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韧带的生物力学特性范文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、强直性脊柱炎、Scheuermanns病、老年性脊柱后凸、脊柱结核椎体破坏、椎体肿瘤、软骨发育不全等〔1、2〕，除了脊柱本身的因素外，胸腰段后凸畸形可由腹部肿瘤引起〔3〕。脊柱曲度正常时，身体重力线应通过各节段生理弯曲的交界处。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损伤平面以上躯体的重心更趋前移，必将进一步加重后凸畸形〔4〕。随着我国进入老龄化社会，胸腰段后凸畸形的患者不断增多，胸腰段后凸畸形常出现局部不稳定，脊柱支撑功能丧失，从而引发腰痛，且多并发上腰椎的失稳及加速腰椎间盘退变，从而给患者造成极大的痛苦，有些患者通过保守治疗无效，常需要手术治疗，给患者家庭和社会造成了巨大的负担。下面笔者就目前国内外胸腰段后凸畸形影响腰椎诸节段矢状面稳定性的研究情况进行综述。
1 脊柱胸腰段及腰骶椎的解剖及生物力学特点
胸腰椎移行部与腰椎及腰骶椎相比其形态和生物力学特性大不相同。该部位是后凸的胸椎与前凸的腰椎的移行区，生理弧度变直，这一区域恰好位于活动度较小、稳定性较强的胸椎与活动度较大、稳定性相对较差的腰椎之间；T11、12肋骨为浮肋，抵止在相应的椎体上而不是椎体间，不参与垂直载荷；从T10～12L1关节突关节的关节面的倾斜则发生很大变化，即左右旋转和左右侧屈的ROM大大降低，而前后屈曲ROM较胸椎明显增大；正常情况下，该部脊柱前方的垂直载荷分担率远远大于后方。在T11及T12胸椎，上关节突表现为胸椎上关节突的形态特征，而下关节突的形态特征却与腰椎相近，其前、后方无胸肋关节和肋横突关节的加强，且仅与一个椎体相关节，这些均构成了胸腰椎容易损伤的解剖学基础〔5〕。因此，脊柱的压缩性或爆裂性骨折常发生在胸腰段，从而造成胸腰段后凸畸形。从胸腰椎至腰骶椎，前后屈曲ROM逐渐增大，腰骶椎髂腰韧带的存在使该部位的运动和稳定性与L4、5以上有所不同〔6〕。
Abumi等〔7〕通过人尸体腰椎节段的破坏模型证实，棘上韧带、棘间韧带损伤甚至双侧关节突关节内侧半部分切除难以造成腰椎失稳，而单侧或双侧关节突关节完全切除则可导致椎间旋转和屈曲的失稳。椎间孔部的减压易导致关节突间（峡部）的分离。单侧时由于有椎弓的存在，两侧关节突关节还可发挥其功能。
2 目前利用动物脊柱标本进行的生物力学研究
王新伟等〔8〕利用出生1周以内的小牛胸腰椎新鲜标本，研究了小牛胸腰椎前路模型中的相关解剖，并与人体相关数据进行比较，发现：与人体相比，小牛脊柱椎体及椎间盘更接近圆柱状，椎间盘高度占脊柱高度的比例更大。又进行了生物力学实验，测试屈曲、伸展及侧屈状态下的载荷-应变、载荷-位移关系、最大载荷时的应力强度及屈曲、伸展、侧屈及扭转状态下的轴向刚度，最后进行极限力学性能测试。发现出生1周内的小牛胸腰椎标本在人生理载荷范围内，呈线形变化，与人体一致。
王向阳等〔9〕收集12具新鲜猪T10～L4节段胸腰椎脊柱标本，制造不同程度前中柱骨折模型，分为2组，分别安放椎弓根螺钉内固定器和内固定加前路植骨重建，每种状态依次在CMT4104多功能力学试验机上进行轴向压缩和前屈压缩测试，分别计算每组的完整标本、骨折内固定标本和植骨内固定标本的轴向压缩刚度和前屈压缩刚度。发现：胸腰椎前中柱骨折后经椎弓根螺钉系统固定不能使其恢复至原来的力学性能，椎体骨折累及范围越大，固定后力学性能越差；前中柱重建是减少后路内固定器械承载的关键。
周有礼等〔10〕利用羊的整条脊柱标本，对胸腰椎爆裂骨折后的局部载荷进行了研究。发现：在胸腰椎结合区域有较大的应变值表示该区域局部所承受的力量较大，在实验上脊柱承受牵引时，在胸腰椎接合之区域会承受较大的拉力。
3 利用在体动物模型进行的研究
Oda等〔11〕利用在体羊脊柱腰段后凸畸形模型，研究脊柱损伤和后凸畸形对相邻运动节段的影响，他们将活体羊分为对照组、L3～5原位融合组及L3～5Cobbs角为30°的后凸畸形融合组，进行了影像学、生物力学及组织学的研究分析，结果证实：脊柱后凸畸形导致头侧邻近节段的后方韧带复合结构的前凸性挛缩；L2椎板在屈伸活动下所承受的应力在后凸畸形组更为明显，提示更多的载荷转移向后柱；后凸畸形组邻近的头侧关节突关节有明显的退变性骨关节病改变，邻近的尾侧关节突关节亦有轻微的退变性骨关节病改变，而在原位融合组退变轻微。
Nielsen LW等〔12〕利用幼年猪制作了Scheuermanns病的脊柱后凸畸形模型，利用病理学、放射影像学、血液生化等方法进行研究，发现猪的Scheuermanns病胸腰段后凸畸形模型，与人Scheuermanns病导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，进行了一项在体实验，他将羊的胸腰段至下腰椎用椎弓根钉和聚乙烯绳在后面进行拴系，不融合，进行了13个月的观察后，处死羊，取其脊柱进行生物力学研究，发现模型矢状面上的非融合调整，能有效地减少椎体楔形变的程度，此方法可能成为治疗青少年Scheuermanns病的一种可行办法。
4 利用人的尸体新鲜脊柱标本进行的研究
Birnbaum等〔14〕利用11具新鲜尸体躯干标本（含胸廓），制造了胸椎后凸畸形模型，对前路松解前、后的矢状面矫形效果进行了解剖学及生物力学研究，结果发现：单纯前路松解（开放或经胸腔镜辅助）矫形效果良好，且能有效地改善矢状面平衡。
赵必增等〔15〕利用新鲜尸体胸腰椎标本，探讨了椎体成形强化后对邻近椎间盘、椎体的力学影响，发现强化椎体后，对邻近椎体造成的应力集中很小，而对邻近椎间盘有一定的影响。
5 利用三维有限元分析进行胸腰段后突畸形研究
有限元素法（FEM）是一个求偏微分方程式的数值方法。随着个人计算机功能的完善，有限元素法的使用也越来越简单，在医用生物力学方面应用更是越来越普遍〔16〕。
