韧带的生物力学特性范文

导语：想要提升您的写作水平，创作出令人难忘的文章？我们精心为您整理的13篇韧带的生物力学特性范例，将为您的写作提供有力的支持和灵感！

篇1

脊柱的生物力学试验可以通过体内和体外试验两种方式进行。近年来有限元分析法作为一种骨科生物力学的研究方法越来越受到关注。有限元分析不仅能模拟脊柱的各种运动方式，还能模拟正常人、患者和手术后的脊柱外形，从而计算出相应的各个结构的受力和位移情况。腰椎的有限元模型可以为骨质疏松椎体弥补以上试验的不足，为骨质疏松椎体的生物力学试验提供良好的试验模型。拟建立包含多个完整的功能脊柱单位（Functional spinal unite，FSU）骨质疏松腰椎的三维有限元模型，模型包括四个椎体和三个个椎间盘。模型将用于骨质疏松的椎体的治疗评价的生物力学试验。

1 资料与方法

1.1  一般资料：①志愿者1名：根据国人解剖学数值选取1个有代表性的健康成年男性志愿者，35岁，身高175 cm，体重73 kg；②General Electrics 64层螺旋CT机；③计算机工作站：Intel（R）Xeon（TM）CPU 3.00 G 双核四节点（8 cpu），内存：16 G，硬盘：320 G；④医学图像处理软件Mimics 10.0（Materialise's interactive medical image control system 10.0）：一款由比利时Materialise 公司开发的介于医学与机械领域之间的一套逆向软件，可以快捷的将CT或是MRI的断层扫瞄的二维图像转化为机械领域中CAD/CAM软件或完全的三维模型；⑤有限元分析软件MSC.PATRAN 2005：MSC.PATRAN最早由美国宇航局（NASA）倡导开发的，是工业领域最著名的并行框架式有限元前后处理及分析系统，其开放式、多功能的体系结构可将工程设计、工程分析、结果评估、用户化身和交互图形界面集于一身，构成一个完整CAE集成环境；⑥有限元分析软件ABAQUS：ABAQUS由美国公司开发，是世界知名的高级有限元分析软件，其解决问题的范围从相对简单的线性分析到许多复杂的非线性问题。ABAQUS包括一个十分丰富的、可模拟任意实际形状的单元库。

1.2  方法与步骤：模型的建立：①螺旋CT扫描：采用General Electrics 64层螺旋CT对已经选定的对象进行螺旋扫描及断层图像处理。扫描时志愿者采取仰卧位静止不动，尽量保持扫描断面与身体长轴垂直。扫描参数如下：层厚0.699 mm，球管电流200 mA、电压120 kV。②CT图像处理及保存：在CT工作站中，通过调整图灰度、增加对比度等，对图像观察细节进行处理，得到清晰的骨窗断层图像，并将其保存为DICOM格式，刻录为光盘保存。③CT图像处理及胸腰段三维图像的重建：将DICOM格式的图像数据导入三维重建软件Mimics。在MIMICS中逐层分割提取已选取的CT图像，去除骨骼周围软组织图像，尽量把胸腰椎T11～T12～L1～L2段从背景中分割。得到处理后每一个断层的CT图像，然后重建出胸腰段的三维图像。④胸腰段椎体三维实体模型的建立和光滑处理：把生成的三维图像数据导入Magic rp软件，利用Remesh模块对模型进行光滑处理，生成光滑和几何高度近似，具有较好面网格质量的模型以便导入Patran前处理软件，构建有限元模型。⑤胸腰段三维模型的前处理：将优化的面网格文件导入MSC Patran前处理软件，生成正常T11～T12～L1～L2段椎体的四面体单元。并在体单元的基础上根据解剖结构的材料属性不同，把椎体分割成皮质骨、松质骨、椎体后部3个部分，其中皮质骨厚度约为1～2 mm。⑥T11/T12、T12/L1、L1/L2椎间盘的建模过程：在已有的椎体四面体单元的基础上生成椎间盘和终板模型，采用六面体单元划分。椎间盘髓核被模拟为不可压缩的体单元（Hybird）。髓核的体积约占椎间盘体积的35%～45%，靠近中后部1/3。椎间盘的上下表面由1.0 mm 厚的软骨终板构成。⑦关节突关节、椎间盘纤维、韧带的建模过程：选择关节软骨，并把关节软骨层的表面接触选用面-面接触单元模拟（无摩擦的滑动表面接触单元），关节囊使用三维Truss单元模拟。纤维环纤维由只承受拉应力的Truss单元构建，纤维在环状体中呈剪刀状方式走行，并与椎间盘平面成平均25°～40°的夹角。有限元模型包含的前纵韧带、后纵韧带、棘上韧带、棘间韧带、横突间韧带以及黄韧带均采用只受拉力Truss单元模拟。⑧赋予各结构材料学参数：对整个胸腰段有限元模型单元材料相关属性进行设定，构建与实际模型在材料参数和力学行为上相吻合的三维有限元模型，其中纤维、韧带、关节囊为只受拉应力的线弹性材料。各部位的材料属性见表1。

表1  正常胸腰段有限元模型的材料参数

结构弹性模量（MPa）泊松比截面积（mm2）皮质骨    12 0000.30

松质骨1000.2

关节软骨100.4

L5-椎体后部3 5000.25

终板1 0000.4

椎间盘纤维环基质4.20.45

椎间盘髓核0.20.4999

纤维环纤维500非线性

前纵韧带200.33 8.0后纵韧带700.320.0黄韧带500.360.0棘间韧带280.335.5棘上韧带280.335.5横突间韧带500.310.0关节囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41

骨质疏松的材料模型为在正常模型材料参数的基础上，皮质骨、终板、后部结构模量减少33%，松质骨减少66%，同时考虑髓核脱水，弹性模量增加1倍，其他结构保持不变。见表2。

表2  骨质疏松胸腰段有限元模型的材料参数

结构弹性模量（MPa）泊松比截面积（mm2）皮质骨    8 0400.30

松质骨340.2

关节软骨100.4

L5-椎体后部2 3450.25

终板6700.4

椎间盘纤维环基质4.20.45

椎间盘髓核0.40.4999

纤维环纤维500非线性

前纵韧带200.338.0后纵韧带700.320.0黄韧带500.360.0棘间韧带280.335.5棘上韧带280.335.5横突间韧带500.310.0关节囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41

2 结果

正常脊柱胸腰段三维有限元模型已经建立起来。完整的脊柱胸腰段三维有限元模型包括共276 580个四面体单元，8 532个六面体单元，673个杆单元，总计共95 219个结点。见表3。

表3  正常胸腰椎有限元模型的单元划分

结构单元类型数量节点

95 219椎体骨四面体单元276 580椎间盘、终板六面体单元8 532韧带、关节囊、纤维三维杆单元673

建成后的三维有限元模型与实体组织具有良好的几何相似性。

完全按照上述步骤我们利用有限元软件Patran前处理功能，对不同组织的物理特性进行定义，皮质骨、终板、后部结构模量减少33%，松质骨减少66%，同时考虑髓核脱水，弹性模量增加1倍，其他结构保持不变。基本符合真实的生物力学要求，真实模拟了骨质疏松椎体的材料特性，成功建立了T11～L1的骨质疏松有限元模型。见图1。

图1  建立关节囊、纤维、韧带的正常胸腰段脊柱有限元模型

3 讨论

1974年，Belytschko首先将有限元分析法应用于脊柱力学研究，建立二维椎间盘模型，标志着有限元在骨科生物力学分析中应用的开端[1]。Liu等在1975年首次提出三维有限元模型，将其用于椎间盘生物力学研究并将理论结果与试验结果进行了比较。由于有限元法在求解过程中条理清晰，步骤同一，通用性强，特别适合计算机仿真计算。随着电脑软硬件技术的发展，有限元法在骨结构生物力学及医疗研究中愈显重要且前景广阔。

有限元分析不仅能模拟脊柱的各种运动方式，还能模拟正常人、患者和手术后的脊柱外形，从而计算出相应的各个结构的受力和位移情况。脊柱某些结构的外在位移用普通试验方法容易测得，但内在应力的改变则需要复杂的测试技术，利用有限元分析能够精细地得到模型内部地受力变化。这比外在位移来说更具有深远地意义。而计算机技术的进步及功能完善的专用软件的问世，为确保有限元模型的精确性奠定了基础。现今的研究成果使有限元模型不仅能逼真地模拟椎骨、椎间盘，还能将脊柱周围的韧带、肌肉直接或者间接地加入模型，使模型更加真实完善。正因为如此，近年来有限元分析法作为一种骨科生物力学的研究方法越来越受到关注。有限元模型最大的优势在于可以反映集体内部的应力变化情况，这是其他试验方法难以做到的。

3.1  骨质疏松腰椎三维有限元模型的建立：有限元建模有多种方法，由于人体结构的不规则性，同时CT、MRI机器普及，图像建模的方法比较适合于临床生物力学的研究，目前多数临床相关的研究是通过此方法建模的[2-3]。

在本试验中，我们采用General Electrics 64层螺旋CT对已经选定的对象进行薄层螺旋扫描及断层图像处理。得到清晰的胸腰段椎体骨窗断层图像，并将其保存为DICOM格式，再将DICOM格式的图像数据导入三维重建软件Mimics。这样通过CT建立的胸腰段椎体有限元仿真模型与真实的胸腰段脊柱在几何上就近似人体骨形态。并且我们建立的是四面体椎体模型，四面体相比六面体，对复杂几何体的形状拟和较好。脊柱六面体有限元模型和本课题建立的四面体椎体加六面体椎间盘的胸腰段有限元模型示意图：见图2～3。

图2  脊柱六面体有限元模型

图3  胸腰段六面体、四面体混合有限元模型

另外，由于韧带从生理结构上，只承受拉力作用，不受压力作用，因此，本试验中采用只受拉力作用的线弹性材料模型，采用三维杆单元模拟，一定程度上符合韧带的生理特性。由于CT无法建立椎间盘模型（因为在CT上椎间盘的灰度和周围软组织的灰度重叠无法取值）且椎间盘结构复杂，文章根据椎间盘的生理结构，通过CAD构建了简化的椎间盘模型。椎间盘被固定在相邻的椎体之间，分散来自椎体的压力，通过与双侧软骨终板结合的纤维环和髓核使椎体间具有一定的活动度。

