型
另外，由于韌帶從生理結構上，只承受拉力作用，不受壓力作用，因此，本試驗中采用只受拉力作用的線彈性材料模型，采用三維桿單元模擬，一定程度上符合韌帶的生理特性。由于CT無法建立椎間盤模型（因為在CT上椎間盤的灰度和周圍軟組織的灰度重疊無法取值）且椎間盤結構復雜，文章根據椎間盤的生理結構，通過CAD構建了簡化的椎間盤模型。椎間盤被固定在相鄰的椎體之間，分散來自椎體的壓力，通過與雙側軟骨終板結合的纖維環和髓核使椎體間具有一定的活動度。
3.1.1 三維胸腰椎體幾何模型的準確性：我們研究所建立的有限元模型是骨質疏松椎體壓縮性骨折好發的脊柱胸腰段，更符合臨床實際情況。模型的建立選擇健康成年人的胸腰段脊柱作為基礎，應用螺旋CT掃描獲得胸腰段脊柱的詳細輪廓數據，經Materialise Mimics逆向處理軟件，建立胸腰段脊柱的三維實體模型。本研究采用基于CT原始數據的先進逆向建模技術，解決了CAD傳統正向建模技術無法構建骨骼等復雜幾何體的問題，從而保證了幾何高度近似，為下一步的研究提供了良好的三維模型。
3.1.2 三維胸腰椎體網格模型的優點：在對胸腰椎體進行網格劃分時，考慮到椎體的幾何復雜性，對椎體采用自適應四面體網格劃分方法，并對在著重考察和形狀非常不規則的區域進行網格細化處理，保證了網格模型和幾何模型的高度近似性。因此，本研究的網格模型更加細化和逼真，保證了計算的準確性。同時對于椎間盤模型，采用六面體模型，保證了椎間盤纖維模型的合理構建。采用椎體骨四面體和椎間盤六面體的復合網格模型，即保證了網格模型的幾何逼真，又保證了胸腰椎各解剖部位的合理構建，為胸腰椎生物力學的研究提供了良好的網格模型。
3.1.3 胸腰椎模型材料屬性的可靠性：因為試驗條件的限制，本研究胸腰段脊柱有限元模型各部位的材料屬性及基本參數采用了國外學者在胸腰椎材料力學研究中的試驗結果，并已被不同研究學者引用進行胸腰脊柱的有限元模擬分析[4-6]。雖然因為研究的方法、試驗的條件以及力學標本來自不同地區人種的關系，不同研究學者的材料試驗造成材料屬性有所偏差，但是本研究采用同一學者的研究結果，對不同模型進行力學分析，從縱向上進行定性比較分析，是合理的。
3.2 胸腰椎模型建立的臨床意義：很多老年病如椎間盤退變，椎體的壓 縮性骨折等都與老年性的骨質疏松有關，而很多的骨質疏松椎體的病因和治療均與其生物力學有關，因此，分析不同的手術及創傷對骨質疏松的腰椎的影響是十分關鍵的。精確的生物力學試驗可以幫助選擇準確的植入物和手術方法，指導患者的術后康復和鍛煉[7-8]。目前，很多學者通過有限元模型來進行骨科研究，并取得了好的成果[9-12]。本試驗建立的有限元模型可以在計算機上隨意的對椎體產生變形，可以模擬椎體骨折的模型，分析骨折后的生物力學變化，同時可對目前治療骨質疏松骨折的新技術如椎體成型和后凸成型做比較，以及椎體疏松后內固定松動的問題，還可用于腰椎退變性滑脫，能夠很好的模擬腰椎的生物力學試驗。我們建立此模型想利用此模型觀察骨質疏松椎體骨折后椎體成形后的相鄰椎體骨折的問題，最近越來越多的報道認為這種骨折與椎體剛度和強度的增強有關。是否椎體成形術后的相鄰椎體的骨折是由椎體的生物力學的改變引起，目前尚無定論。以往試驗利用有限元的方法對椎體增強后的相鄰椎體的生物力學進行了報道，但得出的結論不一致。這些生物力學試驗均證明了椎體剛度的增強是目前相鄰椎體骨折的原因[13-14]，認為相鄰椎體的骨折與骨水泥增強椎體的彈性模量有關，但部分學者認為相鄰椎體的骨折和椎體的增強沒有關系[15]。我們將利用建立的有限元模型對目前比較關注的椎體成型手術后的相鄰椎體的骨折問題進行進一步的探討。通過更精確的模型來排除其他因素對增強椎體周圍椎體的影響。
3.3 試驗的局限性及展望：有限元模型材料參數的獲得是通過生物試驗得到的，但是到目前為止，退變組織的材料參數的獲得對于我們模擬退變的三維有限元模型來說仍是個難以解決的問題，不同研究學者對材料屬性的定義有所偏差。另外，雖然近年來建立的生物力學有限元模型越來越接近客觀實體，并且對生物力學機制有更深入的理解和預測。但有限元法是一種理論性的分析，只有在更好地結合臨床檢測與試驗觀察之后，才能最真實地反映脊柱的受力狀況，為疾病的發生、發展分析及疾病的治療提供準確的參考。