Liebschner MA等〔17〕对19例人的尸体胸腰段椎体标本进行CT扫描，建立三维有限元模型，进行有限元分析；同时对标本实体进行解剖学测量以及生物力学试验分析，最后将二者测得的数据进行对比研究，进行统计学分析，发现：用恒定0.35层厚和457 MPa有效模量，结合CT重建的椎体几何模型与骨小梁特性，进行椎体外壳的建模，能精确的预测整个椎体的生物力学特性。
程立明等〔18〕就胸腰段后突畸形对相邻椎间盘力学影响进行了三维有限元分析研究。他们选取结构正常的脊柱作为实验材料，通过CT扫描获取脊柱的二维图像，然后进行三维重建，转化为有限元模型（FEM），利用Free Form成形软件构建胸椎后凸畸形模型，分别对正常结构和胸椎后凸的脊柱有限元模型进行载荷试验，分别比较椎间盘和小关节应力分布情况，总结出以下结论：脊柱胸腰段后凸畸形改变了相应椎间盘的载荷应力应变分布，这可能加快椎间盘退变及使后方纤维环易受损破坏。
6 利用影像学进行的临床研究
Seel EH等〔19〕使用Oxford Cobbometer对椎体骨折导致胸腰段后凸畸形的Cobbs角进行测量，发现与传统的测量方法相比，其测量的结果更简便、准确、可行。
吉立新等〔20〕收集12例具备胸腰椎和腰骶椎正侧位X线片的胸腰段后凸畸形病例，与20例正常对照组进行相应比较，进行分析研究。发现患病组平均腰椎前凸角度与正常对照组相比有极显著性差异。患病组单节段腰椎前凸角度以上腰椎变化更为明显。从而认为：胸腰段的后凸畸形，使病损平面以上躯体的重心更趋前移，增加了致畸负荷，必将进一步加重后凸畸形。为维持直立下躯干重心的平衡，就需要调整头、颈、胸和腰部的曲度甚至髋部和膝部的位置使重心后移，其中最主要是通过腰椎的前凸加大来实现这一目的。腰段所发生的代偿性改变比腰骶段更为明显，而腰段的代偿性改变又更多地集中在上腰椎，而且椎体的后滑移也发生在上腰椎，表明胸腰段后凸畸形对上腰椎有更大的影响。
陈仲强等〔21〕测量14例后凸畸形截骨手术治疗前后的胸腰段后凸角和腰椎的前凸角以及椎体滑移情况，对所得结果与正常组进行对比分析。发现：胸腰段后凸畸形可导致腰椎过度前凸及椎体向后方滑移，尤其在上腰椎更为明显，可能是引发腰背疼痛的重要原因之一：矫正胸腰段后凸畸形可减小腰椎的过度前凸和椎体滑移倾向，可明显减轻患者的腰背疼痛；前后方联合截骨更安全，矫正后凸畸形效果更好。
7 问题与展望
综上所述，对于胸腰段后凸畸形，国内外学者从解剖、动物标本模型、在体模型、人尸体标本模型、有限元分析模型及影像学临床等不同角度出发，进行了生物力学及其他方面的研究。研究更多的是解剖、标本模型、有限元分析及影像学方面。解剖学属于形态学范畴，研究历史较长；动物标本易于取材，但与人的生物力学特性还是有差异的；相对实验分析而言，有限元分析的优点在于它对分析参数控制的绝对性和简易性，及完整多样的结果数据。现阶段有限元素分析，必须要配合恰当的实验数据或临床现象比对，结合有经验的临床及力学人员，有限元素分析才能发挥它最大的功效。而由于受各方面条件的限制，在体动物生物力学模型与人新鲜尸体生物力学模型的研究，国内外报道的很少，尤其是利用人新鲜尸体对胸腰段后凸畸形影响腰椎诸节段矢状面稳定性进行生物力学的研究，目前国内外尚是一个空白，这方面还有很大的研究空间。 【参考文献】
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韧带的生物力学特性范文2
[关键词]下颌角截骨整形;三维有限元;生物力学
[中图分类号]R782.2[文献标识码]A[文章编号]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.
随着计算机技术不断进步,有限元法逐渐成为力学研究中最为重要的分析方法之一,并广泛应用于工程设计制造领域,近年来在生物力学研究中也得到广泛的应用。由于生物体在几何形状和材料性质上的特殊性和复杂性,快速、准确地建立生物组织结构的三维有限元模型是生物力学有限元研究的难题,同时也是进行三维有限元分析的基础。以往的生物力学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种软件结合方式针对单一组织结构建立具有共性的有限元模型。随着医学影像技术的进步计算机软件系统的发展,使用统一标准的数字化影像文件结合单一软件建立三维有限元模型成为可能。本文应用薄层CT扫描技术,采用DICOM标准格式导入Mimics软件处理,最终应用Ansys有限元软件快速有效建成无牙下颌骨和TMJ三维有限元模型。
1材料和方法
1.1 样本来源:选择颅颌系统发育正常的健康女性青年志愿者,I类磨牙关系,牙周健康,无TMJ 疾患。
1.2 试验设备:①CT扫描机:采用飞利浦Brilliance 64排螺旋CT 扫描机;②试验所用计算机系统硬件配置:CPU Core 2 双核2.8G,4G DDR2内存,640G硬盘;③试验用计算机操作系统:Windows XP Professional Sp3;④试验用软件:Mimics12.0(Materialise's Interactive Medical Image Control System):Ansys12.0(Analysis System)。
1.3 方法
1.3.1 CT扫描:头颅固定架对患者头颅进行固定,进行颅颌面(全颅)的轴向断层扫描,连续无间隔扫描。扫描基准线平行于眶-耳平面。层厚0.67mm,扫描参数为120kV,230mas,扫描矩阵512×512。颞下颌关节区及下颌骨连续进行170 层扫描。所得图像经联机工作站处理DICOM格式数据文件,刻录存盘。
1.3.2 CT图像的处理:CT扫描所获得DICOM格式数据文件导入Mimics12.0软件。根据实验设计要求通过对蒙罩(Mask)的分割(segementation)操作,在CT图像上确定需要进行三维成像的组织结构边界,提取出不含下牙列的下颌骨和颞下颌关节窝,设定参数后重建三维图像。得到的三维模型是原始三维表面模型,表面粗糙,直接利用其进行表面网格划分将会产生单元形状畸形,单元数量过多等问题,影响到后续力学计算的速度和结果分析精确性。因此必须利用Mimics的Remesh模块对三维模型的表面进行平滑(smooth),见图1。再通过Remesh模块对模型表面的三角形面片数量和质量进行优化。表面三角形数量由126178减少到18008个,且三角形底边与高之比均大于0.3,符合有限元分析要求,见图2。