3.1.1 三维胸腰椎体几何模型的准确性：我们研究所建立的有限元模型是骨质疏松椎体压缩性骨折好发的脊柱胸腰段，更符合临床实际情况。模型的建立选择健康成年人的胸腰段脊柱作为基础，应用螺旋CT扫描获得胸腰段脊柱的详细轮廓数据，经Materialise Mimics逆向处理软件，建立胸腰段脊柱的三维实体模型。本研究采用基于CT原始数据的先进逆向建模技术，解决了CAD传统正向建模技术无法构建骨骼等复杂几何体的问题，从而保证了几何高度近似，为下一步的研究提供了良好的三维模型。

3.1.2 三维胸腰椎体网格模型的优点：在对胸腰椎体进行网格划分时，考虑到椎体的几何复杂性，对椎体采用自适应四面体网格划分方法，并对在着重考察和形状非常不规则的区域进行网格细化处理，保证了网格模型和几何模型的高度近似性。因此，本研究的网格模型更加细化和逼真，保证了计算的准确性。同时对于椎间盘模型，采用六面体模型，保证了椎间盘纤维模型的合理构建。采用椎体骨四面体和椎间盘六面体的复合网格模型，即保证了网格模型的几何逼真，又保证了胸腰椎各解剖部位的合理构建，为胸腰椎生物力学的研究提供了良好的网格模型。

3.1.3 胸腰椎模型材料属性的可靠性：因为试验条件的限制，本研究胸腰段脊柱有限元模型各部位的材料属性及基本参数采用了国外学者在胸腰椎材料力学研究中的试验结果，并已被不同研究学者引用进行胸腰脊柱的有限元模拟分析[4-6]。虽然因为研究的方法、试验的条件以及力学标本来自不同地区人种的关系，不同研究学者的材料试验造成材料属性有所偏差，但是本研究采用同一学者的研究结果，对不同模型进行力学分析，从纵向上进行定性比较分析，是合理的。

3.2  胸腰椎模型建立的临床意义：很多老年病如椎间盘退变，椎体的压 缩性骨折等都与老年性的骨质疏松有关，而很多的骨质疏松椎体的病因和治疗均与其生物力学有关，因此，分析不同的手术及创伤对骨质疏松的腰椎的影响是十分关键的。精确的生物力学试验可以帮助选择准确的植入物和手术方法，指导患者的术后康复和锻炼[7-8]。目前，很多学者通过有限元模型来进行骨科研究，并取得了好的成果[9-12]。本试验建立的有限元模型可以在计算机上随意的对椎体产生变形，可以模拟椎体骨折的模型，分析骨折后的生物力学变化，同时可对目前治疗骨质疏松骨折的新技术如椎体成型和后凸成型做比较，以及椎体疏松后内固定松动的问题，还可用于腰椎退变性滑脱，能够很好的模拟腰椎的生物力学试验。我们建立此模型想利用此模型观察骨质疏松椎体骨折后椎体成形后的相邻椎体骨折的问题，最近越来越多的报道认为这种骨折与椎体刚度和强度的增强有关。是否椎体成形术后的相邻椎体的骨折是由椎体的生物力学的改变引起，目前尚无定论。以往试验利用有限元的方法对椎体增强后的相邻椎体的生物力学进行了报道，但得出的结论不一致。这些生物力学试验均证明了椎体刚度的增强是目前相邻椎体骨折的原因[13-14]，认为相邻椎体的骨折与骨水泥增强椎体的弹性模量有关，但部分学者认为相邻椎体的骨折和椎体的增强没有关系[15]。我们将利用建立的有限元模型对目前比较关注的椎体成型手术后的相邻椎体的骨折问题进行进一步的探讨。通过更精确的模型来排除其他因素对增强椎体周围椎体的影响。

3.3  试验的局限性及展望：有限元模型材料参数的获得是通过生物试验得到的，但是到目前为止，退变组织的材料参数的获得对于我们模拟退变的三维有限元模型来说仍是个难以解决的问题，不同研究学者对材料属性的定义有所偏差。另外，虽然近年来建立的生物力学有限元模型越来越接近客观实体，并且对生物力学机制有更深入的理解和预测。但有限元法是一种理论性的分析，只有在更好地结合临床检测与试验观察之后，才能最真实地反映脊柱的受力状况，为疾病的发生、发展分析及疾病的治疗提供准确的参考。

今后，我们还将做深入的研究。包括进一步完善有限元模型的设计，特别是退变椎间盘和髓核的有限元模拟，并考虑肌肉力的影响；探讨KP治疗中骨水泥最佳的注射容积量；骨水泥在治疗椎中不同的分布对治疗椎体及相邻椎体的生物力学的影响；使用不同性质的骨水泥对脊柱的生物力学的影响；把有限元分析和生物试验的方法良好的结合起来。

本研究建立的骨质疏松腰椎三维有限元模型接近真实的生物力学标本，是理想的研究骨质疏松腰椎生物力学的数字化模型，可应用于胸腰段骨质疏松后凸成形术相关的有限元生物力学研究。

4 参考文献

[1] Belytschko T,Andriacchi rip,Schultz AB,et a1.Analig studies of forces in the human spine computational techniques[J].J Biomech,2002,6(2):36l.

[2] Ng HW,Teo EC,Lee KK,et a1.Finite element analysis of cervical spinal instability under physiologic loading[J].Journal of Spinal Disorders and Techniques,2003,16(1):55.

[3] Natarajan RN,Andersson GBJ.The influence of lumbar disc height and cross-sectional area on the mechanical response of the disc tophysiologic loading[J].spine,1999,24(9):1873.

[4] Polikeit A,Nolle LP,Ferguson SJ.The efect of cement augmentation on the load transfer in an osteoporotic funetional spinal unit:finite-element analysis[J].Spine,2003,28(10):991.

[5] Silva MJ,Wang C,Keaveny TM,et al.Direct and computed tomography thickness measurements of the human,lumbar vertebral shell and endplate[J].Bone,1994,15(3):409.

[6] Mosekilde L.Vertebral structure and strength in vivo and in vitro[J].Calcif Tissue Int,1993,53(1):121.

[7] Crawf RE,Keaveny TM.Relationship between axial and bending behaviors 0f tlle human thoracolumbar vertebra[J].Spine,2004,29(20):2248.

[8] Rohlmann A,Zander T,Bergmann G.Comparison of tlle biomechanical effects 0f posterior and anterior spine·stabilizing implants[J].Eur spine J,2005,l4(5):445.

[9] Imai K,Ohnishi I,Bessho M,et al.Nonlinear finite element model predicts vertebral bone strength and fracture site[J].Spine,2006,31(9):1789.

[10] Kazuhiro Imai,Isao Ohnishi,Seizo Yamamoto.In vivo assessment of lumbar vertebral strength in elderly women using computed tomography-based nonlinear finite element model[J].Spine,2008,33(1):27.

[11] Sairyo K,Goel VK,Masuda A,et al.Three dimensional finite element analysis of the pediatric lumbar spine Part Ⅱ:biomechanical change as the initiating factor for pediatric isthmic spondylolisthesis at the growth plate[J].Eur Spine J,2006,15(6):930.

[12] Chosa E,Totoribe K,Tajima N.A biomechanical study of lumbar spondylolysis based on a three-dimensional finite element method[J].J Orthop Res,2004,22(1):158.

篇2

【关键词】项韧带钙化;颈椎病

项韧带钙化是项韧带出现的一种钙化现象,正确认识这一病理现象对预防及治疗颈椎病意义重大,本文对210例项韧带钙化的X光四位片综合分析,结合临床和文献总结出项韧带钙化与颈椎病的形成密切相关,项韧带钙化可作为颈椎病的早期诊断,报告如下。

1 临床资料

1.1 一般资料本组210例,其中男121例,女89例,年龄41～79岁,平均年龄51.2岁。

1.2 临床表现颈部僵硬105例,颈后疼痛91例,上肢麻木131例,头痛39例,眩晕101例。

2 结 果

本组210例项韧带钙化者,其中193例颈椎椎体前后缘、钩椎关节等处有不同程度的骨质增生现象,47例有生理曲度的改变,89例伴有颈部不同程度的椎间盘膨出、突出表现,仅有2例为单纯的项韧带钙化,此2例年龄均为41岁,临床均以颈部僵硬一月以内为主诉就诊,其余208例患者均有一月以上病史,伴随有不同程度的颈椎病。

3 讨 论

3.1 项韧带的功能及钙化的意义项韧带有协助颈部肌肉支持头颈的作用,并有对抗颈椎屈曲保持颈椎挺直的作用,其主要功能为限制脊柱前屈。当项韧带受到拉伸负荷时,韧带变长;当拉伸解除后,胶原纤维在其周围弹力纤维的牵拉下,恢复其原有的弯曲结构。胶原纤维本身的伸展性较差,而项韧带内胶原纤维与弹力纤维有着微妙的比例关系,这样既允许椎骨间有一定的活动度,又参与了脊柱的稳定作用。多数学者认为:项韧带钙化可理解为项韧带超负荷的一种表现[1,2]。

3.2 项韧带钙化的病因及病理多数学者们认为项韧带钙化与创伤有关[3],外伤性的急性牵拉,头部过度前屈、持久低头工作或睡眠时枕头过高均可牵拉项韧带引起疲劳性损伤,肌轻微撕裂、出血、渗出、水肿,在不断损伤和修复的过程中,肌与肌、肌与韧带间发生粘连、挛缩、瘢痕、变形、硬化、局部微循环发生障碍,从而使大量的软骨细胞增生,甲苯胺蓝染色使胶原纤维及软骨细胞呈强阳性,强异染物质系酸性粘多糖,其主要成分是硫酸软骨素,研究表明其与钙盐的沉着密切相关。此外,软骨细胞具有合成碱性磷酸酶的能力,这也是基质钙化所必须的。项韧带钙化的上述病理改变表明它最终是朝着骨化的方向演变。

3.3 项韧带钙化与颈椎病的关系颈椎病是中老年的常见病和多发病,是由于颈椎椎体、椎间盘、钩椎关节、关节突关节及颈部软组织发生退行性改变而压迫或刺激颈部血管、神经根和脊髓引起的一系列临床症状。随着年龄的增长,颈椎发生退行性变、侧弯、旋转、椎间关节紊乱、失稳等状态下,此时颈椎的运动功能及生物力学特性发生了变化,椎体承受力量不均匀,项韧带负荷过重,受损伤的机会也增加,进一步加剧颈椎骨骼-肌肉系统的退变。颈椎生物力学失衡是引起颈椎病的重要原因。项韧带的代偿性拉长及剥离,打破了生物力学的平衡及协调的肌群,而导致颈椎的不稳定和序列紊乱,进一步加剧颈椎病的发生。目前普遍认为颈椎生物力学失衡是引起颈椎病的外因,颈椎病的发展可视为正常颈椎生物力学平衡的破坏,而项韧带在颈椎稳定性中起着重要的作用。以上所述均说明项韧带损伤、钙化与颈椎病有着密切的关系,是引起颈椎病的一个因素或是颈椎病的早期形成[1-3]。

