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骨的生物力学特性范文1
【摘要】 目的 观察辛伐他汀对骨质疏松大鼠骨代谢和股骨生物力学的影响。 方法 将SD大鼠随机分成假手术组(SHAM)、卵巢切除组(OVX)、卵巢切除加辛伐他汀组(OVX+SIM)，每组16只。适应性喂养1周后手术，术后8周给药，OVX+SIM组给予辛伐他汀5 mg·kg-1·d-1，其余2组用等量生理盐水灌服。用药后第4、12周分2批各处死半数大鼠，取血观察各组大鼠的骨源性碱性磷酸酶(BALP)、骨钙素(BGP)的代谢情况。分离股骨进行三点弯曲试验，检测股骨最大载荷、弹性载荷、最大桡度、弹性桡度等生物力学性能。 结果 (1)用药4周，BALP水平OVX+SIM组较OVX组升高(P
【关键词】 辛伐他汀; 股骨; 生物力学; 疾病模型， 动物; 骨质疏松; 骨钙素; 碱性磷酸酶
辛伐他汀对去势大鼠骨代谢和股骨生物力学影响骨质疏松症(osteoporosis， OP)是以低骨量、骨组织微结构退变、骨脆性增加从而导致发生骨折的危险性升高为特征的一种全身性疾病，其主要危害是骨折，骨骼生物力学性能的降低是骨折发生的主要原因之一。近年发现他汀类药物具有促进骨形成和加速骨折愈合的作用[1-2]。去卵巢大鼠可以较好地模拟妇女绝经后骨质疏松状态，笔者以去卵巢大鼠建立绝经后OP模型，给予辛伐他汀(simvastatin，Simv)灌胃，取血观察大鼠骨代谢的变化，取股骨标本进行三点弯曲试验测定骨生物力学指标[3]。以评价Simv对去卵巢大鼠骨代谢及骨生物力学性能的影响，进一步探讨Simv的抗骨质疏松作用。
1 材料与方法
1.1 材料
1.1.1 动物与分组 选用雌性SD大鼠48只，3～4月龄，体质量240~300 g[上海斯莱克实验动物有限责任公司，动物许可证号：SCXK(沪)2003-0003]，适应性喂养1周后，随机区组设计分为：假手术组(sham-ovariectomized rats， SHAM)，卵巢切除组(ovariectomized rats， OVX)，卵巢切除加Simv组(OVX+SIM)，每组16只。
1.1.2 试剂与仪器 Simv片(杭州默沙东制药有限公司，进口药品注册证号：H20030704，批准文号：国药准字号J20040032);大鼠血清骨源性碱性磷酸酶(BALP)、大鼠血清骨钙素(BGP)，均为美国ADL公司;电子万能生物力学试验机(CSS-44100型，英国INSTRON公司);全自动生化仪(chemix 180，日本Sysmex公司)。
1.2 方法
1.2.1 造模 1%戊巴比妥纳(4 mL/kg)腹腔注射麻醉。取仰卧位，常规消毒后打开腹腔，切除双侧卵巢。SHAM组以同样术式在卵巢附近切取与卵巢大小相近的脂肪组织。动物自由进食饮水，自然光照。
1.2.2 给药方法 卵巢切除8周后，OVX+SIM组以Simv 5 mg·kg -1·d-1灌胃，(Simv用生理盐水配制成1 mg/mL的混悬液，用前摇匀)，连续12周;SHAM组及OVX组予同等体积生理盐水灌胃。用药4周随机处死半数大鼠，12周处死全部大鼠。
1.2.3 血清生化指标测定 各组大鼠处死前摘除眼球取血5 mL，离心分离血清，-80 ℃保存备用。BALP、BGP测定ELISA定量。
1.2.4 三点弯曲实验 将股骨标本自然解冻置于万能电子生物力学试验机上，保持其湿度，测试温度为23 ℃，以股骨中点为加力点，支座跨距23 mm，加载速度1 mm/min，载荷测量精度为0.01 N，挠度测量精度为0.001 mm，匀速加载至标本断裂。加载时注意股骨标本横截面短轴的方向与加载的力的方向一致;支座及加载压头的形状应加工成马鞍形，可控制长骨试件在加载的过程中基本不发生滚动以减少系统误差。计算机描记出载荷-变形(桡度)曲线，分析实验数据并经过换算得出最大载荷、弹性载荷、最大桡度、弹性桡度。
1.3 统计学处理 数据以x±s表示，采用SPSS 12.0 for windows进行检验及分析，多组间比较采用方差分析，P
2 结 果
2.1 血清生化指标测定结果 (1)用药4周，12周OVX+SIM组BALP较OVX组均明显增加(P
2.2 大鼠股骨三点弯曲实验结果 用药4周，最大载荷SHAM组较OVX组明显增加(P
SHAM：假手术组;OVX：卵巢切除组;OVX+SIM：卵巢切除加辛伐他汀组. BALP：血清骨源性碱性磷酸酶;BGP：大鼠血清骨钙素. 与OVX组同时间点比较，：P
SHAM：假手术组;OVX：卵巢切除组;OVX+SIM：卵巢切除加辛伐他汀组. 与OVX组同时间点比较，：P
3 讨 论
BGP是成骨细胞分泌的一种肽类物质，可促进骨钙盐沉积，增加骨细胞的矿化速度，其含量变化直接反映成骨细胞的活性，也直接反映骨形成率或骨转换率。BALP是成骨细胞的一种胞外酶，其含量变化能够直接反映成骨细胞活性。
在骨质疏松发生早期，由于体内雌激素水平降低，机体处于一种高骨转换率的状态，此时体内骨形成和骨吸收均会增高，因此OVX组BLAP水平可维持较高水平，故用药4周，OVX组与SHAM组无明显差异;用药12周，OVX组的血清BALP与SHAM组比较明显下降(P
用药4周，OVX+SIM组大鼠的血清BALP增高，与OVX及SHAM组比较均有差别(P
生物力学特性是反映骨的生长代谢情况的一个重要指标，它是骨量、骨结构连续性、骨皮质厚度及骨的材料特性的综合反映[9]。用药4周，OVX组股骨最大载荷和最大桡度均小于SHAM组，差异均有显著性。最大荷载直接反映松质骨骨小梁的骨质、结构的连续性，皮质骨的强度，最大桡度反映骨组织的变形能力。本实验结果说明OVX组大鼠股骨断裂前所能承受的最大载荷以及股骨发生断裂时，股骨中性线偏离原始位置的最大位移均小于SHAM组，表明去卵巢造成股骨强度和整体抗骨折能力下降，符合骨质疏松后骨生物力学性能的本质特征。分析原因可能为去卵巢后，由于体内雌激素分泌减少，机体处于一种高骨转换率的状态，此时体内的骨吸收和骨形成均会增高，两者的净效应表现为骨丢失。而骨质疏松早期主要是松质骨受累，骨小梁变细、断裂，骨小梁减少，骨髓腔变大，导致骨最大载荷和最大桡度下降。
用药4周，OVX+SIM组股骨最大载荷和最大桡度与OVX组差别无统计学意义。说明4周时虽然Simv能使成骨细胞活性增加，促进成骨，但不能防止去势大鼠的骨丢失，可能其成骨作用微弱，也可能其既促进骨形成同时也促进骨吸收。Sirola等的临床研究表明早期Simv并不能防止骨丢失[10]，Frans等报道小剂量的Simv早期促进骨形成也促进骨吸收，使骨量减少[11]。用药12周，OVX+SIM组股骨最大载荷和弹性载荷较4周时明显增加，且为组间最大，差异具有显著性。表明随着时间的延长，Simv的促进成骨作用明显增加，提高了断裂前能承受的最大载荷以及股骨不发生永久形变所能承受的最大载荷，明显改善了股骨的强度。