1.4 三维有限元模型建立:将优化好的表面网格输出为Ansys12.0软件可以识别的Ansys element文件,在Ansys12.0导入该文件,选择10节点四面体单元Solid92进行三维网格划分,生成实体模型,共生成161788单元189057节点。
材料力学参数:下颌骨的皮质骨、松质骨及其他组织(髁突软骨、关节盘等)均为各向同性、均匀连续的线弹性材料。骨组织力学参数由下颌骨CT值计算得出。利用颌骨CT值、表观密度和骨弹性模量之间的对应关系,根据构成骨的像素的灰度值(CT值)来进行插值计算,得到此骨的表观密度,并由表观密度推算出它的弹性模量[1]。
在本模型中,骨表观密度由CT值(Hounsfield)导出。根据以下公式计算出单元的表观密度 :
骨组织弹性模量由以下经验公式计算:
由已知水的CT值和表观密度,皮质骨平均CT值和表观密度,取已知皮质骨最大弹性模量,公式(2)简化为:
则得,k =4249 GPa(g/cm3)-3,
由于不同部位下颌骨皮质骨和松质骨的CT值有一定变化,所以测量下颌骨五个部位,求得皮质骨最大CT值平均为1600HU,松质骨最大CT值平均为600HU,导入公式(1)和(3)计算出该模型皮质骨和松质骨的弹性模量分别为14963.78 MPa和1179.75MPa。
将Ansys前处理模块中生成的实体模型导回,在Mimics的FEA模块中根据下颌骨各单元CT值分别赋材料性质。
1.5 模型的边界约束设计:对咀嚼肌、下颌韧带采用杆单元模拟其约束,杆单元材料定义为只受拉不受压的非线性材料,单元横截面积与各自模拟的肌肉和韧带截面积相同。根据Spronsen等[5-6]的研究结果获得咀嚼肌的有关参数(见表1)。参考周学军等[7]的实验结果,获得关节韧带的参数(表2),并采用“面-面接触对” 模拟牙合面和关节窝之间的连接。
2结果
建立了一个包括下颌骨、颞下颌关节、肌肉和韧带的下颌骨三维有限元总体模型,可根据实验不同需要调用,见图3。
3讨论
与传统实验性应力分析相比,有限元技术具有更多的优点。但有限元方法分析结果受诸多因素的影响。例如:模型的相似性,单元划分的粗细程度,载荷情况及边界条件与真实情况的差异等,均影响分析结果的精确性[8]。提高有限元分析结果的可靠性,模型精确程度及边界条件设置等都是十分重要的。由于牙颌组织中的牙齿、牙周膜、牙槽骨、颌骨以及修复体的结构外形多样性、不规则性、受力的复杂性,如何准确获取上述结构的几何形态并将其计算机数字化,建立完整准确的下颌骨三维有限元模型是有限元分析能否实现的关键。
生物体三维有限元建模方法经历了数代演进,主要包括:①磨片、切片法[9-10];②三维测量法[11-12];③CT图像处理法;④DICOM数据直接建模法等[13]。磨片、切片法是破坏性建模方法并且磨切片厚度难以控制,图像的拍摄处理,边缘提取等环节都可能产生误差,因此该方法目前很少采用。三维扫描测量的方法进行数据采集的成本高,数据采集后处理的时间长,生成CAD模型后还要进行数据转换后才能供有限元建模使用,且测量只能得到表面数据,不能够区分结构材料性质的变化,更适用于实物的测量反求。CT图像处理方法需要人工把CT胶片上的每一张图像扫描转换为计算机能识别的位图格式,并且使用图像处理软件中人工定位配准。不仅需要花费大量的人力、物力,而且在通过胶片扫描传递数据的过程中容易丢失很多信息;配准精度也直接影响着所建立模型精确性[13-15]。
本实验采用DICOM数据直接建模法其过程为:①CT扫描输出DICOM格式数据文件;②DICOM数据的读入专用软件。分割图像,生成3D模型,优化表面网格;③通过与有限元分析软件的良好的数据接口,直接导入有限元分析软件前处理模块生成体网格;④根据各单元的CT值给单元赋材料性质;⑤最后将赋完材料性质的实体导入有限元分析软件进行装配,完成建模。
DICOM格式数据文件直接建模,可以直接读取数据并处理,避免反复的数据导入、导出,文件格式的转换造成的数据失真或丢失,大大提高了模型的精确度。本研究将DICOM数据直接导入Mimics软件直接生成三维模型,再通过Ansys element文件接口将模型导入Ansys12.0,由表面单元直接生成体单元,避免了过去由面生成体以后再划分体单元,造成的体单元质量下降。利用DICOM文件中包含的CT值信息,根据模型每个单元密度赋材料性质,使数据得到最大限度的利用。避免了过去建模中将皮质骨和松质骨进行分割,分别建模的繁琐,同时极大提高了模型的精度。
三维有限元模型的几何相似性、单元的大小、形状、数目、载荷情况、边界条件与真实情况的差异等,均影响应力分析结果。目前根据不同研究需要已建立的下颌骨三维有限元模型[7, 16-18],边界约束设计也各不相同,周学军等[7]考虑到肌肉的柔索性质,即只能限制物体沿着柔索伸长方向的运动,而不能限制物体在其他方向的运动[19],采用缆索元模拟肌肉约束,更符合分析下颌骨经矫形力作用下的受力情况。史真等建立了下颌牵张成骨三维有限元模型[20],李勇等正常人下颌升支矢状截骨术的三维有限元模型[21]李慧超建立了下颌角整形手术术前术后模型[22],Frivo等建立了单侧TMJ有限元模型[23]。柳大烈等建立了咬肌牵动的颧骨复合体三维有限元模型用于研究颧骨缩小整形手术的生物力学[24]。因此,本实验在ANSYS软件中采用只受拉的Link10单元模拟咀嚼肌及韧带的约束。此外,与以往主要研究咬合力的有限元模型不同的是,在研究下颌角整形手术时,必须考虑颞下颌关节及其韧带作用,本实验在模拟嚼肌、颞肌、翼内肌和翼外肌约束的同时,模拟了颞下颌关节韧带包括颞下颌韧带、茎突下颌韧带、蝶下颌韧带对颞下颌关节的约束,提高了模型的生物和力学相似性。为进一步研究下颌截骨整形手术提供了基础。