总之,当颈椎椎间盘及颈椎关节发生退行性变化时,则出现颈椎关节节段性失稳,于是破坏了颈椎正常的生物力学平衡,并有椎体侧弯或关节突关节移位、滑脱,在相当于该段水平的项韧带可发生钙化。人们长期前倾或低头工作引起项韧带肌肉痉挛、劳损,久之肌力减弱,使动力平衡破坏影响了静力平衡,从而促使颈椎病的发生。作者认为在项韧带钙化单独存在时,应视为颈椎病的早期诊断依据,此阶段是治疗及预防颈椎病的最有利时机。

【参考文献】

篇3

Abstract：Objective To compare the peroneus longus tendon and hamstring tendon（gracilis tendon，semitendinosus）anatomic morphology and biomechanical properties，proof of the peroneus longus tendon can be used as a single strand and reconstruction of ACL，PCL，（ACL，PCL）ideal graft. Methods 16 cases of 19 to 56 years of age for some reason thigh in the lower part of the amputation of fresh specimens，take the tendon to remove the fibular long tendon， hamstring tendon （femur tendon， semitendinosus tendon）ACL，PCL，measuring the length of the tendon，with 0.02 precision vernier caliper width，thickness.Tendon at both ends of the stitching，each with 3 threads，suture length of 3 cm，tensile testing machine test.Results There were no significant differences in the data of anterior and posterior cruciate ligament，hamstring tendon（femur tendon，semitendinosus tendon），peroneus longus tendon length，width，thickness and anterior and posterior cruciate ligament.There were no significant differences in the ultimate tensile strength between the anterior and posterior cruciate ligament，the hamstring tendon（the femoral tendon and the semitendinosus tendon），the maximal tendon of the peroneus and the maximal deformation data.Conclusion The maximum deformation of the peroneus longus tendon single strand，the ultimate tensile strength and hamstring tendon，posterior cruciate ligament are compared，the difference was not significant.It shows that the single strand of the long peroneal tendon can be cut off from the middle and can serve as an ideal graft for the simultaneous reconstruction of ACL and PCL.

Key words：Knee joint；Cruciate ligament；Long peroneal tendon；Biomechanics；

膝关节交叉韧带损伤损伤多用N绳肌腱、骨-髌腱-骨（B-PT-B）、同种异体肌腱等材料进行重建[1]。自体腓骨长肌腱重建交叉韧带的报道较少。从1988年陈展辉采用腓骨长肌腱转位重建交叉韧带以来，许多学者[2]对腓骨长肌腱的形态、血液供应、生物力学进行了报道，但目前仍缺乏腓骨长肌腱与ACL、PCL在解剖形态与生物力学等方面的对比研究。本文对16例大腿中下段以上截肢的新鲜标本进行研究，为腓骨长腱移植同时重建ACL、PCL提供解剖和生物力学基础。

1资料与方法

1.1一般资料 16例19～56岁因不同原因行大腿中下段以上截肢的标本，取腱器取下腓骨长肌腱、N绳肌腱（股薄肌腱、半腱肌腱），前后交叉韧带，进行分析对比。

1.2方法

1.2.1解剖学形态测量

1.2.1.1N绳肌腱按以下方法测量 股薄肌、半腱肌长度：肌腹长度：测量肌腹实际长度。肌腹宽：测量肌块上中1/3相交处横径。肌腹厚：在测量肌腹宽的中点处用直角规测量。肌腱长度：测量下端肌腱实际长。肌腱宽：测量肌腱最宽处横径。肌腱厚：在肌腱最宽处中点用直角规测量。N绳肌腱：半腱肌和股薄肌编织缝合后二者合并测量。

1.2.1.2腓骨长肌腱按以下方法测量 腓骨长肌腱：解剖出腓骨长、短肌腱，在近端切口拉动两肌腱，观察远端切口肌腱连带滑动情况，浅侧粗大者为腓骨长肌腱，取出其近端，远端在距离第五跖骨基底（因为临床手术只需解剖到此位置即可，这样把损伤减少到最小）1 cm。

1.2.1.3交叉韧带按以下方法测量 交叉韧带的测量：用精度0.02的游标卡尺测出ACL、PCL中心线在膝关节屈曲90°的长度和韧带中点的宽度、厚度。

1.2.2生物力学的测试 肌腱两端锁边缝合，每端用3根丝线，缝合长度为3 cm，拉力试验机测试。

1.3统计学处理 用SPSS软件进行方差分析及两两比较，数据均用（x±s）表示，显著差异用t检验。

2结果

前后交叉韧带、N绳肌腱（股薄肌腱、半腱肌腱）、腓骨长肌腱长度、宽度、厚度、极限拉伸强度、最大变形与前后交叉韧带数据对比差异无统计学意义，见表1、表2。

3讨论

交叉韧带断裂后不能愈合，需重建手术，N绳肌腱、髌韧带是常用的移植物，但它们均在患膝关节周围，而且是构成膝关节稳定结构的重要结构，切取后对膝关节的功能和稳定性有一定的影响[3-4]，当膝关节ACP、PCL同时断裂进行重建手术时，切取单侧的上述移植物不能满足ACL、PCL同时重建的需要，而取健侧膝关节的组织，又会对健侧的膝关节产生不良的影响。

腓骨长肌腱作为移植物不会影响膝关节力学平衡，特别是对于ACL损伤伴有内侧副韧带（MCL）损伤的患者，如果再从同侧膝关节取半腱肌腱、股薄肌腱重建ACL，很容易影响膝关节稳定性，而保留半腱肌腱、股薄肌腱，对膝关节内侧稳定性有着重要的作用，鹅足区有皮肤、软组织损伤的患者亦无法切取N绳肌腱[5-8]。

N绳肌腱的长度可以只重建前交叉韧带或后交叉韧带，但不能同时重建ACL、PCL。腓骨长肌腱有效长度一般为28 cm，将肌腱平均分为两部分，每段长度14 cm，能同时重建ACL、PCL。腓骨长肌腱的上段的极限拉伸强度与最大变形与后交叉韧带比较无显著性差异，腓骨长肌腱的下段的极限拉伸强度与最大变形与前交叉韧带比较无显著性差异。所以，腓骨长肌腱是同时重建ACL、PCL的理想移植物，为临床上把单股腓骨长肌腱作为同时重建ACL、PCL的自体移植物提供了解剖及生物力学基础。

参考文献：

[1]刘畅，刘玉杰.关节镜下前交叉韧带重建术中移植物固定方法的研究进展[J].中华腔镜外科杂志（电子版），2013，6（1）：54-58.

[2]魏学磊，郝建学，解敏坤，等.应用自体和异体半腱肌重建兔前交叉韧带后移植物血供[J].中华研究外科杂志，2011，28（6）：953.

[3]廖全明，马亮，陈燕，等.关节镜下横穿钉与Intrafix系统固定N绳肌腱重建前交叉韧带[J].中华研究外科杂志，2011，28（12）：22-33.

[4]张勇，史福东，王雪臣，等.关节镜下自体腓骨长肌腱与同种异体肌腱重建膝关节前交叉韧带的对比研究[J].疑难病杂志，2015，14（11）：1162-1165.

[5]窦永峰，耿晓鹏，陈百成，等.磁共振成像评价不同材料前交叉韧带重建后移植物完整性和关节镜再观察的比较[J].中国组织工程研究与临床康复，2010，14（12）：2253-2256.

[6]陈益果，丁晶，杨军，等.关节镜下自体与同种异体肌腱重建前交叉韧带的临床对比分析[J].中国骨与关节损伤杂志，2010，25（9）：791-793.

篇4

引言

人体髋关节的运送生物力学模型研究属于运动生物力学研究范畴，而运动生物力学是运动科学中起步较晚，发展却很迅速的一门学科，其研究范围比较广泛，主要包括生物与测量学、生物力学模型的建立和生物运动机制的电脑模拟等。其中，人体自身的研究是运动生物力学中一个重要的研究方向，主要通过建模来实现。

髋关节是人体最大的一个关节，其结构稳定性与活动度兼备，能够高效地维持人身体的运动和平衡。髋关节是由盆骨和股骨两部分组成，通过股骨头和髋臼连接在一起，大概有二十条肌肉参与了髋关节的运动。近年来，髋关节在生物力学的基础理论研究和骨科临床的应用研究中都是非常受重视的环节。

1 髋关节力学模型和肌肉模型的概况

运动生物力学的能取得长足的进步，是与国内外学者不断的努力换来的结果，从而诞生了许多人体关节模型研究的成熟理论。人体关节力学模型的建立主要包括以下几个部分：肌肉力学的研究、关节周围肌肉的简化、关节肌骨力学模型的建立、模型调试和模型验证。

肌肉张力-长度特性和肌肉张力-速度特性是肌肉得以正常收缩的两个重要关系，两者既相互制约又相互影响。1938年，经典Hill方程的得出，使人们第一次从量的角度认识到了肌肉张力-速度的变化关系。Huxley从横桥和肌动蛋白理论的微观角度得出了横桥模型，其与Hill方程具有很强的相似度。两者的正确性得到了后来学者的研究认同。肌肉是动作的主要肌肉（原动机）、肌肉不是动作的主动肌肉，在运动中被拉伸的这两种形式是肌肉张力-长度特性的两种表现方式。在等张条件下肌肉张力-长度曲线中最大作用力比较大，对应的肌肉比较长，在运动荷载相同的条件下获得的肌肉张力-长度曲线中的最大力与同样情况下用等长条件所获得的的最大力相比有相当大地减少，骨骼肌不同工作条件下获得的数据将不能进行合成。当前的关节的肌骨模型研究瓶颈主要在于完整的肌肉张力-长度-速度模型的建立，而不是将两者孤立起来研究。