笔者认为，Simv具有促进骨形成的作用，随时间延长成骨作用加强，能提高股骨的强度，降低骨折发生，为临床骨质疏松的防治增添了实验依据。其促进成骨的作用可能与BLAP和BGP水平密切相关。至于该药物对骨质疏松大鼠股骨力学性能影响的详细机制及药物浓度、作用时间对力学性能的影响，还有待进一步研究。
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骨的生物力学特性范文2
关键词：大鼠；游泳运动； 跑台运动； 胫骨； 骨矿含量； 力学特性
中图分类号：G804.4文献标识码：A文章编号：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
本研究对生长期大鼠分别实施跑台运动和游泳运动的干预，比较了两种运动方式对骨矿含量和生物力学特性的影响。
1实验方法
1．1实验动物的分组
同一天繁殖的4周龄雌性SD大鼠24只（由徐州医学院动物实验动物中心提供），平均体重为93.49±9.34，根据体重随机搭配分成对照组（C组）、跑台运动训练组（R组）和游泳运动训练组（S 组）三组，每组8只。
1．2动物的饲养与运动干预
大鼠单笼饲养，自由进食、饮水，以国家标准啮齿类动物常规饲料喂养。动物房温度维持在18～24℃，相对湿度45%～55%，自然光照。
所有大鼠进行一周的运动适应后，对照组大鼠常规饲养，不做任何运动干预。跑台运动组和游泳运动组大鼠进行为期9周的运动训练，运动方案的制定参照Bedford［1］和T H Huang［2］，运动方案如下表所示：
1．3取材及指标的测定
最后一次运动后24 h，称量体重，以氨基甲酸乙酯（20%体重）麻醉，取后肢左侧胫骨，去尽结缔组织，以生理盐水浸透的纱布包裹，置－20℃冰箱保存，待测。
表1运动训练组大鼠运动方案
周次持续时间/min跑台运动速度
/m•min-1游泳运动负重
/%体重第一周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标本复温后，进行如下测定：
骨矿盐含量的测定：以分析天平测定胫骨的湿重，后用排水法测量胫骨的体积，在进行三点弯曲试验后将标本放入烤箱中，105℃加热烘烤48 h，至恒重后测量干重，然后放入Muffle 炉中，650℃灰化，在24 h完全灰化后测定灰分重量。计算以下骨矿含量参数：
表观骨密度(骨比重)：骨湿重与体积之比；
灰分密度（骨矿盐密度：骨灰分重量与体积之比；
骨灰度：骨灰分重量与干重之比；
三点弯曲试验：用游标卡尺（精确度为0.02 mm）测量胫骨长度，在英国QTS―25质构仪上进行三点弯曲试验，跨距为25 mm，加载速度为10 mm/min，匀速加载，直至骨折，记录载荷――变形曲线，从曲线上读出以下指标：
最大载荷：骨断裂前所承受的最大载荷，单位为N；
弹性载荷：骨在弹性范围所承受的最大载荷，单位为N；
最大挠度：骨断裂前所承受的最大变形长度，单位为mm；
弹性挠度：骨在弹性范围所承受的最大变形长度，单位为mm。
1．4统计分析
各组参数均以均值±标准差表示，用统计软件SPSS11.5进行分析，组间差异显著性采用独立T检验，显著性水平为p
2结果
2.1运动对生长期大鼠胫骨骨矿含量和水分含量百分比的影响
游泳运动组各项骨矿含量指标皆高于对照组，但仅有灰度骨密度具有显著性差异。跑台运动组的各项骨矿含量指标仅有骨灰度指标不具有显著性差异，其余各项指标均具有显著性差异，尤其是骨灰度密度，非常显著地高于对照组（p
游泳运动组大鼠胫骨水分含量比例在三组大鼠中最高，与对照组相比无显著性差异，但显著性高于跑台运动组，跑台运动运动组的水分含量比例最低(表2)。
表2各组大鼠骨矿含量参数和水分含量
2．2运动对生长期大鼠胫骨力学特性的影响
游泳组大鼠的最大载荷高于其他两组，跑台运动组低于其他两组，但无统计学意义。游泳运动组的弹性载荷非常显著高于对照组（p
表3各组大鼠生物力学特性参数
3分析与讨论
大鼠在3周龄之内为哺乳期，4～7周龄为生长突增前期，7～10周龄为生长突增期，11周龄之后为生长突增后期和成熟期。［3］大鼠的上述各发育阶段和特点均与人体生长发育相似，人体的诸多研究发现，青春期前和青春前期进行适宜的体育运动所获得的骨性效应更为明显。大鼠在8周龄左右进入期，本研究选用了4周龄的雌性SD大鼠，适应一周，进行为期9周的不同应力水平的运动训练，运动开始在期前，持续到其生长突增期和成熟期结束。以探讨不同运动方式对骨量和骨生物力学特性的影响作用，可间接地为儿童少年生长发育过程中各种干预手段的运用、环境对发育中骨量的影响以及运动的选择等提供必要的理论依据。
遗传的程度、激素的活性和骨的力学环境，这三个因素控制着骨的质量、形状、结构和生物力学特性。骨骼的质量和形状主要取决于其基因背景，但其结构和功能在很大程度上依赖于其所处的力学环境，并趋向于实现用最小的骨量达到最大的骨强度。［4］施加到骨上的载荷在骨生理学活动中起着“方向盘”的作用，它决定了骨的形成、骨的吸收的发生部位，也决定着骨重建的形式。［5］
3.1不同应力水平的运动训练对胫骨骨矿含量的影响
骨组织的其他组织不同，细胞成分少而基质成分多。骨基质的主要成分为骨的有机成分和无机成分，含水量低，密度大。去除骨矿物质后的骨基质主要由胶原纤维组成和少量无定形有机矿物质组成。骨的无机盐主要由磷酸钙、碳酸钙、柠檬酸钙和其他磷、镁等无机盐组成。骨骼中矿物质沉积的多少称为骨矿含量，是骨量（BMC）的表示方法之一。［6］在人体可以通过各种方法测定骨矿含量和骨密度，但在活体骨上同时测定骨有机成分十分困难。在动物实验中，可采用离体灰化的方法获得骨矿含量。本研究采用采用这一方法测定了大鼠胫骨的骨矿含量。
本研究的实验结果发现，跑台运动组的湿重、干重、灰分重量、表观骨密度和灰度骨密度均显著高于对照组，尤其是骨灰度密度，具有非常显著性的差异。Y-I.Joo 等对4周龄雄性大鼠进行为期10周，每周5次，每次50 min的28 m/min 的跑台运动训练后的各项指标与对照组的比较结果本实验的显著性更高。［7］罗冬梅观察了4周龄SD 大鼠在分别进行为期3周、6周、9周的不同强度的运动后骨量的变化，发现3周的运动对BMC无明显影响，但运动至6周时，低负荷运动组的BMC明显增加，而高负荷组BMC增加幅度较小。［8］Jun Iwamoto对进行为期7周和11周的跑台耐力训练发现7周运动训练就可以使大鼠胫骨BMC产生显著性变化。因此，跑台运动可以提高骨量，但要达到显著性的变化需要一定时间的累积，对于生长期大鼠，持续时间越长，成骨效应越明显。