下颌角截骨整形的一种方法是通过沿截骨线进行钻孔后凿断。目前用有限元法模拟下颌截骨整形手术的研究还鲜见报道。Remmler等[25]用有限元法建立预测模型,进行颅面部牵张成骨的术前分析,认为有限元法能以数学形式反映颅面组织的材料特征、物理特征和反应特性,可以模拟多种外科手术、生理活动和头部外伤。利用本模型的下一步实验,拟通过布尔运算模拟下颌角截骨,在下颌角部根据实验手术设计改变工况和边界条件,加载冲击载荷,模拟手术操作过程,分析不同条件下下颌骨及相关结构的生物力学变化。同时还可以模拟不同体积的下颌角骨组织截除后正常咬合时和下颌骨受到撞击时生物力学性能的变化。
需要强调的一点是,由于有限元需要对复杂的实体中的一些次要结构和因素进行简化,再加上一些实验条件假设,所以,有限元的计算结果的绝对值很难代表人体的真实值,而且生物体的个体差异也无法考虑到实验模型中。目前尚无法达到完全模拟复杂的人体生物力学环境建立计算模型。
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韧带的生物力学特性范文3
关键词：人体脊柱；跌到冲击载荷；力学响应特性
胸腰段是人体脊柱易发生骨折部位之一，约有79.5%的脊柱损伤为胸腰段骨折，且多由高处坠落所致。由于该处损伤机制十分复杂，治疗费用昂贵，严重增加了患者家庭及社会的经济负担[1]。人体胸腰段有限元研究的主要方向为评价手术内固定与构建脊柱骨折模型，而关于脊柱保护器的研究集中于矫形治疗脊柱侧弯的领域。目前，临床对脊柱保护器的正确运用仍缺乏相应有的有限元研究[2]。本研究通过建立脊柱胸腰段模型，设计并建立脊柱保护器及三维模型，根据生物力学原理分析人体脊柱骨折机制，探讨保护人体胸腰段的有效途径。现报道如下。
1资料与方法
1.1一般资料 选取中国力学虚拟人数据集切片，共9000张图片，格式为冷冻切片。给予三维有限元分析，观察单一样本。
1.2方法 ①建立胸腰段三维模型：经中国力学虚拟人数据库提取软组织、骨等轮廓曲线，通过软件构建人体躯干模型，包括简化的躯干轮廓软组织，骨盆、肋骨、骶骨、脊柱等轮廓曲线，软组织应用Mooney-Rivlin超弹性材料，应用Hypermesh软件将几何面模型划分成网格，建立人体躯干三维仿真模型，截取T11～L12节段模型为观察对象。应用四面体单元划分模型中软组织与松质骨，三角形壳单元划分皮质骨。②建立脊柱护具模型：运用Hypermesh软件构建脊柱保护器模型，其形状贴合腰背部、胸腹部与双侧肩部轮廓，下缘与骶尾部水平持平。选用1 cm厚海绵材料与厚度为3 mm的聚乙烯硬性材料，要求具有韧性。为固定脊柱保护器，模拟束缚带，分别于腰部与肩关节前面两侧施以60N与80N的预紧力。③边界条件与加载：对照组胸腰段模型未使用脊柱保护器，而观察组应用脊柱保护器。两组模型均模仿真人体自高处坠落时坐骨着地情形，重力加速度设为9.8 m/s2，人体落地瞬间速度设为2 m/s，地面与模型之间摩擦系数为0.5。④采样等效应力单元：将胸腰椎横断面分为4个区，为中柱中心、前柱中心、后柱左右侧中心。取4个区域等效应力并计算平均值，予以分析。
1.3观察指标 对两组模型目标单元等效应力及应变进行赋值、加载、运算。
1.4统计学方法 采用SPSS19.0统计软件处理数据，采用Bartlett方差齐性检验模型中T11～L12椎体所受应力，P>0.1为满足方差齐性；采用样本t检验，P
2结果
2.1胸腰椎体所受应力变化情况 观察组各椎体受力较对照组均匀平缓，且各椎体所受应力较对照组均呈不同程度的下降，其中T11椎体降幅最小，T12椎体降幅最大。应用脊柱保护器后总体上减轻了胸腰段椎体所受应力。两组模型应力峰值最大的椎体均为L2，见表1。
2.2成对样本分析 配对t检验发现，T12段与L2段P分别为0.21、0.13，均P0.05，故此处应用脊柱保护器o显著差异，见表2。
3 讨论
胸腰段位于活动的腰椎与固定的胸椎之间，包括T11、T12、L1、L2四个节段。胸椎与腰椎之间关节突关节排列在解剖结构上由冠状位转化为矢状位，椎体受外力作用时其刚度迅速增加[3-4]。脊柱承受躯干与上肢垂直载荷后即刻传至胸腰段生理弯曲，再经骨盆传至双侧下肢，从而形成X形分布的应力，同时应力高度集中的X形中点正是胸腰段部位。由于自上肢传导的有害应力过度集中于胸腰段，无法迅速分散至骨盆及双下肢，故易造成胸腰段骨折[5]。
临床研究表明[6]，正常情况下，人体重心部位是脊柱椎体前缘，依靠后部韧带与肌肉的收缩力及椎体前方重力，形成一个力学天平，且支点为椎体。两端正常条件下处于平衡状态，但躯体受外力作用而导致重心前倾时，必然增加支点与重心之间的力臂，若需维持平衡状态，后部韧带与肌肉需产生强大的力量进行对抗[7]。脊柱保护器可尽量阻止重心前移，同时可增加后部肌肉后伸力量，以最大限度的平衡脊柱力学。本研究中脊柱保护器的主要作用原理如下[8]：①脊柱保护器可通过与腰围良好的贴合，将腰腹区覆盖，并均匀加压周围组织。腹部可作为密闭水囊，起到一定的缓冲作用，从而自椎旁肌分散并吸收由脊柱传导的应力，最终减轻脊柱的应力。②脊柱保护器通过对躯干前倾的有效抑制，促使重心后移，可起到良好的平衡作用。③脊柱保护器可跨过包围腹部的腰围与双肩的肩带，通过预紧力对躯干起到束缚的作用，进而较好的分流应力。本研究发现，两组椎体应力均分布于L2椎体后缘、椎板周缘、双侧上下关节突处及双侧椎弓根处，这与大多数学者关于胸腰段应力集中部位的研究结果相似。另外，观察组各椎体所承受的应力较对照组明显降低，其中T12与L2段降幅最为明显，P均
综上所述，基于有限元的分析结果，对比研究两组模型冲击下载荷力学的响应特性，运用脊柱保护器可有效分散、减小脊柱胸腰段不良应力，能够较好的保护脊柱胸腰段，值得应用。
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韧带的生物力学特性范文4
随着现代影像学检查的应用和颈椎病的生理、病理及生物力学研究的进展，对颈椎病的认识、诊断和治疗都有了很大的提高。推拿是治疗颈椎病的常用手段2--，但如何合理地应用是值得探讨的。我们根据临床实践和新近研究，对推拿结合颈椎松动术治疗颈椎病的作用机理进行了探讨。2007年4月～2008年3月期间在62例患者中遵循这些原则进行施治。获得了良好效果，报道如下。