现在，研究关于下肢肌肉功能模型越来越多。2000年，一个解剖基人体下肢的生物动力模型有王西十、白瑞蒲所提出，该模型可以在仿真人体下肢运动的基础之上，计算人体下肢的冲击荷载或下肢节作用反力和肌肉群力，基本上堪称一个完整的二维人体下肢解剖模型。

随着人体动力学模型研究的不断深入，人体动力学的建模正在走向由整体到局部、由简单到复杂的发展道路。单纯的肌肉张力-长度或肌肉张力-速度模型以满足不了对肌肉的研究，并且模型中的参数越来越多，越来越精确。

2 肌肉力学模型的建立

2.1 肌肉生理特性分析

人体中的肌有多样性，附着在髋关节周围股骨和骨盆上的肌肉主要为骨骼肌，骨骼肌是髋关节运动的动力。骨骼肌主要由腹肌和福建两部分组成，其中肌腱是肌腹与骨骼的连接部分，结缔组织和肌外膜包裹在肌肉外边，起保护作用。

近似于连锁式的肌细胞排列而成肌纤维，又有多条肌纤维“捆绑”而成纤维素，二纤维素是肌肉产生张力的主要部分。梭形肌或菱形肌，是纤维束与肌长轴方向平行；半羽状肌与羽状肌，是与肌长轴成一定的夹角；这两种类型按纤维束排列方向和与肌长轴关系把肌肉分成了两种类型：单关节肌和多关节肌。单关节肌，顾名思义，即为直接穿过一个关节的肌肉，例如股四头肌中的股中肌、肌内侧肌等。膝关节的伸展与股中肌的伸展有直接关系，双关节肌是穿过两个关节的肌肉。多关节肌中最为常见的是双关节肌，其主要存在于人体的下肢肌肉群中。双关节肌的作用取决于关节中心到肌肉的垂直距离。若该距离较长，则具有较大的作用力臂和力矩。膝关节的功能主要通过股直肌实现，其力矩远比髋关节大，属于膝关节肌群范畴。而髋关节的功能主要表现在大腿的后群肌，后群肌的力臂又大于膝关节，故称之为髋关节肌。关节的角度位置决定着双关节肌的作用效率。股直肌对膝关节的伸膝效率增大，说明髋关节在伸展，如跑步中的后蹬阶段。当髋关节屈时，伸膝运动就会受到抑制。双关节肌在人体的运动过程中起到了储存和释放弹性的功能。起到减少单关节的做工量的主要作用的是下肢肌群中的双关节肌。双关节肌能够利用一个关节做功另一个关节做负功来实现能量的储存。

2.2 肌肉力学模型的分析

肌肉作为动物体最为主要的构成组织，具有极其重要的功能特性，最为主要的是能够接受神经刺激产生收缩，进一步牵引两端的骨骼实现相对运动。生物力学研究发现，影响肌肉张力大小的两个最主要的因素是肌肉纤维的长度变化关系和肌肉纤维的收缩速度变化关系，另外还与许多生理学因素相关。该项发现对肌肉的发力过程研究来说具有十分重大的意义。

随着人们对肌肉力学模型的研究不断深入，运用数学、力学等交叉学科的研究手段对模型的建立和修改发挥着越来越重要的作用。张力-长度特性和张力-速度特性是肌肉运动变化规律中最为重要的两个关系，也是肌肉力学建模中需要处理的两项主要内容。肌肉力学模型的未来发展方向，必将是两者关系的整合体。

3 结束语

综合上述，进一步完善人体肌肉力学模型，使肌肉力学模型能够充分反映肌肉收缩长度、速度和肌肉张力之间的变化关系；通过解剖学、生理学进一步清理髋关节周围肌肉在不同动作、不同位置和同一动作的不同时间段所起到的作用，以及韧带在运动过程中保护作用；将髋关节模型建立一个完善的空间三维模型，并和膝关节、踝关节的研究结合实现人体下肢运动的仿真。

参考文献

[1]郝智秀，周吉彬，金德闻，等. 不同足地界面对人体三维步态的影响[J]. 清华大学学报（自然科学版），2006（08）.

[2]苏佳灿. 髋臼三维记忆内固定系统治疗髋臼骨折记忆生物力学研究――骨盆、髋臼三维模型仿真、力学模拟与有限元分析[D]. 第二军医大学，2004.

篇5

[中图分类号] R682[文献标识码] A[文章编号] 1673-7210（2014）05（a）-0167-03

Application progress and prospect of finite element analysis in spine malformation

QIU Yunpeng HUO Hongjun

Department of Spine Surgery, the Second Affiliated Hospital of Inner Mongolia Medical University, Inner Mongolia Autonomous Region, Hohhot 010059, China

[Abstract] Spinal finite element method is a relatively new research method in recent years in spine biomechanics, which has been widely used now. This study describe the development process of the finite element method, finite element method in cervical, thoracic and lumbar spinal; the article evaluate the present situation of the development and prospects of the finite element model in scoliosis and kyphos.

[Key words] Cervical vertebra; Thoracic vertebra; Lumbar vertebra; Spine malformation; Finite element method

有限元法又称有限元素法[1]，其基本思想是20世纪40年代由国外学者首先提出，并在20世纪60年代由平面弹性论文中用“有限元法”这个名称命名，这标志着有限元法的正式诞生。1970年，随着计算机和软件的发展，有限元又跟医学的发展紧密相连，并在骨科方面中得到充分的利用。通过有限元合理赋值得到接近正常的人体模型，从而可以有效地对人体结构的应力、应变及模拟分析，得出正确的结论，由于有限元模型具有重建不规则、复杂材料特性结构的能力以及易于重复模拟复杂静止或动态负重状态下的应力而应用越来越广泛。现阶段开发的有限元软件总体功能强大，模块齐全，在我国的市场占有量也最大，现在有限元分析法已经成为动物模型和尸体模型研究方法之后单独作为骨科生物力学研究有效方法和手段之一。

1 有限元分析法在脊柱外科中的应用优势

近年来由于随着计算机技术发展和软件的开发的不断进步，有限元法已经成为了解脊柱力学变化及脊柱疾患的研究非常有用的工具之一，模拟的条件不断进步并越来越接近正常、结果使人更加信服。与其它方面研究生物力学方法如动物标本和尸体标本相比较，有限元法更具有的优势，体现在多方面，可以显示脊柱内部生物结构受力及形变等情况[2]，并能将这种受力和形变情况以直观的图形来展示，如对脊柱的椎体、椎间盘和小关节在受力和形变情况下应力分布的显现，描述局部椎体及椎间盘在各种内固定条件下承受的应力变化等；可以对脊柱手术应用的内固材料本身的受力分布情况，分析内置物局部应力集中点等数据，如直观的显示椎弓根螺钉的局部应力分布等；可以在同一脊柱模型上反复进行试验研究，从而确保所施加的对象完全一致，从而在比较不同干预措施下的脊柱生物力学效果及所得数据更加准确等[3]。

2 有限元分析法在人体脊柱中的应用现状

有限元在人体脊柱外科领域的应用发展迅速。自国外学者首先建立腰椎的三维有限元模型，并进行模拟生物力学分析之后，国内外相关脊柱方面的研究逐渐从腰椎、颈椎、胸椎模型建立到全脊柱模型并从脊柱有限元模型的构建发展到脊柱疾患发病机制的研究、脊柱手术术前规划及术后疗效评估等方面的研究。

2.1 颈椎有限元模型的研究

1991年Saito等[4]建立了二维有限元模型，此模型是比较简单，它是在简化小关节的基础上的几何生物模型，导致了模型内部的压力分布、负荷分配的结果与实际结果相差较多。1993年，Kleinberger等[5]建立了第一个颈椎三维有限元模型，它虽然简化了许多重要结构，如缺乏关节突关节等，其应力结果分析不太理想。但是将颈椎的模型带入了三维时代。1997年Voo等[6]建立了局部节段颈椎模型，包括椎间盘及椎体使颈椎三维有限元模型构建了较为成熟的。固定下位椎体使上位椎体在其各个方向旋转时受力所得结果与体外实验相对比，结果较为符合实际。2006年陈强等[7]应用CT扫描所得的断层图像并对其重建的方法，建立了全颈椎三维有限元模型。2011年林国中等[8]建立了全颈椎三维有限元模型具有详细解剖结构，最终验证结果表明，该模型具有良好的生物逼真度。颈椎有限元分析经历了相对简单的二维模型到以CT扫描和三维重建技术为基础的单一椎体精细有限元网格构建，在到多节段颈椎椎体建模并在一定程度上再现椎间盘、小关节、韧带等非骨性结构的发展过程以及具有高仿真度仿真模型出现，经历了30余年时间，把对颈椎生物力学的研究带入了一个全新的领域，开辟了新的天地。有限元在颈椎模型方面研究及生物力学应用发展迅速。

2.2 胸椎有限元模型研究

人体胸椎连接胸廓结构复杂，从而使胸椎的有限元模性建立较晚，模型建立与生物力学研究结果与实际相差较大，2008年胡辉莹[9]等利用有限元软件辅助建立的人体胸廓三维有限元模型具有较高的真实性和精确度，为下一步人体胸椎包括胸廓有限元模型的分析提供了基础。2010年费琦等[10]建立了胸椎后凸的三维有限元模型，实验结果表明，当给予轴向压力后，椎间盘、终板及椎体整体的应力也成相应增加。2010年李筱贺等[11]在CT扫描结合逆向工程软件建立下胸椎三维有限元模型，通过计算机软件实现从CT图像中提取数据建立下胸椎，完成数据与逆向工程软件间的衔接，并将逆向工程技术引入模型的建立中，成功建立了表面形态和内部组织结构都与实体一致的模型，该模型具有结构完整、空间结构准确度高及单元划分精细等特点。实现了以用于计算机辅助设计、快速成型、有限元分析等领域的研究，从简单的胸椎模型到加入胸廓三维模型重建到生物力学的研究胸椎有限元模型真实性、精确度不断完善，并随着计算机软件技术成熟完善，得到进一步完善，应用越来越广。