游泳运动的成骨效应一直是存在争议的。人体的研究发现，游泳运动员的BMD和普通人群没有差别。［9,10］但对幼年动物的研究发现，游泳运动可以提高骨干沉积，长骨的生长，增加BMC 和骨的力量。［11～13］本研究也发现游泳运动组的湿重、干重、灰分重量、表观骨密度和灰度骨密度与对照组比较除骨灰度密度外虽无显著性差异，皆增高的趋势，认为游泳运动具有一定的成骨效应。本研究的结果还显示。跑台运动组的各项以上各项指标均有高于游泳组，加之跑台运动组各项指标均显著高于对照组，提示跑台运动的成骨效应高于游泳运动组。T.H Huang 对分别进行8周跑台运动和游泳运动大鼠的观察发现，跑台运动组的BMD高于游泳运动组和对照组，但无显著性差异，［1］这也许是时间稍短的原因。其结果和本研究的结果都支持一贯认为的抗体重运动的成骨效应大于非抗体重运动的观点。
在本研究中还发现，跑台运动组的干重和灰分重量虽然都显著性高于对照组，可其骨灰度和对照组间无显著性差异，甚至略低于游泳运动组。因为骨干重和骨灰重之差是有机物的总量，此结果提示，跑台运动不但提高了骨中矿物质的含量，也同样提高了骨中有机质的含量，而且，其有机质含量的增加比列高于游泳运动组。由于一定量的有机基质只能容纳下一定量的无机矿物质，若有基质减少，即使矿物质充足，也会出现骨量减少或骨质疏松，所以跑台运动组的这一变化为胫骨的进一步矿化提供了相对较大的空间。而且有机基质在骨骼中起网状构架作用，矿物质沉积到网状构架中起硬化作用。矿物质含量和分布情况决定了骨的机械性能，因此这种变化也将影响到骨的生物学特性。
3.2不同应力水平的运动训练对胫骨力学性能的影响
骨组织是一种有生命力、并按力学原理组成其内部结构的特殊结缔组织，骨骼系统构成机体坚硬的骨架结构，骨骼的首要作用是满足机体的生物力学要求，对机体起着支撑、保护和负重等力学功能。这些功能和骨的生物力学特性密切相关。骨组织在生长发育过程中，在外界运动刺激下不断对骨结构进行塑建和重建过程，骨生物力学特性的改变是骨形状、骨量和微结构等的综合表现，是评定骨质量的重要指标。
骨干的三点弯曲实验主要反映皮质骨的力学性能。最大载荷和弹性载荷是反应骨抵抗断裂即抗破坏的能力的力学指标，而最大挠度和弹性挠度是反应骨抵抗变性的能力的指标。最大载荷均高于对照组，但无统计学意义。游泳组的弹性载荷最高，非常明显地高于对照组，也明显地高于跑台运动组。T.H Huang 的研究也发现游泳运动组的最大载荷高于对照组和跑台运动组。［1］说明运动提高了胫骨抗外力破坏的能力，尤其是游泳运动组的作用非常明显。游泳运动组和跑台运动组的最大挠度和弹性挠度，均显著高于对照组，特别是跑台运动组，显著性水平更高，并且还显著性高于游泳组。这些结果说明了长期的耐力训练可以提高骨的生物力学性能。同时揭示运动提高了胫骨抵抗变形的能力，即胫骨的刚度提高。
骨的生物力学特性受骨的几何形状、骨矿含量、骨质的质量即骨基质中和骨单位周围存在的细微骨折数量等因素有关。骨量的增加往往伴有最大挠度和弹性挠度的降低，但在本研究中却发现，跑台运动组的骨矿含量明显高于对照组，可是最大挠度和弹性挠度却更加明显地高于对照组，游泳运动组的骨矿含量略高于对照组，而这两项指标却显著高于对照组，从而进一步说明，运动在增加骨矿含量的同时，也增加了骨的有机质的含量。
4结论
经过9周渐进的每天持续60 min的运动训练，与对照组相比，跑台运动明显增加大鼠胫骨的骨矿含量和有机质的含量，大大提高了胫骨抗变形的能力。游泳运动能够增加胫骨的骨矿含量和有机质的含量，但其作用小于跑台运动。游泳运动训练也可以提高胫骨抗变形的能力，其作用也小于跑台运动训练，可是其对胫骨抗断裂能力等的影响高于跑台运动，游泳运动的这种作用不是通过骨量的增加获得的，可能是通过其他途径获得的，对于两种不同应力方式的运动对骨生物力学特性改变的机制的差异，有待于进一步探讨。
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投稿日期：2006-03-15
骨的生物力学特性范文3
1膝关节三维有限元模型的建立
有限元仿真计算是随着计算机技术不断进步而逐渐发展起来的一种有效地数值方法，而用有限元法进行生物力学分析是近年来发展起来的一种生物力学研究方法。伍中庆等[4]结合X线片用XCT对尸体膝关节进行扫描，利用Ansys有限元软件，对膝关节的三维有限元模型进行重建，包括股骨、胫骨、髌骨及半月板，重建的几何体逼真、客观，为分析股骨、胫骨、髌骨和半月板的力学特性提供了模型基础。汪强[56]的结果提示三维模型较以往两维平面有限元模型有明显优点：①模型网格划分更细，建立的单元和节点更多，模型更接近解剖学实际。②图像数据直接来自CT扫描，避免了图像生成、转化与存取中的信息丢失，且图像精确。③严格区分了半月板与关节软骨。王光达等[7]通过一名男性健康志愿者的膝关节扫描，通过有限元软件处理成功建立了一个完整的膝关节三维有限元模型，包括胫骨、股骨、髌骨、内外侧副韧带、前后交叉韧带，髌韧带及双侧半月板。模型可以任意角度旋转观察，整体外形及各组成部件均与实体标本具有满意的相似性，黄建国等[8]通过了MSCMARC建立膝关节的三维有限元模型，得到胫骨骨折患者的膝模型，认为对胫骨平台骨折的诊断，手术策划和治疗具有较大的指导作用。模型确立后可以为膝关节的创伤、骨折的力学分析及人工关节的开发提供方法学的支持。姜华亮等[9]在MRI基础上建立膝关节三维有限元模型，包括膝关节所涉及的几乎所有骨骼、软骨，半月板和韧带等基本力学的模型，并认为MRI比CT对软组织显像更清晰。重建的模型更逼真、客观，能够更真实地反映膝关节的结构特点和生物力学属性。
2有限元在膝关节生物力学研究中的应用