1 临床资料
1.1一般资料本组62例，男27例，女35例；年龄21～68岁，平均39.4岁；病程2个月-13年，平均3.5年；职业分布，脑力劳动者45例，占72.5％；体力劳动者17例，占27.5％。本组参考纪要分型。颈型9例；神经根型30例；椎动脉型11例；交感型3例；脊髓型2例；混合型7例；合计62例。x线检查，颈椎曲度变直，过大或反曲58例，椎体或钩突增生49例，关节突增生4例，软组织钙化5例，椎间隙变窄6例，椎间孔变小3例。所累积的颈椎以C5-6最多计45例,C6-7有15例，累积3个以上颈椎者5例。5例疑有椎间盘突出者作了CT检查，发现4例有不同程度的椎间盘突出。
2 治疗方法
2.1推拿手法施术时患者一般取坐位，年老体弱者取俯卧位。
2.1.1疏通气血：以点拿揉捏的手法进行，用拇指及食指点按患者的风池穴，另手扶患者的额部，同时两手相对用力，慢慢轻提头颅约半分钟，继之以拿法和揉法施术于项部肌群和韧带，以患侧为主。手法宜轻到中等度，时间约5nin。
2.1.2舒筋活络：术者以拿法对患者外侧的斜方肌、提肩胛肌、冈上肌及其深层的肌肉和韧带进行施治2～3nin，接着点缺盆、风府、天宗、肩井等穴位约2min，点肩井穴力度宜大，先后用肘及两拇指自上而下点背部两侧的夹脊穴。
2.1.3解除痉挛松弛筋肉：术者应用滚法施治于颈项部、肩背部及上肢肌肉和韧带约5min，使其得到充分的放松，随后点曲池、手三里、内外关、落枕、合谷约3min，最后拔伸患者手指，轻抖双上肢。
2.1.4松解粘连：术者一手扶患者头顶，一手在病变颈椎的横突、棘突间用拇指弹拨手法松解粘连，接着一手扶肩部，另一手拇指在肩胛骨周围，尤其内上角的肌肉韧带附着点进行弹拨与刮揉，以患侧为主，时间约5min。
2.2颈椎松动术颈椎的关节松动术有：颈椎棘突垂直按压术，横突垂直按压术，侧推棘突术，屈伸、侧屈、旋转摆动术，分离牵引和第一肋尾向推压术等，根据患者情况选择其中一种或几种。如椎动脉型颈椎病，头晕、头痛、恶心严重时，先做分离牵引1～2次，症状明显缓解后(约5-6次)，可逐渐增加屈伸摆动和旋转摆动。头沉不清、头痛显著时，第一肋尾向推压术有明显效果。
一次施术时间约20～30nin，每日1次，10次为1个疗程。治疗期间指导患者进行功能锻炼，并嘱其改变高枕习惯及避免长时间低头作业。施术中对3例伴有严重心脑血管疾病者及l例寰椎和枢椎侧关节增生明显的椎动脉型患者手法要轻，且免做颈椎松动术。对痛点明显的部位及患侧作为治疗的重点，但健侧上背部及上肢也进行整体施治。
3 治疗结果
根据纪要确定。痊愈：自觉症状和阳性体征消失，颈部活动正常，恢复正常工作；基本痊愈：自觉症状和阳性体征基本消失，但低头过久有不适感，能够参加正常工作；好转：自觉症状减轻，阳性体征部分消失，颈部活动受限程度减轻；无效：症状和体征无改善。
结果见表1。由表1看出经2～3个疗程治疗后，痊愈占43.5％。其中颈型痊愈数为8例.神经根型痊愈数为16例，分别占该型总病例数的88.9％和53.3％，总有效率为95.16％，椎动脉型和交感型效果次之，脊髓型和混合型效果较差。
4 作用机理探讨
颈椎病治疗方法很多，其中非手术疗法是颈椎病治疗的基本方法，而手法治疗颈椎病又是中医学的优势，其显著的疗效正日益受到临床医师高度的重视和应用。手法治疗在我国有悠久的历史，但至今大多数临床医生只是临摹手法，对颈椎结构、生理功能及手法治疗颈椎病作用机理不甚了解。只有了解其结构、功能、机理，方能有的放矢，更好地发挥治疗作用。
4.1颈椎基本构造颈椎作为脊柱系统的一部分，有其共性，正常脊柱运动一方面靠神经、肌肉和韧带作用；另一方面靠骨骼和关节的结构，这些因素的协调一致是胜任人体各种活动的重要条件。即脊柱内外平衡。颈椎也包括两个系统，内源性静力支持系统和外源性动力活动系统。内源性静力支持系统又称为静态脊柱，它是由颈段的各个功能单位重叠集合而成。7个颈椎骨形成颈椎的前凸部，每两个相邻的椎骨及其间的组织构成一个功能单位，每个功能单位是由颈椎间盘、2个钩椎关节、2个关节突5个支点及韧带、关节囊等组成。每个功能单位的5个支点，随颈椎屈度形成5条颈椎力线，其作用是稳定颈椎并支持头颅，这是一种静态的稳定和支持。5条力线中椎间盘力线为主要的负重力线，这条力线是由椎间盘(尤其是髓核)的膨胀弹力(使两椎体分离)和椎体周围韧带的紧张弹力(限制了椎体分离1所维持的，这两种方向相反的力使椎间盘力线保持最大稳定，以确保颈椎的稳定。
外源性动力活动系统是由颈椎周围肌群组成的一个闭合性动力活动系统，颈椎周围各组拮抗肌群从不同的方向牵拉颈椎，是颈椎产生各方向活动的动力源。本系统除产生颈椎各方向活动外，亦可稳定颈椎，故可成为外源性稳定系统。正常生理状态下内外系统处于平衡状态。
4.2本病发病机制颈椎间盘退变是颈椎病发生和发展的根本原因。而颈椎生物力学失衡是颈椎退变的主要机制，颈部肌肉软组织系统长期反复持久的劳损与刺激，导致颈肌减弱，动力系统失衡，然后引起由颈部椎体、韧带、椎间盘组织构成的静力平衡系统的失衡，最终导致整个颈椎系统生物力学功能的紊乱，颈椎稳定性丧失，出现颈椎间盘的退变，继则造成纤维环的破裂和髓核的突出，出现一系列复杂多变的颈椎病临床表现。
4.3手法治疗机理
4.3.1调整外源性系统平衡的手法机理：颈椎病的发病首先是外源性动力系统失衡，肌肉软组织病变，针对这种情况，应用理筋类手法(各式软组织推拿手法)作用于颈部，以清除水肿、炎症、并解除痉挛、肌紧张，以调整外源性动力系统失衡的拮抗肌群，达到舒筋通络之目的。
处于持续痉挛和肌紧张状态的颈肌，容易使颈椎处于失稳状态，并将影响颈椎失稳复位后的恢复。“痛则不松，松则不痛”就是在某种意义上说明肌肉紧张和疼痛的关系，很多非手术治疗都针对肌紧张而采取放松肌肉的治疗方法。疼痛―肌紧张、肌紧张―疼痛，这是恶性循环；肌放松―疼痛减轻、疼痛减轻一肌放松，这是良性循环，消除原发痛点与解除肌紧张成了各项非手术治疗的关键。