2.3 腰椎有限元模型的研究

腰椎的有限元研究较早，自1975年Liu等[12]建立了第一个真正包括椎间盘的腰椎三维有限元模型，并模拟不同情况下的椎体的受力情况，将腰椎有限元的建立分析带入了全新时期，但对其椎体附件等结构未进行详细分析，1998年Goel等[13]首次通过应用CT扫描建立了局端腰椎的复杂三维有限元模型，此后又连续进行了脊柱外伤、椎体融合及椎间盘退变等临床研究。2004年Zander等[14]利用L3/～4的有限元模型，模拟依次切断部分韧带计算剩余韧带的应力。结果显示韧带的存在明显影响腰椎各节间的活动范围。2006年Rohlmann等[15]利用有限元模型评估在不同下所需躯干肌的肌力，通过考虑肌肉的作用后，脊柱三维有限元更逼真，有限元分析更符合实际情况。2009年闫家智等[16]研究表明，在给予施加轴向压缩力时，腰椎纤维环最大应力集中于髓核和终板中央，应力随轴向压缩力的增加而增大。EI-Rich等[17]建立了L2/3活动节段三维有限元模型，该研究表明，俯屈和伸展时应力的分布不同，从而使骨折的发生部位亦明显不同，该实验认为椎体后部结构在维持脊柱稳定性上起着重要作用。腰椎有限元从基础的椎体模型的建立到分节段椎体生物力学分析，再到腰椎全节段的模型建立在治疗腰椎疾病及术后评估发展迅速如，已成为研究脊柱外科的重要方法之一，并随着计算机软件的开发将越来越普及的应用。

3 有限元在脊柱畸形方面的研究现状

目前有限元分析法已进入脊柱侧凸、后凸及两者合并存在等热点的研究领域，学者们借助有限元分析方法，构建脊柱侧凸后凸的模型并深入的探讨了脊柱畸形的发病机制，相关结构的应力分布及结构改变所致身体其他部位的所连带的身体机能的改变，同时应用有限元研究脊柱疾患生物力学分析、内固定器械受力分布及脊柱手术术前规划、术后评估等问题。

3.1 脊柱侧凸畸形三维有限元研究

脊柱侧凸畸形有限元及内固定器材料的研究现阶段非常广泛，国内外的相关报道较多，Stokes等[18]将有限元模型应用于脊柱侧凸，将内固定器械应用于侧凸矫形生物力学的研究。2002年Grealou等[19]利用有限元对切除肋骨对脊柱侧凸畸形矫形的生物力学影响，并检测对胸廓的整体影响机制。2008年汪学松等[20]利用计算机软件成功地建立特发性脊柱侧弯的有限元模型，具有良好的仿生效果及生物逼真度，2010年韦兴等[21]腰椎侧凸螺钉内固手术矫正效果影响的定节段对有限元分析中建立了高仿真度腰椎侧凸模型，并得出结论：在保持一定固定范围条件下，间断减少非弧顶固定螺钉。在三维有限元模型上可得到较好的矫形效果。目前，对脊柱侧凸畸形的有限元模型的重建、对于脊柱侧凸的发生机制、脊柱侧凸畸形病程不断恶化的过程、脊柱侧凸形成过程中存在的相关机制以及对脊柱侧凸畸形手术术前规划，术后效果评估成为了大家关注的焦点。

3.2 脊柱后凸畸形的三维有限元研究

2003年程立明等[22]利用有限元软件构建脊柱后凸畸形的有限元模型，证实脊柱胸腰段后凸畸形改变了相应椎间盘的负荷应力分布，可能加快椎间盘退变并使其椎间盘后方易受损破坏。同年张美超等[23]利用三维有限元模型在正常与后凸畸形胸腰椎体力学性能比较中的应用中"在纵向压缩载荷下正常脊柱T12～L1段椎体后部容易损伤和骨折后T12～L1后凸脊柱T12～L1段椎体前部容易损伤和骨折。2004年国内学者建立了颈椎后凸畸形有限元模型并验证全椎板切除可以明显改变颈椎正常前凸转变为后凸：颈椎间盘和韧带结构对全椎板切除后颈椎曲度有显著影响，颈椎椎间盘、韧带结构对颈椎生理曲度有双重作用，颈椎椎间盘、韧带结构弹性模量减少，将加剧颈椎后凸曲度。另有学者利用CT扫描资料，输入有限元软件重建胸腰段椎体的三维有限元模型，其结构完善、外观逼真、数据精确性好，并模拟L1椎体骨质疏松性压缩性骨折及椎体后凸成形术治疗，总体来看对于脊柱后凸模型的建立及生物力学分析相对于脊柱侧凸研究较少，但未来的发展空间较大，利用模型应用于脊柱后凸矫形术前规划反面作用突出，将成为研究脊柱后凸畸形的重要方法之一[24-25]。

4 三维有限元在脊柱畸形方面应用的展望

高质量人体脊柱模型的建立成为进行有限元分析的关键，是进行脊柱畸形方面疾病研究的基础。现国内外已有脊柱的各节段高仿真有限元模型的建立的报道，并随着计算机软件开发及联合应用建模功能的发展强大，成功仿真模拟了脊柱侧凸、脊柱后凸的三维模型的建立，这种有限元分析方法将能够为脊柱侧凸、脊柱后凸的发病机制的及生物力学研究提供量化指标，协助医生研究脊柱畸形发病机制，预测患者的矫形过程和效果，并能针对具体患者进行个体化的仿真模拟操作和生物力学分析，为临床实践提供一定的理论依据，并为今后医生制定和优化脊柱侧凸、脊柱后凸的临床治疗方案开辟了新的途径。随着脊柱矫形生物力学研究的深入和计算机可视化技术发展，计算机辅助制订矫形策略可能是临床的发展趋势。

[参考文献]

[1]胡勇，谢辉，杨述华，等.三维有限元分析在脊柱生物力学中应用研究[J].医用生物力学，2006，21（3）：246-250.

[2]Lotz JC，Colliou OK，Chin JR，et al. Compression-induced degeneration of the intervertebral disc：an in vivo mouse model and finite-element study [J]. Spine，1998，23（23）：2493-2506.

[3]Kumaresan S，Yoganandan N，Pintar FA. Finite element analysis of anterior cervical spine interbody fusion [J]. Biomed Mater Eng，1997， 7（4）：221-230.

[4]Saito T，Yamamuro T，Shikata J，et al. Analysis and prevention of spinal column deformity following cervical laminectomy：Ⅰ：pathogenetic analysis of post laminectomy deformities [J]. Spine，1991，16（5）：494-502.

[5]Kleinberger T，Shenk T. Adenovirus E4orf4 protein binds to protein phosphatase 2A, and the complex down regulates E1A-enhanced junB transcription [J]. J Virol，1993，67（12）：7556-7560.

[6]Voo LM，Kumaresan S，Yoganandan N，et al. Finite element analysis of cervical facetectomy [J]. Spine，1997，22（9）：964-969.

[7]陈强，铁胜.全颈椎三维有限元模型的建立[J].第一军医大学学报，2006，27（5）：554-555.

[8]林国中，王根宇，郭亮，等.颈椎三维有限元模型的建立和证[J].临床神经外科杂志，2011，8（4）：169-172.

[9]胡辉莹，何忠杰，吕丽萍，等.应用Mimics软件辅助重建人体胸廓三维有限元模型的研究[J].医学杂志，2008，33（3）：273-275.

[10]费琦，王炳强，杨雍，等.椎体后凸成形对邻近节段力学影响的有限元分析[J].中国组织工程研究与临床康复，2010，14（35）：6461-6465.

[11]李筱贺，由博，李少华，等.下胸椎前路单钉棒固定系统有限元分析[J].中国临床解剖学杂志，2010，28（2）：214-217.

[12]Liu YK,Ray G，Hirsch C. The resistance of the lumbar spine to direct shear [J]. Orthop Clin North Am，1975，6（1）：33-49.

[13]Goel VK，Kim YE，Lin TH，et al. An analytical investigation of the mechanics of spinal instrumentation [J]. Spine，1998，13（5）：1003-1007.

[14]Zander T，Rohlmann A，Bergmann G. Analysis of simulated single ligament transaction on the mechanical behaviour of a lumbar functional spinal unit [J]. Biomed Tech（Berl），2004，49（1-2）：27-32.

[15]Rohlmann A，Bauer L，Zander T，et al. Determination of trunk muscle forces for flexion and extension by using a validated finite element model of the lumbar spine and measured in vivo data [J]. J Biomech，2006，39（6）：981-989.

[16]闫家智，吴志宏，汪学松，等.腰椎三维有限元模型建立和应力分析[J].中华医学杂志，2009，89（17）：1162-1165.

[17]EI-Rich M，Arnoux PJ，Wagnac E，et al. Finite element investigation of the loading rate effect on the spinal load-sharing changes under impact conditions [J]. J Biomech，2009，42（9）：1252-1262.

[18]Stokes IA，Gardner-Morse M. Analysis of the interaction between vertebral lateral deviation and axial rotation in scoliosis [J]. J Biomech， 1991，24（8）：753-759.

[19]Grealou L，Aubin CE，Labelle H. Rib cage surgery for the Treatment of scoliosis：a biomechanical study of correction mechanisms [J]. J Orthop Res，2002，20（5）：1121-1128.

[20]汪学松，吴志宏，王以朋，等.三维有限元法构建青少年特发性脊柱侧弯模型[J].中国组织工程研究与临床康复，2008，12（44）：8610-8614.

[21]韦兴，胡明涛，史亚民，等.腰椎侧凸螺钉内固定节段对手术矫正效果影响的有限元分析[J].中国脊柱脊髓杂志，2010，20（11）：895-897.

[22]程立明，陈仲强，张美超，等.胸腰段后凸畸形对相邻椎间盘力学影响的三维有限元分析[J].中国临床解剖学杂志，2003，21（3）：273-276.

[23]张美超，程立明，李义凯，等.三维有限元在正常与后凸畸形胸腰椎体力学性能比较中的应用[J].中国康复医学杂志，2003，18（11）：653-655.

篇6

中图分类号：U461.91 文献标识码：A

文章编号：1674-2974（2016）02-0008-07

在交通事故中，儿童脊柱损伤造成的死亡率高达16%～41%，并且儿童脊柱损伤约有75%发生在颈椎段[1].儿童颈部在解剖学、形态学等方面，与成人有着明显差异，如：相对躯干更大的头部质量、更松弛的颈部韧带、更纤细的颈椎骨骼等.这些差异都将增加儿童颈部损伤风险.此外，颈部作为连接头部的重要解剖学结构，其动力学响应直接影响头部响应.因此， 儿童颈部生物力学研究对儿童颈部损伤防护及头部损伤机理的研究都至关重要.