人体膝关节生物力学复杂多样，更多的力学反映在运动过程中，受力特点更加复杂。因此，应用三维有限元方法建立膝关节生物力学模型，无创、快速地研究膝关节力学特性、损伤的机理，对指导临床工作有现实意义。有研究认为膝关节伸直时应力主要分布于ACL近股骨上点处。说明ACL是对抗胫骨前移的主要结构，其与临床上ACL损伤多发生在股骨上点处相一致。膝关节屈曲时，PCL是对抗胫骨前移的首要结构，且应力主要集中在近胫骨止点处，这与临床PCL断裂多发生在胫骨止点处相一致。同时对模型施加内外翻应力，分别在LCL腓骨上点和MCL近股骨上点应力较大，说明MCL、LCL是对抗膝外、内翻的主要结构。与临床内、外侧副韧带损伤位置一致。进一步验证了有限元方法的有效性和可靠性[10]。汪强等[5]通过对膝关节三维有限元模型的建立，同时研究了加载后，得到膝关节内外侧关节面典型节点Von Mises应力值，提示正常膝关节内侧关节面应力呈前、后部大，中部小分布；外侧关节面应力呈前部大，中后部稍小分布，且较内侧关节面分布均匀。姚杰等[11]利用膝关节有限元模型和模拟跳伞着陆实验数据，对半蹲式跳伞着陆过程进行数值模拟，并分析膝关节损伤的机理。结果显示，关节内组织的应力水平随着跳落高度的增加而增加，外侧半月板和关节软骨承受了较大的载荷，前交叉韧带和内侧副韧带在屈膝角度达到最大时产生明显的应力集中，此时更易断裂。吴宇峰等[12]通过有限元模型研究了髌骨在运动及损伤过程中的受力情况，结果显示应力集中于髌骨的上极和下极，说明骨折的好发部位即在髌骨的上下级，与临床基本相符。辛力等[13]通过有限元方法对合并膝关节脱位的胫骨平台骨折4种内固定方法进行比较。结果提示MDP（内侧双钢板）固定后的应力最小，其后依次是BDP（双侧双钢板）与MSP（内侧T型单钢板+拉力螺钉），而LLP（外侧锁定钢板+拉力螺钉）固定的应力最高。给临床治疗类似骨折选择治疗方案提供参考。
3膝关节置换相关有限元分析研究
人工膝关节置换是治疗膝关节骨性关节炎的重要手段，每年有大量的患者接受人工膝关节置换。三维有限元法是先进而有效的生物力学分析方法，利用该方法从生物力学角度分析全膝关节置换后的应力分布情况对探讨全膝置换有重要意义。膝关节置换前要对患者膝关节病情有详细了解，全面检查，严格选择假体类型。根据假体的使用部位将假体分为单髁假体（单间隔假体）、不包括髌股关节置换的全关节假体（双间隔假体）、全关节假体（三间隔假体）。如果术前对准备手术的膝关节进行CT扫描、重建，建立三维有限元模型，然后进行逆向工程CAD/CAM，选择制作适合该关节的人工假体必将更适应患者，术后生物力学性能必将更好，松动翻修的机率将明显降低[]。术中选择置换假体，胫骨和股骨配对关系，术后假体接触表面的应力变化可能增加磨损及松动的风险，有研究[15]将股骨侧3号钴铬合金假体，与胫骨侧25号（3/25配对），3号（3/3配对），4号（3/4配对）钛合金金属托及对应尺寸的10 mm厚度聚乙烯垫片配对。构建有限元模型，模拟双腿站立，平地行走，上楼梯情况下，对各屈膝角度的最大等效应力进行研究。发现3/25配对，3/4配对假体接触面最大等效应力明显增高，有增加聚乙烯垫片磨损风险。同时Liau等[16]研究了假体对线不齐时接触应力和Von Mises应力大幅度增加。定制假体尽管重建保肢符合人体生物力量规律，短柄假体可引起骨水泥应力集中，重建后发生骨折，骨水泥碎裂风险较高，但过度增加柄长对骨的应力遮挡水平也相应增大[17]。膝关节置换后要能负重行走是最终目标，许多静态的模型并未涉及其中。最近有研究者对其关节高屈曲活动下运动和应力等动态特征进行了研究。通过建立包括主要骨和软组织的全膝关节置换前后的膝关节的动态有限元模型，对天然及全膝置换后膝关节下蹲运动和接触应力分布进行分析。结果表明在膝关节过伸和高屈曲时，在胫骨高分子聚乙烯平台的胫骨平台轮柱和平台前部的交界处，胫骨平台内后方和轮柱后部3个区域发生较高的接触应力，这些也正是假体发生较高磨损的部位。这为膝关节假体的摩擦学研究及膝关节假体设计提供有力的分析工具[18]。
4问题与展望
尽管有限元分析方法在膝关节外科研究中有诸多优点，能重建出与真实人体膝关节结构基本一致的模型，重建的模型逼真、客观，可以自由旋转，添加、调整相关参数可以进行人体和动物实验无法完成的生物力学研究。但它作为一项仍然没有成熟的技术，还有许多不足：①研究所用硬件、软件多为进口，价格昂贵。②操作过程繁琐复杂，作为临床医务人员，学习周期长，较难熟练掌握。③人体膝关节结构复杂，相互之间关系密切，互相影响，脱离其他因素，简单研究骨骼、韧带、关节软骨本身就有失偏颇。④将骨骼内各向同性，各向异性等同考虑，简化操作，明显不妥。⑤膝关节许多特征及生物力学都是在运动中表现出来，但许多有限元的研究是静态的，未考虑动态研究，影响结果的准确性。⑥载荷和边界条件的选择，基本都是人为确定的，很多参考国外的文献，而这是否适用于国人亦未可知。所有这些问题，希望随着对膝关节发病机理的进一步认识、计算机处理能力的进一步提高、CT和MRI成像技术的不断完善而逐步得到解决，使之更好地为临床服务。
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骨的生物力学特性范文4
【关键词】 椎弓根螺钉
摘要：［目的］从生物力学角度评价腰骶椎弓根螺钉翻修及强化固定的稳定性。［方法］采用7具新鲜成人尸体L5S1椎体标本，于L5椎体首先置入5．5mm／45mm椎弓根螺钉，然后再置入7．0mm／55mm螺钉翻修，最后应用骨水泥强化固定；S1椎弓根置入初始螺钉为6．25mm／35mm、翻修螺钉为8．0mm／45mm、最后同样行骨水泥强化固定。在858MiniMTS生物力学实验机上分别测试各状态轴向最大拔出力及最大扭力矩。［结果］(1)在L5，初始、翻修及骨水泥强化固定状态的最大把持力分别为（1680．7±242．8）N、（2410．3±366．1）N、（3273．0±688．5）N(P
关键词：腰椎；骶椎；椎弓根螺钉；翻修；生物力学
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
随着经椎弓根内固定技术的广泛应用和发展，改进椎弓根螺钉置入技术及提高椎弓根螺钉翻修术是当前人们探讨的课题之一［1］，而L5S1的椎弓根内固定有其特殊性，翻修术更为困难。本实验拟对腰骶椎弓根螺钉翻修的不同方法进行生物力学评估，为临床应用提供依据。
1 材料与方法
1．1 材料
1．1．1 标本准备
7具新鲜健康青壮年尸体腰骶椎标本，实验前经X线片检查排除先天性畸形、骨折、肿瘤、骨质疏松等脊柱疾患。清除椎体周围的软组织，自椎间盘处离断，L5游离成单个椎体、骶骨修整过程中保留S1椎体的完整，双层塑料袋密封，放入-20℃超低温冰箱中冷冻保存。测试前24h将标本取出，室温下自然解冻。
1．1．2 椎弓根螺钉
华杰豪公司提供，有5．5mm／45mm、7．0mm／55mm、6．25mm／35mm及8．0mm／45mm4种规格，螺钉尾部加长，以利实验中夹具固定。螺纹间距为1．2mm、深度1mm(图1)。
1．1．3 聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)骨水泥
天津市合成材料工业研究所提供，由甲基丙烯酸酯／苯乙烯共聚酚与甲基丙烯酸甲酯单体组成的室温自凝剂。
1．2 方法
1．2．1 椎弓根螺钉生物力学测试