今后，我們還將做深入的研究。包括進一步完善有限元模型的設計，特別是退變椎間盤和髓核的有限元模擬，并考慮肌肉力的影響；探討KP治療中骨水泥最佳的注射容積量；骨水泥在治療椎中不同的分布對治療椎體及相鄰椎體的生物力學的影響；使用不同性質的骨水泥對脊柱的生物力學的影響；把有限元分析和生物試驗的方法良好的結合起來。
本研究建立的骨質疏松腰椎三維有限元模型接近真實的生物力學標本，是理想的研究骨質疏松腰椎生物力學的數字化模型，可應用于胸腰段骨質疏松后凸成形術相關的有限元生物力學研究。
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篇10
【關鍵詞】股骨近端骨折；髖部骨折
股骨粗隆間骨折的分型很多，目前臨床廣泛應用的有2種：
AO分型
AO將股骨粗隆間骨折納入其整體骨折分型系統中為31-A型骨折，分為三個亞型[1]。
A1骨折為簡單的兩部分骨折：
A1.I型骨折：內側骨皮質骨折位于小粗上；
A1.2型骨折：骨折內側與遠端有嵌插，也是兩部骨折；
A1.3型骨折：骨折線通過粗隆一干部的兩部分骨折。
A2骨折為內側皮質有兩處或兩處以上骨折，大粗隆外側的皮質骨完整，根據骨折的數目和后側粉碎的程度進一步分型，
A2.1型骨折：一個中間骨折塊；
A2.2型骨折：兩個中間骨折塊；
A2.3型骨折：兩個以上的中間骨折塊。
A3骨折線經過外側的皮質骨（反粗隆間骨折）：
A3.1型骨折：骨折線從外側遠端到近端小粗隆的上方，常常還有一分離的骨折線將大粗隆與頭頸部分開；
A3.2型骨折是真正的粗隆之間的骨折，有時近側主骨折塊有一側方骨折；
A3.3型骨折表現為A3.1型骨折加上包括小粗隆內側皮質的骨折。
Evans分型
Evans [2]（1949）為了達到非手術閉合骨牽引治療股骨粗隆間骨折的目的，根據骨折線方向、骨折的穩定性，將股骨轉子間骨折分為五型。
Ⅰ型：無移位的兩片段骨折，穩定；
Ⅱ型：移位骨折，小粗隆有骨折，但內側皮質完整，復位后可獲穩定；
Ⅲ型：移位骨折，小粗隆有骨折，但復位后內側皮質難以對合，復位后不穩定；
Ⅳ型：合并大小粗隆骨折的至少4部分碎片骨折，固位后無內側支撐，不穩定；
Ⅴ型：骨折線從近內側至遠外側走行，反斜形骨折，不穩定；
其中Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、Ⅳ型的骨折線均自小轉子向外上方走行，Ⅴ型骨折線由內側向外下方走行，為逆粗隆間骨折。
股骨粗隆間骨折的治療方法相對較多，臨床上可分為非手術治療和手術治療兩大類。隨著內固定材料發展及手術方法的改進，以及圍手術期診治水平的提高，手術治療已成為國內外學者公認的首選治療方法[3]。目前臨床上手術內固定方法分為股骨近端髓外固定系統和髓內固定系統。
髓外固定主要為釘-板類內固定，分為骨折斷端靜態固定系統（非加壓釘板內固定系統）和加壓釘板內固定系統。非加壓釘板內固定系統包括Jewett釘、角鋼板（angle plate）、麥氏鵝頭釘（Mclanghin nail）、股骨近端解剖型鋼板（anatomical proximal femur bone plate）等，動力髁螺釘（DCS）也可用于股骨粗隆間骨折的治療，但因其固定于股骨近端時不具有滑動加壓的功能，因此，也屬于股骨近端非加壓釘板內固定系統。加壓釘板內固定系統以動力髖螺釘鋼板（DHS）為代表，相同設計包括滑動髖螺釘（SHS） 、加壓髖螺釘（CHS） 、Richards鋼板螺釘及 Ambi鋼板螺釘等。DHS鋼板螺釘系統通常包括滑動螺釘（ sliding hip screw ， SHS）和側方鋼板（ lateral plate， L P） 兩部分， 其治療IFF 已有30 余年的歷史。Jacobs[4]等通過生物力學研究與臨床應用，證實DHS具有靜力加壓與動力加壓的雙重功效，能保持良好的頸干角，可通過IFF 斷端的滑動加壓達到骨折面最大范圍的接觸， 進而減少內固定承受的負荷，其穩定固定允許患者早期下地活動，顯著減少術后長期臥床等相關并發癥的發生，是目前治療粗隆間骨折的金標準。