由于缺少儿童尸体样本及用于模型验证的实验数据，公开发表的文献表明，全世界范围内仅开发了四款儿童颈部有限元模型.Kumaresan等[2]，Mizuno等[3]基于线性缩放的方法获得儿童颈部模型.这些模型均无法较准确地描述儿童颈部特有的解剖学结构；采用线弹性材料模拟颈部软组织，无法较真实地描述其生物力学特性；且这些模型均未进行验证.Meyer等[4]， Dong等[5]基于儿童颈部CT图片建立了具有精确解剖学结构的颈部模型.Meyer等[4]采用刚性壳单元模拟椎骨，无法模拟骨折现象；以线弹性材料模拟椎间盘，未模拟髓核、纤维环等重要解剖学结构；对模型进行了整体动力学验证，但未对颈椎段进行单独验证.Dong等[5]在拉伸载荷条件下，仅对模型的动态拉伸最终失效力和失效位移进行验证，而未对准静态和动态拉伸刚度进行验证；未对模型进行侧向弯曲、扭转等载荷条件下的验证.

本文基于某3岁儿童颈部CT图片，致力于建立具有精确几何及解剖学结构的儿童C4-C5颈椎段模型，并赋予较准确的生物材料力学参数；再对模型在准静态、动态拉伸载荷作用下的刚度、失效力、失效位移等参数进行验证.

1颈部有限元模型的建立

选取某发育正常且无颈部损伤的3岁男童颈部CT扫描图片，利用Mimics V13.0对组织结构进行识别、提取，建立3岁儿童颈椎CAD模型.在此基础上，利用Hypermesh 10.0（Altair）对几何模型进行网格划分和前处理，建立了具有较详细解剖学结构的3岁儿童C4-C5颈椎段有限元模型，并基于LS-DYNA（971， LSTC， Livermore， CA， USA）仿真环境对本模型进行了准静态和动态拉伸验证.

C4-C5颈椎段模型包括皮质骨、松质骨、纤维环、纤维环加强纤维薄膜、髓核、前纵韧带（ALL）、后纵韧带（PLL）、黄韧带（LF）、棘间韧带（ISL）、关节囊韧带（CL）、终板、终板软骨、生长板、小关节软骨、横突软骨及椎体软骨等解剖学结构，如图1所示.

2颈部模型材料参数

为了提高模型的生物逼真度，应尽量基于生物组织样本力学实验获得模型中的材料参数.然而，由于数值模拟技术自身的局限性，很难将实验中获得的数据直接用于有限元仿真中[6].因此，选取适当的材料模型及材料参数对模型的生物逼真度有着至关重要的作用.

2.1骨骼材料参数

在正常生理状态下，骨骼（皮质骨、松质骨）近似为线弹性材料；当骨骼的应变超过屈服应变后，其弹性模量随着载荷的增加而逐渐降低.因此，本文以*MAT_POWER_LAW_PLASTICITY材料模拟骨骼.

Panzer[7]开发的成人颈部模型中，皮质骨与松质骨弹性模量分别为16 700 MPa，291 MPa.Gilsanz等[8]发现3岁儿童骨质密度仅为成人骨质密度的0.805.本文以0.805作为3岁儿童骨骼材料的缩放系数[5].结合以上成人骨骼材料参数，即可获得3岁儿童颈部骨骼材料参数，见表1.

本文将终板的强度定义为皮质骨的1/3，即可获得终板的材料参数（见表1）[7].值得注意的是，表1中皮质骨、松质骨和终板材料参数K和N 分别为材料模型中的强化系数和硬化指数，即该模型对应的塑性力学参数.

2.2椎间盘材料参数

椎间盘主要由纤维环、髓核、终板软骨及生长板构成；其中纤维环由纤维环基质及镶嵌其中的加强纤维薄膜组成，如图2 所示.

2.2.1纤维环基质材料参数

采用*MAT_HILL_FOAM材料模拟纤维环基质的非线性力学特性及其在准静态条件下的可压缩性能.该材料的工程应力公式见式（1）.

2.2.2加强纤维薄膜材料参数

加强纤维薄膜由嵌在纤维环基质中不同方向的两簇纤维组成，其所成角度沿纤维环径向由外至内从±25°逐渐变化至±45°.本模型共设置4对加强纤维薄膜，纤维所成角度由外（第一层）至内（第四层）分别为±25°，±32°，±39°，±45°， 以*MAT_FABRIC材料模拟.根据成人椎间盘的加强纤维薄膜单轴拉伸实验[12]及3岁儿童椎间盘材料缩放系数0.705[9]，即可获得3岁儿童椎间盘加强纤维薄膜工程应力应变曲线，如图4所示.

2.2.3髓核、生长板及软骨终板的材料参数

本文以液体材料模拟髓核，并令其材料参数与成人相同[13]；以*MAT-ELASTIC材料模拟生长板及软骨终板，并分别取其弹性模量为25 MPa，21.25 MPa[14]，见表1.

在拉伸载荷下，椎间盘失效通常发生在纤维环与软骨终板的连接部位[15].因此，本文通过定义软骨终板与生长板第一主应力失效的方式模拟椎间盘破坏.根据成人椎间盘失效力571 N[16]及儿童椎间盘失效力缩放公式[5]，获得3岁儿童椎间盘失效力为163 N.将椎间盘失效力与纤维环加强膜横截面积的比值13.8 MPa定义为椎间盘失效应力[17].

2.3软骨材料参数

本文以*MAT_ELASTIC材料模拟软骨组织.成人横突软骨、椎体软骨、小关节软骨弹性模量分别为25 MPa，25 MPa和10 MPa[14].根据3岁儿童软骨材料缩放系数[9]，即可获得儿童相应软骨组织弹性模量，见表1.

2.4韧带材料参数

在韧带拉伸实验中，直接获得的数据通常为韧带的力位移曲线.由于样本差异，各样本的韧带几何尺寸存在较大差异，因此很难直接通过定义应力应变曲线的方式模拟其力学特性.本模型采用一维离散弹簧材料模拟韧带，该材料可以直接定义其力位移曲线，从而更准确地模拟韧带的力学特性.

韧带的力变形特征曲线大致呈S形，该曲线由3个控制点控制其形状，如图5所示.其中，横、纵坐标分别为各韧带的失效力、失效位移正则化后的值.假设儿童韧带的力变形特征曲线与成人完全相同，则儿童韧带失效力与失效位移更小.

3颈部模型仿真验证

由于儿童尸体样本稀缺，目前文献中关于儿童颈部的实验数据很少.Luck[18]利用年龄范围20周的胎儿～18周岁的儿童颈部样本，进行准静态、动态拉伸实验及弯曲伸展实验，并获得各样本的轴向拉伸刚度、失效力及失效位移、弯曲伸展运动范围等响应.

在车辆碰撞事故离位乘员与起爆后的安全气囊相互作用导致损伤的案例中，常见的损伤类型为颈部拉伸损伤.本文基于Luck[18]获得的儿童C4-C5颈椎段准静态和动态拉伸实验数据，对本模型进行验证.由于实验样本的年龄集中于0～22个月与72～216个月两个年龄段，本文用于模型验证的数据，主要通过插值及Luck基于其实验数据进行统计分析获得的power-law函数获得.

3.1准静态拉伸验证

Luck[18]在准静态拉伸实验中，分别将C4上表面、C5下表面与实验装置的固定端、移动端进行连接.仿真中对模型的约束及加载方式与实验设置完全相同，将C4上表面完全约束，对C5下表面进行加载，加载速度为25.7 N/s，加载至120 N卸载.

由于缺少3岁儿童的C4-C5颈椎段准静态拉伸刚度实验数据，参考Luck[18]对动态拉伸实验数据进行统计分析的方法，将其获得的C4-C5段准静态拉伸刚度进行power-law函数（见（10））非线性拟合，如图7所示.利用该函数获取3岁儿童C4-C5段准静态拉伸刚度，将仿真获得的响应与该刚度值进行对比验证.

3.2动态拉伸验证

Luck[18]在动态拉伸实验中的约束方式与准静态实验中完全相同，但加载方式改为以位移方式输入，且加载速率为230 mm/s.实验中获得了各样本的力位移曲线、最终失效力、最终失效位移、20%～80%及20%～50%载荷范围内的拉伸刚度等数据，并以样本年龄为自变量，获得的响应数据为因变量进行统计学分析，获得power-law回归函数.将仿真中C4-C5的响应与基于回归函数获得的3岁儿童C4-C5实验数据进行对比验证；将仿真中获得的力位移曲线与实验中22个月的儿童C4-C5力位移曲线、Dewit[17]对成人C4-C5颈椎段模型进行拉伸失效仿真的力位移曲线进行对比验证.

4仿真结果及分析

4.1准静态拉伸验证

仿真获得的C4-C5颈椎段力位移曲线如图8所示.在50%～100%载荷范围内进行线性回归，拟合所得直线的斜率即为准静态拉伸刚度[18]，如图7所示.线性回归所得的直线与仿真曲线相关系数的平方R2=0.998，其斜率为211.8，即仿真获得的准静态拉伸刚度为211.8 N/mm，与非线性插值获得的刚度值223.5 N/mm相差5.5%，吻合较好，说明本模型在准静态拉伸载荷下的力学特性具有较好的生物逼真度.

4.2动态拉伸验证

C4-C5颈椎段动态拉伸仿真及年龄为22个月的样本动态拉伸实验力位移曲线如图9所示.

仿真中，位移为1.748 mm时，椎间盘发生损伤，此时最初失效力为397.3 N；位移为3.151 mm时，PLL断裂；位移为5.083 mm时，ALL断裂，拉伸力达到最大值，即为最终失效力795.9 N.仿真中20%～80%及20%～50%载荷范围内的动态拉伸刚度分别为128.1 N/mm和158.2 N/mm.年龄为22个月的C4-C5样本动态拉伸实验中，最初失效力约为466.8 N，最终失效力为844.8 N，最终失效位移为5.76 mm.仿真数据与实验数据对比，仿真最初失效力、最终失效力、最终失效位移与实验数据分别相差-17.5%， -6.1%和-13.3%.3岁儿童C4-C5颈椎段动态拉伸力位移曲线与年龄为22个月的样本的实验曲线整体吻合较好.

值得注意的是，本模型的年龄为3岁，与22个月的实验样本年龄仍有一定差距.为了更好地验证该模型的生物逼真度，利用Luck[18]获得的power-law函数得到3岁儿童C4-C5颈椎段动态拉伸最终失效力、最终失效位移、20%～80%及20%～50%载荷范围内的拉伸刚度分别为698.2 N，4.94 mm，244.3 N/mm及265.3 N/mm.仿真动态拉伸最终失效力、最终失效位移与基于power-law函数获得的响应值分别相差+12.2%、+2.8%，吻合较好；而仿真动态拉伸刚度与计算所得的刚度相差较大.仿真、实验及插值计算所得的响应值见表2.