4.3.2调整内源性系统平衡的手法机理施祀提出颈椎病发病“先动后内”，“动力失衡为先，静力失衡为主”。对内源性静力支持系统的调整大多用颈椎松动术来实现，临床上以旋转法为主要手法。手法作用力在外源性动力活动系统四周肌群放松的前提下，直达内源性静力支持系统中的5条力线，以拔伸椎间盘力线；活动关节突及钩锥关节力线，使其于弹性限制位与解剖限制位之间，以纠正颈椎松弛或失调的力线。姜宏在实验中观察到，多数手法可不同程度地降低椎体、椎间盘、小关节与韧带的应变(应力)与位移，提高其刚度，从而调整了颈椎的静力性平衡，增强了颈部的稳定性。手法后颈椎上述生物力学的调整与改变，又可视为骨错缝、筋出槽得以纠正的前因后果。适宜的手法虽可不断调整颈椎病患者所受的异常力学环境，但值得注意的是，对脊髓型颈椎病患者或霍夫曼氏征阳性患者，如需手法，临床上应作理筋手法，不作颈椎松动手法。
椎间盘是颈椎承载系统中最为关键的部分，椎间盘的宏观力学行为具有粘弹性。有研究表明，椎间盘的蠕变和髓核与纤维环所受应力的重新分布有关，其过程不仅包含着结构的变形，而且也包含着液体的自由交换。其中，水分子向髓核中运动对椎间盘粘弹性的维持具有重要意义。人体椎间盘的蠕变特性，在很大程度上和椎间盘的含水量有关。即髓核含水率越少，蠕变速率越大，蠕变幅度越大，颈椎保持平衡的稳定性能越差。
在研究中发现，旋转手法可使椎间盘蠕变速率降低7-13％，平衡时间延长5min，应力松弛率降低10％，载荷平均下降3％，即产生与椎间盘退变逆向变化的蠕变松弛特性。但异常高应力环境却是导致椎间盘退变的重要因素，由此可见，力学上异常受载是椎间盘退变的重要原因。对此，临床上要恰当地掌握手法的力度。避免反复手法、重手法或长期反复手法。
韧带的生物力学特性范文5
【关键词】 胫骨内侧平台骨折 有限元分析
合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折是一种较严重的平台骨折，发生率约占胫骨平台骨折的10％［1］。这种骨折不仅在内侧平台有较大的骨折块，还有外侧平台、髁间棘的骨折以及韧带松弛而合并膝关节的半脱位，往往需手术治疗。但是手术复位固定较困难，目前已有很多固定方法，如内侧双钢板(MDP)、双侧双钢板(BDP)、外侧锁定钢板+拉力螺钉(LLP)、内侧T型单钢板+拉力螺钉（MSP）等，哪种方法更好仍在不断的实践和研究中。Jiang等［1］用生物力学测定的方法比较了以上4种不同内固定方法的稳定性，认为MDP最可靠，LLP最差。本研究采用有限元分析方法比较了这4种内固定方法的稳定性。
1 材料和方法
1.1 材料
1.1.1 胫骨 Synbone人工骨，型号1118，瑞士Synthes医疗器械有限公司。
1.1.2 内固定器材 4.5系统不锈钢“T”型支撑钢板及螺钉及3.5系统钛合金有限接触动力加压钢板（LC-DCP）、螺钉，武进医疗器械公司。微创内固定系统（LISS），瑞士Synthes医疗器械有限公司。
1.1.3 三维有限元模型建立的硬件设备及软件条件 DELL PRESIONTTM 650工作站。医学影像控制系统Mimics 10.0（Materiaise′s Interactive Medical Image Control System， UK)；有限元分析软件ANSYS 10.0；计算机辅助设计软件Pro/Engineer 2001；绘图软件Auto CAD 14.0、3D MAX 6.0、CINEMA 4D 9.0；图像处理软件Photoshop 10.0。
1.2 方法
1.2.1 有限元模型的重建 对一完整的Synbone人工骨的胫骨（型号1118）进行CT（西门子CT扫描机）断层成像。在CT成像过程中，将扫描对象置于扫描视野中心，保持纵轴方向不动，扫描条件为：140 kV，320 mA，层厚1 mm。扫描范围从胫骨平台到胫骨远端1/3，得到CT图片，在Mimics中转化为数字信号，处理后生成合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折三维CAD模型并输出，见图1。
图1 合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折
三维CAD模型多视角截图
1.2.2 4种内固定后模型的三维重建 以绘图软件Auto CAD、3D MAX、CINEMA 4D等重建内固定物，外形尺寸数据由内固定物的生产商（瑞士Synthes医疗器械有限公司，江苏武进医疗器械公司）提供。将上一步的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折的三维CAD模型导入Pro/Engineer 2001中，将两部分按实际相对位置和尺寸比例相结合，螺钉在胫骨内部的部分也完全按原比例结合，最终生成三维CAD模型，储存时的几何精度与第一步的三维重建模型相同，以确保不损失数据。
1.2.3 4种内固定方法生物力学性能的ANSYS分析
1.2.3.1 网格划分 将上一步最终生成的CAD模型导入ANSYS软件，采用ANSYS前处理系统，胫骨选择SOLID98号单元，钢板采用PLANE42号单元，螺钉采用LINK8号单元，划分网格，高应力区自动网格加密处理，获得合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折不同固定方法的有限元模型。
1.2.3.2 接触条件 骨骼视为正交各向同性材料，其他所有材料均为弹性材料。拉力螺钉在胫骨平台及胫骨干内为完全固定，摩擦系数为0.3， 骨折界面摩擦系数亦为0.3，微创内固定系统（LISS）钢板与螺钉间为刚性连接。
1.2.3.3 载荷及边界条件 将固定后的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折三维有限元模型远端固支，即远端各节点在X、Y、Z轴上的位移为0。以500、1000、1500 N的纵向静载荷分别进行加载。
1.2.3.4 生物力学性能分析 对不同固定方法固定后的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折有限元模型分析胫骨近端的应力分布，得出最大应力值。
2 结 果