按常规椎弓根进针方法置入螺钉，单个椎体固定于特制夹具，在美国产858Mini-MTS多轴试验机上进行椎弓根螺钉生物力学测试。根据实验设计首先置入不同型号椎弓根螺钉，在末端预留1个螺纹，然后将试件安放到MTS机上完全拧入螺钉，同时记录各时段扭力矩数据、最终获得最大扭力矩；既而进行螺钉拔出实验，设置最大轴向拔出力为4000N，单纯螺钉固定组最大位移为5mm，螺钉加骨水泥固定组最大位移为30mm，沿椎弓根长轴方向以5mm／min加载速率行螺钉拔出，当载荷-变形曲线出现屈服(图2)、达到最大位移或椎体椎弓根破坏后即予停止。
1．2．2 实验分组
腰骶椎分别进行生物力学实验评估。
1．2．2．1 L5实验分组
正常对照组：于7节L5椎体置入5．5mm／45mm椎弓根螺钉。单纯螺钉翻修组：正常对照组实验完成后，置入7．0mm／55mm螺钉翻修。骨水泥强化固定组：前两组实验完成后随机选择一侧椎弓根行5．5mm／45mm螺钉加骨水泥强化固定翻修，另一侧应用7．0mm／55mm螺钉加骨水泥强化固定翻修。
1．2．2．2 S1实验分组
正常对照组：于7节骶椎标本置入6．25mm／35mm椎弓根螺钉。单纯螺钉翻修组：正常对照组实验完成后，置入8．0mm／45mm螺钉翻修；骨水泥强化固定组：前两组实验完成后随机选择一侧椎弓根行6．25mm／35mm螺钉加骨水泥强化固定翻修，另一侧应用8．0mm／45mm螺钉加骨水泥强化固定翻修。
1．2．2．3 观察内容
椎弓根螺钉的轴向最大拔出力、横向最大扭力矩，以及在椎弓根螺钉强化固定翻修后拔出过程中椎骨或椎弓根破坏情况。骨水泥强化固定组拔出实验后，沿椎弓根长轴进行冠状或矢状切割，观察PMMA在椎弓根螺钉周围的分布状况。
1．2．2．4 统计学处理
将实验误差和粗差进行修正处理，将全部数据进行双向分类方差分析(StudentNewmanKeuls法)。各处理组与对照组间、同一组不同直径螺钉间进行随机化配对设计资料均数的t检验，显著性水平设为0．05。
2 结果
2．1 椎弓根螺钉最大把持力
不同组椎弓根螺钉把持力见表1。腰椎：单纯7．0mm／55mm螺钉翻修及应用骨水泥强化固定后，均可获得明显增加的椎弓根螺钉把持力，以骨水泥强化固定增加更为明显应用；其中骨水泥强化固定后，不同直径与长度椎弓根螺钉间的把持力没有显著性差别(P>0．05)。骶椎：单纯8．0mm／45mm螺钉翻修后，椎弓根螺钉把持力与对照组比较没有明显差别；应用骨水泥强化固定后，把持力明显高于正常对照组及单纯螺钉翻修组，不同型号螺钉间把持力亦没有明显差别(P>0．05)。表1 不同分组椎弓根螺钉把持力(略) *表示实验组螺钉把持力与对照组间有统计学差异(P
2．2 椎弓根螺钉最大扭力矩
不同组椎弓根螺钉扭力矩见表2。L5椎弓根单纯7．0mm／55mm螺钉翻修后，扭力矩明显增加；而S1椎弓根单纯8．0mm／45mm螺钉翻修后，扭力矩变化不明显。在腰骶椎，骨水泥强化固定后扭力矩均明显减小(骨水泥固化后仍可较轻松地将螺钉拧出，图3)，且不同直径与长度螺钉间扭力矩没有明显差别(P>0．05)。表2 不同分组椎弓根螺钉扭力矩(略)*表示实验组螺钉扭力矩与对照组间有统计学差异(P
2．3 椎弓根螺钉最大把持力与最大扭力矩相关性分析
实验结果显示单纯螺钉翻修组螺钉把持力与扭力矩大都呈现增加趋势，而骨水泥强化固定组螺钉把持力增加、扭力矩减小。分别将对照组与单纯螺钉翻修组螺钉的最大把持力及最大扭力矩设为自变量与应变量，统计分析得相关系数r=0．85，表明单纯螺钉与骨结合时扭力矩与把持力成正相关。
2．4 椎弓根螺钉拔出时的破坏情况及骨水泥在椎弓根内的分布
因在正常对照组与单纯螺钉翻修组的实验设置中采取了保护性参数，故未观察到椎弓根或椎体的破坏。骨水泥强化固定组中椎弓根螺钉的拔出破坏大都为椎弓根螺钉的抽出，即骨-螺钉界面的剥离；仅2例L5椎弓根骨水泥强化翻修时发生椎弓根和椎体交界区的断裂(图4)。本实验条件下，骨水泥粉和水按2∶3配比混合后较易注入且在椎弓根内分布均匀，螺钉纹理痕迹清晰(图3)。
3 讨论
随着经椎弓根内固定技术在脊柱外科的广泛应用，内固定失败的病例也逐渐增多，Moore等认为［2］退行性滑脱术中及术后螺钉松动退出的发生率近5．5％，而脊柱骨折术后内固定失败率高达9％。近年来，国内外已有关于椎弓根螺钉翻修及强化固定的文章发表，但针对腰骶椎特定解剖结构进行相关评价及比较的生物力学研究却鲜有报道。
3．1 翻修螺钉大小的选择
不同大小的螺钉呈现出不同的生物力学特性，在椎弓根的解剖形态及内固定力学需要的限制内，增加翻修螺钉的直径或长度，可增强螺钉与骨的结合力［3］。拔出的力量与圆柱状骨的表面积有关，决定于螺钉的外径和进入深度。大直径螺钉置入时，椎弓根中心的松质骨被推挤到周边相对密质层，螺纹可置入到周边相对密质层；针对不同直径的椎弓根螺钉进行拔出强度测试，显示直径大的螺钉拔出强度大于直径小的螺钉，拔出强度随外径的增加而增加［4］。螺钉越长，固定强度越大，研究发现螺钉固定强度的60％在椎弓根内，达椎体松质骨后强度增加15%～20％，至前方骨皮质但又未穿透时又增加16％，穿破前方骨皮质则增加20%～25％［5］。Polly等［6］认为直径增加2mm，是椎弓根螺钉翻修的最理想方法；直径增加1mm，长度增加5～10mm，也是可靠的手段。但临床常用的单纯增大螺钉直径以提高稳定性的方法受到椎弓根解剖学条件的严格限制，采用较大直径的椎弓根螺钉还增加了神经根损伤和椎弓根骨折的风险，螺钉外径最大不应超过椎弓根外径80％［7］。笔者认为，螺钉翻修时由于先前钉道已遭破坏，在进针点准确的情况下，同时适当增加螺钉直径及长度应为最佳选择。
3．2 腰骶椎弓根螺钉的把持力差异与解剖特点
本实验表明L5椎弓根螺钉翻修时，直径增加1．5mm、长度增加10mm，椎弓根螺钉把持力超出原螺钉强度；S1螺钉的把持力普遍比腰椎小，单纯螺钉翻修结果也不同于腰椎，其把持力仅达到原有螺钉水平。椎弓根螺钉把持力取决于螺纹-骨界面的结合强度，螺钉周围骨的质量成为决定螺钉把持力的关键因素，高质量的骨可获得较大的把持强度。在腰椎，螺钉旋入时将松质骨压缩至坚强的皮质骨上，螺钉周围骨密度相对增高，有较满意的骨质量；粗大螺钉的置入甚至可以切入周边的骨皮质，增加了把持强度。在骶骨，由于其椎弓根明显增宽，松质骨含量多、骨皮质亦不够坚强，螺钉旋入后其周围骨密度偏低、骨强度较低，把持力相对较小，通过有限增加螺钉的直径、长度往往很难获得满意的把持强度。因此，临床上骶骨椎弓根内固定有较多改进方法，如增加螺钉长度以使其穿破前方骨皮质、改变进针方向穿过S1上终板乃至L5下终板或在S2增加附加螺钉等。
3．3 骨水泥强化固定翻修