作者认为动态拉伸刚度相差较大的原因可能是：仿真中很难精确地模拟失效模式，当椎间盘或韧带达到失效准则时，椎间盘或韧带的所有单元几乎同时失效，从而导致仿真曲线中的拉力明显下降.然而，实验中的椎间盘与韧带失效通常需经历较长的时间历程，因此实验输出的力位移曲线波动较小.正是由于仿真曲线中，20%～80%及20%～50%载荷范围内出现了椎间盘和PLL失效，并导致拉力明显降低，线性回归获得的直线斜率即动态拉伸刚度比计算所得动态拉伸刚度小很多.Dewit等[17]对成人C4-C5颈椎段模型进行拉伸失效仿真获得力位移曲线，当椎间盘、PLL和ALL失效时，拉力明显下降，曲线形状与本模型动态拉伸仿真力位移曲线形状相似，且椎间盘、PLL和ALL失效顺序基本一致.

此外作者认为，本模型动态仿真响应与Luck[18]实验响应的误差原因还可能在于：由于儿童生物力学实验数据极度匮乏，本文只能基于22个月大的儿童颈椎动态拉伸实验曲线[18]对本模型进行验证，该实验样本与本模型的目标儿童人群的年龄（3岁）仍有一定差距，并且该实验曲线仅来自于一个实验样本，该实验样本的个体特异性也可能在一定程度上导致本模型的验证误差.

综上所述，3岁儿童C4-C5颈椎段模型动态拉伸验证中，最初失效力、最终失效力、最终失效位移及力位移曲线与实验值吻合较好，但由于仿真手段的限制等因素，仿真所得动态拉伸刚度与实验值相差较大.总体上，本模型能够较真实地反映3岁儿童C4-C5颈椎段动态拉伸载荷下的力学特性及失效模式，具有较高的生物逼真度.这也同时证明，在模型开发过程中，作者获取颈椎各组织材料参数的方法及提出的儿童韧带力学特性缩放方法是合理且可靠的.

5结论

本文基于缩放及非线性拟合的方法获得了儿童颈部的材料参数，提出了儿童韧带力学特性曲线缩放方法，并分别在准静态、动态拉伸载荷下对模型进行了验证.验证结果表明：模型与准静态实验中的拉伸刚度值吻合较好，能够较真实地反映3岁儿童C4-C5段的准静态拉伸特性；该模型的动态拉伸力学响应与实验中的最终失效力、最终失效位移及力位移曲线吻合较好.虽然由于仿真技术的限制，动态拉伸刚度与实验值相差较大，但本模型仍能较真实地反映3岁儿童C4-C5颈椎段在动态拉伸载荷下的生物力学特性及失效模式，并具有较高的生物逼真度.

参考文献

[1]PLATZER P， JAINDL M， THALHAMMER G， et al. Cervical spine injuries in pediatric patients [J]. Journal of Trauma Injury Infection & Critical Care， 2007， 62（2）： 389-396.

[2]KUMARESAN S， YOGANANDAN N， PINTAR F A， et al. Biomechanical study of pediatric human cervical spine： a finite element approach [J]. Journal of Biomechanical Engineering， 2000， 122（1）： 60-71.

[3]MIZUNO K， IWATA K， DEGUCHI T， et al. Development of a three-year-old child FE model [J]. Traffic Injury Prevention， 2005， 6（4）： 361-371.

[4]MEYER F， BOURDET N， ROTH S， et al. Three years old child neck FE modelling under automotive accident conditions [C]//Proceedings of IRCOBI Conference. Maastricht， Netherlands， 2007： 277-289.

[5]DONG L， LI G， MAO H， et al. Development and validation of a 10-year-old child ligamentous cervical spine finite element model [J]. Annals of Biomedical Engineering， 2013， 41（12）： 2538-2552.

[6]杨济匡， 姚剑峰. 人体颈部动力学响应分析有限元模型的建立和验证 [J]. 湖南大学学报： 自然科学版， 2003， 30（4）： 40-46.

YANG Ji-kuang，YAO Jian-feng. Development and validation of a human neck FE model in impact loading condition [J]. Journal of Hunan University： Natural Sciences， 2003， 30 （4）： 40-46.（In Chinese）

[7]PANZER M. Numerical modelling of the human cervical spine in frontal impact [D]. Waterloo， Canada：University of Waterloo，2006.

[8]GILSANZ V， PEREZ F J， CAMPBELL P P， et al. Quantitative CT reference values for vertebral trabecular bone density in children and young adults1 [J]. Radiology， 2009， 250（1）： 222-227.

[9]YOGANANDAN N， PINTAR F， KUMARESAN S， et al. Pediatric and small female neck injury scale factors and tolerance based on human spine biomechanical characteristics [C] // Proceedings of the 2000 International IRCOBI Conference on the Biomechanics of Impact.Montpellier， France：IRCOBI Board，2000：345-359.

[10]IRWIN A， MERTZ H J. Biomechanical basis for the CRABI and hybrid III child dummies [R]// SAE Technical Paper 973317. Washington， DC： SAE International， 1997.

[11]DIANE R， WAGNERLOTZ J C. Theoretical model and experimental results for the nonlinear elastic behavior of human annulus fibrosus [J]. Journal of Orthopaedic Research， 2004， 22（4）： 901-909.

[12]HOLZAPFEL G A， SCHULZE-BAUER C A， FEIGL G， et al. Single lamellar mechanics of the human lumbar anulus fibrosus [J]. Biomech Model Mechanobiol， 2005， 3（3）： 125-140.

[13]PANZER M B， CRONIN D S. C4-C5 segment finite element model development， validation， and load-sharing investigation [J]. J Biomech， 2009， 42（4）： 480-490.

[14]YAMADA H， EVANS F G. Strength of biological materials[M]. Baltimore： Williams & Wilkins， 1970： 297.

[15]KASRA M， PARNIANPOUR M， SHIRAZI-ADL A， et al. Effect of strain rate on tensile properties of sheep disc anulus fibrosus [J]. Technol Health Care， 2004， 12（4）： 333-342.

篇7

3.广东医学院，广东 东莞 523000）

摘 要：目的:观察踝关节外侧距腓前韧带（ATFL）的组织学特点，结合韧带损伤及修复机制，为踝关节扭伤及慢性踝关节不稳征的诊治提供形态学资料。方法:对12具新鲜冷冻尸体小腿（包踝关节）标本采用明胶等灌注及大体解剖，并对新鲜ATFL标本运用解剖、透明、组织切片等方法行组织学观察。结果:所测ATFL长（24.3±4.5）mm、宽（4.6±0.3）mm、厚（2.6±0.3）mm，呈扁平四边体状，由规则致密的胶原纤维束及成纤维细胞等构成，大多数纤维束走行与ATFL纵轴一致。ATFL可分为距骨、腓骨附着区及中间区共3段。相对于中间区韧带，两端的骨附着区含有相对丰富的血管网。结论:距腓前韧带对维持踝关节稳定意义重大，研究韧带的组织构形对于韧带损伤及慢性踝关节失稳征的治疗有重要的临床意义。

关键词：踝关节;距腓前韧带;解剖学和组织学

中图分类号：R274.32文献标识码：A文章编号：1673-2197（2009）03-0010-03

踝关节损伤属于最常见的运动性损伤类型，大约占所有运动损伤的25%[1]，而距腓前韧带（ATFL）被公认为是踝关节最易损伤的韧带。尽管近年来骨科医师对踝关节，尤其是距腓前韧带损伤后治疗的研究逐渐增多，但大部分文献都集中于研究其外科手术治疗，且具一定争议。而实际上，绝大多数距腓前韧带损伤的病例可以通过非手术治疗方法获得痊愈。这也侧面反映出人们对距腓前韧带的结构了解尚少，所以有必要对其解剖和组织学形态进一步研究。通过对大体标本进行观察测量，应用显微外科技术对距腓前韧带进行解剖，将韧带纤维行组织学检查等开展研究，以期更深入地了解距腓前韧带的解剖结构，为临床工作提供指导。

1 材料与方法

1.1 材料

低温冷冻保存的新鲜踝关节标本12具，来源于正常、健康的成年人，其中男8具，女4具，年龄25~52岁，标本无关节退行性变及韧带损伤迹象。

1.2 方法

1.2.1 大体标本解剖

配制成分为30%明胶+10%朱砂+10%淀粉组成的填充剂，并使其温度保持在40°C左右，使用纱布过滤后缓慢向已分离好的动脉插管灌注，灌注采用压力瓶装置，缓慢打气加压并维持在3.5个大气压，选择经由国动脉插管。当观察到皮肤表浅动脉充盈良好后结束灌注，待其自然凝固。切开踝关节外侧，观察ATFL的起点及止点，用游标卡尺分别测量其长度、宽度及高度。

1.2.2 显微外科观察

将ATFL自距骨及腓骨附着处完整剥离，于10%甲醛液中固定6h，然后流水冲洗2h，再放置入5%硝酸溶液中3d，流水冲洗24h，酒精由低浓度到高浓度逐级脱水，甲苯中透明后再透蜡，制成蜡块，按胶原纤维走行方向及横断面分别连续切片4um厚，经染色封片后进行显微观察。

1.3 统计学分析

计量资料以x±s表示。数据采用SPSS13．0版软件完成。

2 结果

2.1 距腓前韧带形态学观察及解剖测量

距腓前韧带起于外踝尖前上约1cm处，行向前内下方，与水平面约呈25°角，功能是限制距骨向前的移动及内翻。韧带远端包绕并止于距骨外侧关节面的前外角，并与韧带中段明显形成一处转角（140°±8°）。韧带可分为距骨、腓骨附着区及中间区共3段，段间无明显界限。大体观察很难发现韧带有纤维分束的痕迹。韧带近端血运主要来源于由胫前动脉及腓动脉穿支降支发出的分支，该分支又发出2～3条动脉短支，供应距腓前韧带的近侧端，远端血供则由外踝前动脉及腓动脉穿支降支共同滋养。此外韧带两端的止点处还接受来自骨和骨膜的血管。踝关节处于中立位时，距腓前韧带的长度、厚度和宽度见表1。