2.1 应力分布 各模型加载500、1000、1500 N后胫骨近端的应力图见图2，最大应力值及其集中部位见表1。从这些结果可以看出，4种固定方法固定后的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折最大应力分布区域均位于内侧骨折块内。
2.2 应力值 4种固定方法的最大应力值在不同载荷强度下均依次为LLP＞MSP＞BDP＞MDP，LLP固定的最大应力值是其他3种固定方法的2.8～6.3倍。
3 讨 论
合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折多由高能量的内翻应力和轴向应力所致，骨折累及包括部分外侧平台、髁间棘及整个内侧平台在内的大块区域，通常都伴有一个较大的内侧或后内侧的“关键骨块”［1］。由于前后交叉韧带的附着点分别位于髁间棘偏内及后方，因此虽然此型骨折中股骨髁与内侧平台骨块相互关系仍可保持一致，但外侧平台可因失去了交叉韧带的控制而向外上方移位，导致膝关节半脱位。这种骨折非常不稳定，预后也较其他类型的平台骨折差［1-2］。其原因不仅包括骨折时较多的软组织合并伤，也很大程度上与这种骨折的复位固定较难、术后并发症较多有关［3］。这种骨折的处理较难，手术要恢复骨与关节正确的解剖关系，并给予可靠的固定，以利于膝关节早期活动。虽然文献报道有多种治疗方法可供选择，但钢板内固定仍是最有效的治疗方法［1］。
转贴于 目前临床上最常用的方法是通过髌旁内侧入路使用支撑钢板结合前后位拉力螺钉固定，这种方法虽然可经单一切口完成骨折固定，但是其对于后内侧骨块的复位及固定均有一定难度。由于膝关节屈曲时平台后内侧的剪切应力较大，如果这些骨块复位不佳或固定不稳均容易导致内侧股骨髁向后下方半脱位，将严重影响膝关节的功能［2］。为了解决这些问题，可采用内外侧双切口联合入路的方法。由于人体正常步态周期中膝关节应力的60％～75％由内侧平台承载，加之下肢的解剖轴线及机械轴线均位于膝关节内侧方，因此内侧平台骨折的移位趋势主要是内翻下沉移位。根据这一特点，内侧双钢板技术被应用于合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折的治疗。这项技术仍然使用后内侧切口防滑钢板对后内侧骨块进行复位固定，同时为了增加对内侧干骺端的支撑，更有效地对抗内翻及轴向应力，将以往外侧的支撑钢板应用于前内侧［1］。此外LISS由于钢板与螺钉锁定后具有角稳定性，因而可以防止干骺端骨折或累及胫骨内侧髁骨折后的内翻塌陷。
本研究中4种方法固定后胫骨近端的应力分布结果表明：MDP固定后的应力最小，其后依次为BDP与MSP，而LLP固定的应力最高。根据骨折固定的生物力学原理，作用在胫骨平台上的应力主要由刚度较高的内固定物承担。MDP和BDP固定中2块钢板在不同平面上对内侧骨折块进行固定，在这种双柱固定方式中，应力可以通过2块钢板和较多的螺钉均匀分散，从而大大减少了应力集中。MSP固定时内侧应力的传递主要有2种途径：一是经钢板跨过干骺端传递至胫骨干，二是通过螺钉将应力传递至外侧平台及外侧干骺端。由于其应力仅由1块钢板及相对较少的螺钉承担，因此每一承载单元的应力明显高于MDP和BDP 2种双柱固定方法。而LLP固定时内侧应力大部分是经过作用在内侧平台的锁定螺钉及拉力螺钉传递至外侧平台及外侧干骺端，小部分经由骨折接触面传递至胫骨干，由于其承载部位更为有限，因此每一承载单元的应力极高。这种高应力必然导致骨折端的高应变，从骨折愈合角度来讲，这种高应变不利于骨折局部骨痂的生长。本研究中选用的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折模型仅是一种相对理想化的模型，临床上此型骨折还可能伴有干骺端的粉碎和后内侧的劈裂等，这些病理变化又加重了骨折端的不稳定。通过有限元分析的结果可以看到，LLP固定由于承载部位有限而导致应力较高，因而从生物力学角度看，并不适用于合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折；在局部软组织允许的条件下，MDP固定是治疗合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折较理想的固定方法。
有限元分析是一种新兴的虚拟现实技术，在医学研究中应用的可靠性已得到公认［5］，近年来， 有限元分析方法开始越来越多的被用于骨折内外固定方法的生物力学评价中［1，6］，为临床选择有效的固定方法提供了实验依据。
本研究中三维有限元模型的建立采用CT扫描技术，通过对Synbone人工骨结构的扫描，利用ANSYS软件重建胫骨近端的有限元模型，在此基础上制备的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折三维有限元模型进行生物力学数据分析。由于这种人工骨是完全按照人体骨的形态结构制备的，因此其扫描后骨的组织结构和构成比例也与人体骨相似，赋予人体骨的特性参数后完全符合实验需要。
由于腓骨对应力分散作用的影响较小，仅占4.6%左右［1］，因此在分析中我们忽略了腓骨的作用。膝关节在正常生理活动中要承受弯曲、扭转、剪切、压缩等不同类型的复杂应力，其在不同步态周期及运动状态下力的作用类型与大小又有很大差异，但垂直压缩应力是导致骨折块移位及内固定失效的最主要成分，因此实验中我们仅对胫骨平台施加了垂直方向的静载荷，以观察不同固定方法固定后胫骨近端的应力分布情况，不同步态周期及运动状态下的作用结果还有待进一步的研究。
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韧带的生物力学特性范文6
【关键词】 锁骨钩钢板；喙锁韧带修复；肩锁关节脱位
DOI：10.14163/ki.11-5547/r.2016.29.048