临床上当椎弓根钉道破坏严重或骨质疏松时，单纯采用大直径螺钉翻修较为困难，常添加生物材料强化椎弓根螺钉稳定性。骨水泥强化后，把持力的实现由骨-螺钉界面转化为较为坚强的骨-黏合剂-螺钉界面［8］，可显著增加椎弓根螺钉把持力，而与螺钉自身结构关系不大，螺钉拔出主要依靠骨水泥骨界面剥脱实现；在使用骨水泥翻修时，螺钉的作用得不到体现，其本身结构已显得不重要，如何调配、注入骨水泥，使之在椎弓根内均匀分布、与螺钉达到最佳结合，成为翻修的关键。临床上成功应用单纯螺钉翻修常假设为较理想的状态，实际情况往往非常复杂，如骨质疏松、钉道破坏严重、进针位置欠佳需另行改道等，单纯采用大直径螺钉翻修较为困难，需添加生物材料强化椎弓根螺钉稳定性。尤其骶椎具有特殊的解剖学结构，椎弓根宽大且松质骨含量多，当初次螺钉固定失败后，螺钉松动致松质骨挤压，使得钉道较原螺钉明显增大，螺钉直径长度的有限增加很难获得足够的把持力，此时骨水泥强化固定在骶椎的翻修中的意义更为显著。因骨-黏合剂-螺钉界面强度均超过脊椎本身结构强度，生物材料的改进应着眼于控制添加物的组织化学反应，过度增加强化材料的黏合强度已没有太大意义。普通骨水泥的临床应用会产生一系列的问题，如聚合热致周围组织(包括脊髓和神经根)损伤、体内长期留置产生毒性和致癌作用等，目前逐渐被新型生物材料所取代［9］。
3．4 椎弓根螺钉把持力与扭力矩的相关性
大多数生物力学实验以轴向拔出力为评定螺钉把持强度的指标，近来研究发现横向加载往往是螺钉早期松动的主要原因［2］，故将把持力与拔出力相结合更能反映出螺钉的把持强度。本实验结果显示螺钉把持力与扭力矩不呈现绝对的一致，不同螺钉结合界面，把持力与扭力矩间的相关性有很大差异。单纯骨-螺钉界面结合强度与扭力矩间具有明显的相关性，这与既往研究是一致的(相关系数为0．83～0．925)［10］；而实际操作时，医师同样习惯通过扭力矩判断椎弓根螺钉的把持强度，具有一定临床实用性。骨水泥强化固定为螺钉-水泥-骨界面，螺钉置入时骨水泥尚未固化，此时扭力矩没有意义。当骨水泥固化后，骨-水泥间为牢固结合，而螺钉-水泥间结合不够紧密，故螺钉仍可较容易扭动；螺钉的把持力主要依靠骨水泥固化后与螺纹镶嵌吻合获得，取决于骨水泥本身强度及骨-水泥结合强度。
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骨的生物力学特性范文5
[关键词] 单侧椎弓根螺钉；腰椎融合术；临床应用
[中图分类号] R687.3 [文献标识码] B [文章编号] 1674-4721（2014）02（a）-0187-03
脊柱后路内固定手术是一种重要的脊柱稳定手术，它的发展及演变起源于人们对脊柱畸形的矫正及脊椎骨折内固定的病理学发展和生物力学特性的认识。1911年Hibbs第一次报道了关于脊柱融合的手术，并且规定了脊柱融合手术的最基本原则。20世纪80年代以后随着相关脊柱生物力学方面的研究逐渐增多，脊柱以及椎间盘的解剖结构的生物力学、脊柱内固定器械的生物力学以及不同的手术方式对脊柱的结构及其稳定性产生的影响等方面的试验，深入阐述了脊柱后方结构及其椎间关节在维持脊柱的稳定性方面的重要作用，从而为脊柱融合手术的临床应用提供了一定的科学依据[1]。
现在的微创技术已被广泛地用于外科手术领域，并逐渐在脊柱外科的手术中的占据主导地位[2-3]。在脊柱手术的过程中如何避免组织损伤，减少术中出血，这已经变成了目前需要克服的一项难题。近年来关于单侧腰椎椎弓根螺钉在腰椎融合手术中应用方面的报道逐渐增多[4-5]，本文对单侧腰椎椎弓根螺钉系统在腰椎融合手术中的应用和研究进展进行综述。
1 单侧椎弓根螺钉固定系统的生物力学特性
1.1 单侧椎弓根钉与双侧椎弓根螺钉的对比研究
Harris等[6]通过对尸体标本的生物力学检测，认为在脊柱单侧、双侧椎弓根螺钉固定系统稳定性的人体试验中，双侧脊柱椎弓根螺钉内固定系统具有较好的脊柱稳定性，但是在目前的临床应用中未得到满意的疗效，在最佳的脊柱内固定强度方面还没有统一标准[7-9]。Suk等[10]通过对87例患者实施的脊柱后外侧单节段内固定融合和双节段内固定融合手术中得出，单侧脊柱椎弓根内固定与双侧脊柱椎弓根能固定的脊柱融合率分别为91.5%和97.5%，差异无统计学意义（P=0.121），但是，在降低患者手术费用和缩短手术时间方面，单侧椎弓根螺钉内固定系统具有明显优势。贡小强等[11]在行后正中手术切口腰椎间融合术（posterior lumbar interbody fusion，PLIF）中，对单、双侧脊柱椎弓根螺钉内固定系统进行对比，两者的术中出血量和手术时间差异有统计学意义，脊柱椎体间的植骨融合率以及JOA评分改善率差异无统计学意义。
1.2 模拟仿真的研究
陈志明等[12]根据正常人体的腰3～5节段CT扫描数据，利用Geomagic Studio 9.0、Simple ware 2.0和Abaqus 6.7系统软件重建了人体正常的腰3～5三维的有限元模型（INF），并以此为基础，建立了腰4/5单侧椎弓根钉棒固定加后外侧横突间植骨融合系统的手术模型（M1），脊柱单侧椎弓根钉棒固定并应用单个融合器械放入模具（M2）、脊柱双侧椎弓根钉棒固定系统并应用单个融合器械放入模具（M3）。在模拟腰椎活动中，进行腰椎前曲后伸旋转及侧屈的基本活动，并在腰3椎体上面加500 N的预载荷以及10 N·m的转矩。在不同情况下分别观察腰4、腰5节段的角移位、脊柱椎弓根钉内固定以及融合器的应力作用分布。结果显示，在不同情况下M1、M2、M3各个角移位都比INF少，以M3减少最多；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、右屈以及右旋转、左旋转的时候M1的稳定性较差。在脊柱椎弓根钉应力峰值方面，M1较M2和M3高，尤其是在脊柱后伸、左侧屈时脊柱椎弓根钉的应力峰值最大。M2椎弓根钉的应力峰值较M3高。在各种情况下，M2脊椎椎间融合器的应力峰值均较M3高。所以，脊柱的单侧椎弓根钉固定系统加用单个椎间融合器，能够为脊柱提供足够的稳定性，该方法可以用于腰椎退变性疾病的手术内固定。在脊柱融合器的应力峰值方面，脊柱单侧椎弓根钉棒固定系统并应用单个融合器械放入模具明显高于双侧椎弓根钉棒固定系统的模具，但是在脊柱融合器沉降方面，脊柱单侧椎弓根钉棒固定系统较双侧椎弓根钉棒固定系统高。
董健文等[13]切除腰4～5的椎间盘以及同侧>2/3的椎体间的关节，造成脊柱单节段的不稳定，结果显示，除了脊柱左侧弯以外，脊柱单侧椎弓根钉棒固定系统组在脊柱其他各个方向上的活动与双侧椎弓根钉棒固定系统组比较，运动范围（range of motion，ROM）没有明显增加，即使在左侧弯，其ROM也较双侧组小。因此脊柱单侧椎弓根钉棒固定系统和双侧脊柱椎弓根钉棒固定系统相比，在脊柱绝大多数活动方面其稳定性是相当的。
2 手术入路
2.1 传统后正中手术切口
在相应节段的椎间隙后正中线做纵行切口，依次切开皮肤、皮下组织、腰背筋膜，并剥离肌肉组织，暴露脊柱椎板以及脊柱的关节突关节。以脊柱横突的中心线和脊柱小关节突外缘的交点作为脊柱椎弓根的进钉点。用开口器打开椎弓根后缘骨皮质，探针插入椎弓根骨髓道内，并探测其深度和方向，选择长度及直径合适的脊柱椎弓根钉缓慢拧入。
2.2 微创旁正中切口
在病变节段的稍外方依次切开皮肤、皮下组织以及深筋膜，沿脊柱骶棘肌的中间逐层分离，暴露脊柱的小关节突、脊柱的上下关节突以及脊柱的椎板，进钉点为脊柱横突的中心线和脊柱小关节突外缘的交点。其余方法与脊柱后正中切口相同。
3 单侧椎弓根螺钉在不同方式植骨融合手术中的应用
3.1 在脊柱后正中入路腰椎植骨融合手术中的应用
传统PLIF是由Cloward提出的一种行之有效的脊柱腰椎的手术方法，在腰椎间盘突出症、腰椎退变性造成的腰椎不稳、腰椎椎体滑脱等治疗方面取得了较好的临床疗效。PLIF主要应用于腰椎间盘源性所致的腰背痛和腰椎间盘突出症、腰椎退行性变造成的不稳所致的腰腿痛、严重的腰椎椎管狭窄症需要进行椎管广泛减压的患者以及腰椎间盘的髓核摘除术后复发患者；但是对于年轻的患者、过度肥胖的患者、有严重骨质疏松的患者以及重度腰椎椎体滑脱的患者是不适宜的[14-15]。
PLIF在脊柱的椎体间植入骨块或Cage，应用骨块或Cage的支撑和后面的脊柱椎弓根钉以及连杆的固定作用从而达到脊柱椎体间的融合，限制了本节段的活动。这种优点在于可以去除全部的椎间盘组织，有效地维持椎间隙高度，扩大椎间孔进行充分的减压，提高了椎体间的融合率。缺点在于椎体间植入的骨块容易错位。切除脊柱的棘突及其韧带、椎板，造成后柱结构破坏严重，容易造成脊柱失稳以及造成后路脊柱椎体间植骨融合困难。手术中对脊神经根以及硬膜囊的牵拉会导致脊神经根功能一过性或永久性暂时损失、硬膜囊撕裂和手术后硬膜外纤维瘢痕形成，手术过程中需要剥离大部分的椎旁肌，这样手术的创伤较大和术中出血较多。如果在较高水平容易导致脊髓的损伤，产生严重的并发症，因此只适应于腰2～骶1节段[16]。
3.2 微创PLIF在脊柱手术中的应用
微创PLIF手术是指在脊柱后正中线旁边的2～3 cm处C型臂X线机导针定位后，相应的病变椎间盘处切一个约2.5 cm的切口，沿导针逐级扩张或者管状的扩张器牵开病变的椎间隙。在手术内镜系统的支持下完成椎间孔的减压和椎体间的植骨融合，应用撑开器时在直视下同样可以完成椎间孔的减压和椎体间的植骨融合。椎体间植骨融合完成后，也可以应用小切口、内镜或者经皮的椎体间内固定术[17-18]。林斌等[19]对102例腰腿痛患者应用单侧椎弓根钉固定系统和传统后正中入路双侧脊柱椎弓根钉固定系统进行了比较，结果发现微创单侧脊柱椎弓根钉固定具有手术时间短、出血量少、椎体间的融合率较高等优点，是一种安全可行的治疗方法。
3.3 在经椎间孔腰椎椎体间融合术中的应用
为了避免在PLIF手术中过度牵拉脊神经根以及硬膜囊，Hams等[20]提出经椎间孔腰椎椎体间融合手术（transforaminal lumbar interbody fusion，TLIF）。TLIF手术切口可以选在更偏离后正中线的外侧，在后正中线旁边的4～5 cm处作一个小切口，完全暴露以后切除一边的部分关节突到达椎间盘的后外缘，手术显露和椎间植骨融合的方法与微创PLIF类似[21]。TLIF克服了手术中牵引脊神经根和硬膜囊导致的神经损伤，并且保留了前纵韧带、后纵韧带、棘上韧带和棘间韧带的结构完整，同时由于腰背肌的附着点大部分得到保留，避免了肌肉的失神经支配，这对于手术后的功能锻炼和恢复非常有利[22]。这种治疗方法在腰椎间盘突出症、腰椎退变造成的腰椎不稳、腰椎椎体滑脱等疾病的治疗方面也获得了较好的临床疗效。
TLIF主要是经脊柱单侧后外侧入路行脊柱的前柱内固定。其优点是：能降低对脊柱椎管内组织结构的损伤，对脊神经根、硬膜囊的干扰降低到最小。保持脊柱椎板及脊柱关节突的稳定性，防止脊柱内固定物脱出、断裂。手术过程中对硬膜囊不用牵拉，和PLIF的手术方式不同，TLIF更适合于上位腰椎。其缺点是：在手术入路一侧要切除部分关节突，并且在脊柱的椎体间植骨融合相对困难[23-25]。张连生等[26]认为，脊柱单侧椎弓根钉TLIF手术与脊柱双侧椎弓根钉内固定TLIF手术比较，两者在术后的效果上差异无统计学意义，与PLIF比较，TLIF在减少手术的时间及术中周围组织损害、降低手术死腔方面具有明显优势。
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骨的生物力学特性范文6
【摘要】［目的］利用工程力学分析软件CatiaV5，模拟在不同的肩关节功能位置上、间接冲击暴力所致肱骨骨折的受伤力学机制和力学环境，为认识和治疗肱骨骨折提供生物力学依据。［方法］采用高分辨率的人体肩关节断层解剖图作为三维重建的数据源，选取自锁骨顶端至肱骨远端关节面、共380层的断层图像，层厚1mm，按照点、线、面的建模方式，先建立人体肩关节的三维几何模型，再予网格化，建立人体肩关节的三维有限元模型，利用该模型，模拟在12个不同的肩关节功能位置上（外展30°、45°、60°、90°、同时合并内旋、中立、外旋）、肱骨受到分级加载的轴向冲击载荷时的骨折位置以及瞬时的应力、应变状况。［结果］根据肱骨在不同的功能位置上载荷－应变关系曲线，载荷从0～250N时，呈线性变化，后为非线性期，卸载后，残余骨变形；随着载荷的增加，肱骨干的应变随之增加。当肩关节的外展位置由90°逐渐变为30°时，肱骨干上内外侧应变逐渐增加，内外旋45°时应变比中立位时增加显著；同时，肱骨干内外侧的应力不同，内侧应力大，外侧应力小，内外旋时，肱骨干的应力增加更快、更大。［结论］在肩关节不同的功能位置上，三维有限元分析逼真地模拟出各自不同的肱骨应力、应变状态值及骨完整性受到破坏的三维图像、骨折线的大体走向；肱骨骨折的三维有限元模拟和分析是研究与骨折相关的力学原理的非常有价值的方法。
【关键词】间接暴力；肱骨骨折；三维有限元；模拟
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
临床上，肱骨骨折的发生率并不少见。目前，对于肱骨骨折确切的损伤机制尚缺乏较深刻的了解，较透彻的阐明肱骨骨折的机制方面的知识对于肱骨骨折的预防和治疗将会产生重要的指导意义。本研究就是利用人体肩关节的三维有限元模型，模拟不同的轴向冲击载荷下，肱骨的形变情况，并显示其动态过程，探讨肱骨骨折的受伤应力机制。
1材料与方法
1.1肩关节结构的几何实体重建
采用高分辨率的人体肩关节断层解剖图作为三维重建的数据源，按照点－线－面－体的方式建立肩关节的几何实体形状，可以分别显示皮质骨、松质骨、软骨及髓腔结构，在CatiaV5运行平台上可以任意角度转动，观察模型的解剖结构和方向（图1）。