肩锁关节脱位是临床较为常见的损伤， 占肩部损伤的12%， 受伤机制一般是由于肩峰外侧受到直接冲撞所致。Allman[1]按肩锁韧带和喙锁韧带的损伤程度把肩锁关节脱位分为3度：Ⅰ度：肩锁关节的挫伤， 无韧带断裂；Ⅱ度：肩锁关节囊和肩锁韧带断裂， 喙锁韧带部分断裂， 锁骨远端半脱位；Ⅲ度：肩锁和喙锁韧带均完全断裂， 锁骨远端完全脱位。Ⅰ度和Ⅱ度可以保守治疗， 三角巾悬吊， 或者弹力绷带压迫。但是Ⅲ度损伤非手术治疗很难奏效。传统的手术方法包括交叉克氏针或钢丝张力带等内固定， 但是存在复位不满意， 内固定易松动， 且有限制肩锁关节微动特性等的缺点。本科应用锁骨钩钢板联合喙锁韧带修复治疗36例AllmanⅢ度肩锁关节脱位， 疗效确切， 现报告如下。
1 资料与方法
1. 1 一般资料 选择本科2009年1月～2014年6月收治的36例新鲜AllmanⅢ度肩锁关节脱位患者， 其中男25例， 女11例；年龄26～58岁， 平均年龄35.4岁；左侧21例， 右侧15例；均有肩部外伤史， 多为直接撞击和高空坠物砸伤；入院时患肩肿胀、疼痛， 肩锁部隆起、弹性制动， 肩关节外展受限；术前X光片显示锁骨远端高出肩峰>1.0 cm， 锁骨与喙突间距>0.5 cm；损伤至手术时间：伤后2～7 d， 平均时间3.5 d。
1. 2 手术方法 麻醉成功后， 患者取仰卧位， 伤肩垫高， 划线笔标记肩峰、锁骨远端、喙突， 沿锁骨远端绕肩峰做一弧形切口， 长约4～7 cm， 切开锁骨远端附丽的肌肉组织， 骨膜下剥离， 显露肩锁关节及锁骨远端。检查关节软骨盘是否碎裂， 切除碎裂的软骨盘， 保护肩锁关节囊， 向外侧剥离暴露喙突， 找到喙锁韧带的两个断端， 分别用不可吸收线“8”字缝合， 暂不打结。将上臂向上， 手指下压锁骨外端， 肩锁关节复位， 用布巾钳临时固定， 止血钳分离肩峰后下方软组织， 探明肩峰下缘后， 试安装锁骨钩钢板可塑型模板。依据模板选择不同型号的钩钢板， 同时可以塑形， 将尖钩插入肩峰后下方， 以钩部紧贴肩峰下缘骨质， 同时锁骨远端低于肩峰1～2 mm为宜。钢板体部用3枚螺钉与锁骨远端固定在一起， C臂机检查脱位已复位， 将提前缝合于喙锁韧带两断端的不可吸收线打结， 缝合肩锁关节囊， 修补肩锁韧带， 逐层缝合手术切口。本组所用锁骨钩钢板均为以瑞士内固定学会（AO/ASIF）为代表的插入式锁骨钩钢板。
1. 3 术后处理 术后第1周肩肘吊带保护；术后第2周间断去除肩肘吊带肩关节功能锻炼；术后第3周去除肩肘吊带肩关节功能锻炼；术后第6周可日常生活；术后第10周可回归工作岗位；术后8～10个月将内固定取出。
1. 4 疗效判定标准 肩关节功能依据Herscovici标准[2]进行评定， 优：肩部不痛， 活动不受限；良：轻度疼痛， 日常工作略有影响， 肩关节活动稍受限；可：肩部中度疼痛， 日常工作较多影响， 外展45～90°；差：严重疼痛， 不能工作， 活动范围
2 结果
本组36例患者术后均获得12～24个月随访， 平均随访15.3个月。术后第10周均回归工作岗位。本组患肩功能恢复结果：优24例， 良9例， 可2例， 差1例， 优良率为91.7%。手术切口均一期愈合， 2例患肩遗留疼痛， 1例钩钢板螺钉翘起， 肩锁关节半脱位， 外展功能差。
3 讨论
3. 1 术中注意事项 ①修复喙锁韧带：锁骨钩钢板治疗肩锁关节脱位， 疗效满意， 但钢板去除有复发的可能， 对损伤的喙锁韧带需全面修复， 必要时重建[3]。作者也认为肩锁关节脱位长期复位的维持仍然靠喙锁韧带的修复， 内固定仅提供暂时的复位保证， 如果不修复将导致去除内固定后肩锁脱位复发。本组36例患者均修复喙锁韧带， 用不可吸收线在韧带两个断端均行“8”字缝合不打结， 在肩锁关节脱位用锁骨钩钢板固定后再打结， 实现了韧带的双“8”字固定， 同时避免了内固定完成后修复韧带操作空间不足的局限性；②术中必须良好显露肩锁关节面， 清除破碎的关节软骨盘， 否则会导致创伤性肩锁关节炎；③锁骨钩钢板个体化塑形[4]：钩钢板依据肩峰厚度的不同， 有不同的型号， 有左右之分， 依据模板选择合适型号的钩钢板， 同时可适当塑形， 如果所有患者均采用同一种型号， 则可能发生钢板钩尖与肱骨头撞击， 肩关节活动时产生疼痛；④钩钢板的设计符合肩锁关节生物力学特性， 固定后可以微动， 长期的微动应力可能导致固定钢板的螺钉松动， 而使钢板翘起[5]， 因此每一枚螺丝钉的固定都应实现双皮质固定， 使螺钉的把持力更强， 当然螺钉也不宜过长， 否则易损伤锁骨下血管和神经。
3. 2 传统的克氏针加张力带内固定的缺点 ①肩锁关节是微动关节， 肩锁关节脱位复位后， 由于各方向肌肉的牵拉， 存在剪力的持续作用， 导致克氏针移动脱出， 内固定失败；②克氏针需贯穿肩锁关节面， 它的直径过细， 强度不够， 直径过大， 造成关节软骨盘的损伤而发生关节炎；③在克氏针固定中， 如果尾端未折弯， 可能使克氏针游走于胸腔或纵隔， 发生致命危险， 针尾向外退出戳顶皮肤引起疼痛， 甚至穿出皮肤， 发生感染。
3. 3 锁骨钩钢板内固定的优势 ①锁骨钩钢板有不同的型号， 同时可以预弯， 符合不同人群肩峰厚度不一的解剖特点， 肩峰下关节外放置钢板尖钩， 尖钩位于肩峰后下方， 符合杠杆原理， 肩峰和锁骨远端之间力量平衡， 喙锁韧带在无张力情况下愈合， 为韧带愈合提供了稳定的力学环境， 促进了韧带的坚强愈合；②锁骨钩钢板固定后允许肩锁关节有一定的微动， 是静力学和动力学固定的完美结合， 患者可早期肩关节功能锻炼， 避免了长期制动导致的肩关节粘连和肌肉萎缩；③钢板尖钩不干扰肩锁关节软骨盘， 避免了发生创伤性肩锁关节炎的风险。④该术式创伤小， 易于操作， 符合生物力学原理， 是治疗肩锁关节脱位的一种理想方法。
参考文献
[1] 王亦璁. 骨与关节损伤 . 北京：人民卫生出版社， 2007：809-814.
[2] Egol KA， Connor PM， Karunakar MA， et al. The floating shoulder： clinical and functional results. J Bone Joint Surg Am， 2001， 83（8）：1188-1194.
[3] 张根民. 骨折诊治失误分析及对策. 北京：人民卫生出版社， 2009：178-184.
[4] 陈涛， 叶猛， 郭远清， 等. 肩峰形态的CT观测及其与锁骨钩状钢板的匹配性研究. 中华创伤骨科杂志， 2012， 14（1）：11-14.