1．2肩关节三维有限元模型的构建
肩关节的三维实体建模完成后，根据材料特性的不同，定义软骨、皮质骨、松质骨材料力学参数（表1）。选用10节点的四面体单元，该四面体具有6个方向的自由度，在CatiaV5运行平台上，定义肩关节的各项参数和指标，选择中上等精度的自动网格划分模式，对肩关节进行自动网格化，生成3977个节点（nodes）、20919个四面体单元（elements）（图2）。表1肩关节的材料力学参数（Joseph.A等2002年）
1.3肩关节不同功能位置上肱骨骨折的三维有限元模拟
启动CatiaV5的结构模块。根据盂肱关节面的接触关系，及肱骨头的旋转中心的确立，固定肩胛骨相对不动，将肱骨分别从0°位外展到30°、45°、60°、90°每个位置上；分别设定3种旋转状态：中立位、外旋45°、内旋45°，从而将肩关节的动态功能过程分割成12个不同的功能位置。在每一个位置下，根据盂肱关节面接触区域的位置和范围，设定肱骨的边界约束，限制其所有方向的自由度。
自肱骨远端分别加载以0.1s梯度增加的300N轴向冲击载荷，载荷持续时程为1s，同时自肱骨大结节加载50N水平恒定载荷，启动CatiaV5的求解模块，计算机进入冲击受力分析模块程序。运算结束后，得到动态显示的加载－形变过程，分析其应力分布和骨折移位状况。根据图像的模拟结果，我们可以判断不同的功能位置上的骨断裂的位置和移位方向，根据节点的断裂度判断骨折线的大致走向。
2结果
计算机运算结束后，得到12个功能位置上、暴力载荷下的肱骨应力、形变趋势，并且动态展示出来。本文以45°外展位为例(图3～5)；此外，通过鼠标取值，可以记录肱骨上的平均应变值（图6），从而进一步绘制载荷－应变曲线（图7），了解肱骨随载荷变化的生物力学规律。
3讨论
3.1本研究中骨折模拟的力学合理性
造成骨折的原因有内因和外因两个方面，前者是指骨结构本身的特性，例如材料性质和结构性质，后者是指骨骼受外力的方向、大小、变化速度以及肢体的空间位置等［1］。对于肱骨骨折而言，常见于摔倒时，上肢撑地，冲击载荷在较短的时间内通过间接传递作用于骨骼，造成骨折［2］；同时，由于人体上臂具有灵活的运动范围，故摔倒时，肱骨可以有多个不同的功能位置，而这种位置直接影响骨骼的受力矢量，因此，本研究在前期肩关节三维有限元模型和肩关节试验力学分析结果的基础上，模拟不同功能位置上的肱骨骨折状态，是符合肩关节生物力学原理的［3］。
3.2三维有限元分析法模拟肱骨骨折的优势所在
肱骨发生骨折时，由于其瞬时性的特点，往往很难重复其具体过程，无法对其进行实时分析。试验研究的条件下进行骨折力学分析时，当载荷超过骨的极限强度时，骨小梁断裂，骨结构的完整性破坏。目前的力学记录仪器尚不能记录峰值强度以后的骨应力和骨应变，特别是骨的内部力学状况，所以，用试验的方法研究骨折的力学机制存在着明显的不足，它不能提供骨折完整过程的信息，故本研究尝试用先进的计算机技术，凭借工程力学的软件，按照生物力学的原理，去研究肱骨骨折的损伤机制，是对试验力学有力的补充和完善。运用三维的视觉环境，高度形象地模拟骨折的形变和应力分布。作为一项被运用到医学领域的计算机技术，三维有限元分析法可以高度模拟物体结构与材料的特性；既可以精确地反映区域性的信息，又可以完整地反映全域性的信息；既可以进行精确的计算分析，又可以从事形象的、直观的定性研究，分析研究的重复性好，应用面广，适应性强，可以反复使用，无损耗，能够通过模拟分析的方法研究实验方法所不能研究的工况（或生理状况），得到客观实体实验法所难以得到的研究结果［4］。
3.3有限元模拟肱骨骨折受伤机制的临床意义
从肱骨骨折的三维有限元动态模拟图像资料上看，当关节盂实施边界约束、肱骨大结节加载基础载荷、于肱骨远端加载以0.1s梯度增加的300N冲击载荷时，应力逐渐由肱骨远端移向骨干部，随着力的传递，压力集中在肱骨颈干交界部位和干部上段部分，应力在其前侧和/或内侧达到最大聚积；而与此同时，与关节盂相接触的肱骨关节面的部分，应力也逐渐增加，这两个应力集中区域在冲击载荷作用下，应力增加不显著。骨应变图提示这个区域此时承载的载荷逐渐转成张力区，2种载荷交界区域即是骨小梁承受弯曲最大的部位，当能量完全释放，骨小梁断裂，骨折线产生，远段肱骨部分移向后侧或/和外侧。应变是应力作用于骨组织的的结果，伴随着应力的变化，肱骨上应变发生变化，骨形变不可避免。另外，作者看到，在12个不同的功能位置上，相同的加载时，肱骨的应力集中区发生了转移和变化。当从30°90°外展时，高应力区由内侧逐渐转向外侧，而以60°外展外旋位置上应力最高，达3.13MPa。也就是说在这个位置上摔倒时，骨骼承受最大的应力，骨应变在此区域最大，故骨折发生率较高，特别对于本身骨强
度减弱的情况下（例如、
图1肩关节的三维几何实体重建图像图2肩关节的三维网格化图345°外展中立位的骨折形变模拟过程（ae.形变过程；f.骨折线的走行）图4
45°外展内旋位的骨折形变模拟过程（ae.形变过程；f.骨折线的走行）
图545°外展外旋位的骨折形变模拟过程（ae.形变过程；f.骨折线的走行）图6箭头所指为鼠标取值图7外展45°位置上中立位、外旋45°、内旋45°时肱骨干上载荷－应变关系曲线质疏松时），在30°外展位置上易发生由肱骨外科颈和肱骨上段后上向前下的骨折移位［5］；而在90°外展加载时，骨折线接近横行走向，因此可以推测在健康人群中，肩关节30°～90°范围摔倒时，骨折线由斜形逐渐变成横行，且肱骨外科颈和肱骨上段时更易于骨折和移位置［6,7］。
此外，不同的肩关节旋转位置对肱骨骨折也产生一定的影响。从图像中可以发现当内旋和外旋时，肱骨上的应力分布发生转移。内旋时，高应力区移向肱骨的前外侧，外旋时，高应力区移向肱骨的内侧，并伴随骨折线出现部位的转移。根据动态模拟图像中，可以清晰显示骨折的动态现况，且可以反复回放，任意提取任何一个需要的信息。
3.4肩关节有限元模拟分析的应用前景
本研究中所建立的肩关节三维有限元是一个良好的生物力学研究工具，利用它，不仅可以对关节的骨性结构进行力学分析，同时通过建立三维连接单元，还可以重建肩关节的任一个软组织结构；通过这些软组织的试验力学测试，获得相关的材料参数，同样可以将软组织的有限元模型建立起来，继而进行力学分析。本论文仅仅对肱骨骨折实施了有限元的模拟，使用同样的方法，可以对其他肩关节的其他结构的损伤机理进行模拟，如锁骨骨折、脱位、肩胛骨骨折、盂肱关节的脱位、慢性肩关节不稳、肩峰撞击症等。
总之，随着计算机技术的不断发展，以及力学分析软件的不断完善，三维有限元分析法一定会在骨关节生物力学研究领域发挥越来越大的作用。
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