2.2 显微解剖观察

显微镜下可见距腓前韧带的纤维束排列紧密，大多数纤维束走行与ATFL纵轴一致，但非完全平行排列，个别呈纵斜形排列，直径约0.5～0.8mm，长度不等，胶原纤维在各阶段排列整齐、染色正常。纤维束间有结缔组织紧密包绕，难以分离；在韧带的两端骨附着区，纤维排列比较分散，而中间区的韧带纤维束排列紧凑，呈扁平四边体状。整个韧带纤维保持着较好的一体性，未发现韧带有明显纤维分束的痕迹。切片示：韧带表面有滑膜包裹，滑膜下胶原纤维排列紧密，成纤维细胞呈梭形，核长且着色深，沿纤维的长轴成行排列于胶原纤维之间。滑膜内有血管走行，相对于中间区韧带，两端的骨附着区含有相对丰富的血管网，血管网眼形态不规则，据切片推测血管走行大多平行于韧带，管间有较多交通支形成复杂的立体网状结构。韧带的两端骨附着区部分出现钙化，并可见散在的纤维软骨细胞。

3 讨论

3.1 距腓前韧带的大体形态及临床意义

距腓前韧带的大体形态呈两端较宽、中段稍窄的扁平四边体状，这种结构是与其功能相适应的。距骨腓骨附着处相对较宽，纤维分散呈扇形覆盖附着于骨面，使附着区面积增加，附着更加牢固。当踝关节处于中立位时，距腓前韧带的走行方向差不多与腓骨的纵轴线垂直，这种结构有效地限制了距骨的前移。但实际上韧带与水平面约呈25°角，这一角度说明在足内翻时韧带同样起着重要的对抗作用。此外，韧带远端包绕并止于距骨外侧关节面的前外角，并与韧带中段明显形成一处转角（140°±8°），而且韧带转角处及其远侧端包括距骨附着区基本全部紧贴于距骨骨面，笔者认为当踝关节发生内翻及距骨前移时，此种结构可有效分散距腓前韧带距骨附着区所受的张力，减少距骨附着区发生撕裂或断裂的可能性。KUMAI[2]关于距腓前韧带组织学及免疫组化的实验也验证了韧带的腓骨附着区比距骨附着区更容易撕裂。

3.2 韧带损伤及自身修复机制的临床意义

大多数学者主张对首次的踝关节扭伤进行非手术治疗，而对于陈旧性损伤所致的慢性踝关节不稳，众多学者仍主张首先采用保守治疗，仅仅是对踝关节功能有特殊要求的少数运动员及常于同一部位反复的扭伤保守治疗无效并明显影响生活质量的患者，才进行外科手术治疗。绝大多数单纯急性踝关节韧带损伤均能采用非手术方法治疗，其方式包括前期冷敷消肿止痛、加压包扎并固定（石膏、弹性支具、绷带固定等），以及辅以口服药物治疗，后期主要以理疗、中药外敷并配合功能锻炼等，总体报道优良率在80%~90%左右。而外科手术治疗方面目前文献报道的手术方式多达80种以上，包括韧带的解剖修复（如BROSTROM手术及改良方式）、韧带重建（WATSON-JONES手术及改良方式、EVANS手术等）、替代物重建（如碳纤维替代）等。在手术治疗上，虽术式繁多，但几乎没有一种术式进行过解剖和生物力学的系统深入的研究，而且现有的手术方式缺乏长期的对照随访研究资料。HAZANAS等报道80例急性踝关节韧带损伤病例，分为保守功能治疗组和手术修复组，经比较两组病例的愈合周期、需要康复的时间、治疗的满意度及功能恢复优良率等，结果显示：两组间功能恢复优良率无明显差异，但在其它方面功能治疗均优于手术治疗。为了比较远期疗效，KAIKKONEN等随访了100例应用一期外科手术治疗的外侧踝关节损伤病例的结果（随访时间6~10年），发现手术组优良率仅为65%；因此作者认为对急性外侧踝关节韧带损伤早期当首选功能治疗。此外，手术明显加重了患者的经济负担，增加了治疗风险，并可能引起一系列手术及术后的并发症。

事实上，外踝关节及距腓前韧带损伤虽是骨伤科门诊较为常见的病种，但初次损伤往往得不到骨科医生和患者的足够重视及系统的保守治疗和康复指导。大量患者因为没有接受正规治疗，以致受伤后期出现踝关节不稳、反复扭伤，更甚者出现创伤性骨关节炎等后遗症，以致非手术治疗不可。因此，搞清楚距腓前韧带解剖和组织学形态及损伤后自身修复机制对韧带急性损伤及慢性踝关节失稳征的治疗有重要的临床意义。从组织学角度出发，韧带组织受到损伤的同时，修复过程即开始，韧带在损伤处主要以瘢痕组织的形式发生愈合，与一般的结缔组织相似。因此，当外踝关节韧带损伤，尤其是当距腓前韧带损伤断裂后，需使患足固定于中立及外翻位，以利于距腓前韧带的愈合及修复。然而有研究表明，制动对韧带的结构特性和材料特性都产生明显影响，制动后韧带刚度降低，强度下降，能量吸收减少，应变加大，弹性模量减少。此外，关节制动会导致韧带在超微结构及生物化学组成等多方面均发生明显的改变，韧带内细胞的溶酶体及粗面内质网数量增多，基质中胶原纤维的排列也明显紊乱，总密度明显下降，严重影响其生物力学特性，尤其是长时间制动，对肢体功能是十分不利的。因此，笔者认为，从微观角度出发，半限制性支具固定患踝及开展适时适度的功能锻炼，可以有效解决这一矛盾。这一观点也符合当前外踝关节韧带损伤的主流治疗方向――功能治疗。但事实上，距腓前韧带损伤后功能治疗的方法相当复杂，因为缺乏解剖和组织学的系统深入研究，以及治疗效果的随访，所以具体的治疗方法还存在争议。有限的研究大多只关注于其生物力学的稳定作用，而对于韧带自身修复及愈合的研究却鲜有报道。例如，血供对韧带愈合的影响。Bray等观察了兔ACL和MCL损伤后血流变化情况，分别于伤后2、6和16周观察韧带血流量和容量的变化。结果可见，相同程度损伤后，ACL的血容量增加近2倍，但血流量却未相应增加，而MCL损伤后，血容量增加了6倍，血流量增加约8倍，非常明显，由于ACL在伤后未能形成充足的血流供应，这极大影响了其愈合能力。

以往的血液供应的问题多集中在大体解剖上，而对于韧带本身的血供却鲜有报道。本研究发现距腓前韧带近端血运主要来源于由胫前动脉及腓动脉穿支降支发出的分支，该分支又发出2-3条动脉短支，供应距腓前韧带的近侧端，远端血供则由外踝前动脉及腓动脉穿支降支共同滋养。韧带的滑膜内有血管走行，相对于中间区韧带，两端的骨附着区含有相对丰富的血管网，血管网眼形态不规则，据切片推测血管走行大多平行于韧带，管间有较多交通支形成复杂的立体网状结构。这说明距腓前韧带内也存在复杂的血管系统。韧带损伤后，韧带内血管随之受损或断裂，韧带内的血管必然出现再生，以提供营养，帮助韧带的愈合，这说明韧带内的血管作用必不可少。但有关距腓前韧带损伤后其自身血管反应愈合机制等方面的问题，仍需进一步研究。

距腓前韧带对于踝关节的稳定作用不仅体现在生物力学上，而且，距腓前韧带也具有本体感觉功能，可以诱发神经反射，稳定踝关节。韧带内部存在神经感受器，这些感受器阈值高低不同、适应性快慢不一。故尽管针对距腓前韧带损伤有不少修复、重建韧带损伤的手术方法，但结果往往令人失望，术后常出现功能性失衡、感觉缺失、发生肌无力综合征等后遗症。FRANK认为这种综合征原因在于受伤关节的关节囊和韧带发生传入神经阻滞。因此，在治疗中减少外科手术对关节本体感觉的破坏，积极地进行功能治疗，对于加强受损韧带中的神经感受器的恢复尤为重要。由于种种原因，本实验现有阶段未观察到神经感受器的情况。目前，踝关节不稳的本体感觉的恢复已成为运动康复医学研究的热点之一。

篇8

关键词 生物力学 运动 控制协调 应用

人体运动需要在多个部分的共同协调配合下完成，而单纯运动学角度只针对物体的运动效果以及其他外作用力的影响进行研究，无法对人体肢体运动控制和协调的具体机制作出判断。生物力学从关节力矩的角度并结合运动动力学方法可以对肢体运动的产生方式和作用机制进行科学合理的分析，推动人体运动控制机制理论研究的发展。

一、生物力学与运动控制的关系分析

肌肉的收缩是人类肢体运动最直接的动力，人体神经系统可以对不同部位的新陈代谢速率和能量释放方式进行调整，从而起到控制骨骼肌腱可控张力的效果，肌腱又将动力传给关节、韧带以及骨骼等，最终实现对各个运动单位的控制。神经肌肉骨骼系统包括肌肉运动单位与神经元之间的突触连接、运动单位叠加与肌腱上的合力、肌肉骨骼系统的整合以及关节力矩整合协作四个层次。人体的骨骼、肌肉结构都十分复杂，因而神经中枢系统很难直接对每个运动单位进行控制，目前猜测中枢神经系统对运动目标协作实现方式或者是关节水平运动方式进行控制，再由该环节传达至各个运动单元。

二、运动控制的生物力学研究技术

（一）生物传感器技术

目前生物传感器技术在科学研究中的应用已经较为广泛，包括力量、肌电图、加速度以及位移传感器等等，这些技术相关专业的教科书以及很多文献中都有涉及到。随着研究的深入和技术的发展三维陀螺仪运动测量技术应运而生，在生物力学测量中可以对物体的运动速度、不同时间点的方位、角度等数据进行测量和记录，因而可以应用于疾病诊断和治疗康复中，该技术在医疗领域的应用也日益广泛。

（二）生物力学建模与仿真

当人体运动时除了肢体的外部状态，肌肉状态、关节连接处软组织的形状等也会发生一定的变化，而对这种形变进行观察和研究的难度较大，因而可以将整个人体作为一个完整的运动系统并以此为基础建立相应的人类肢体运动动力学研究方程，也可以将其称为生物力学模型。研究方向以及研究切入点的不同都会对最终的模型构建产生影响，一般来说任意运动的计算机模拟或者仿真需要应用正向动力学知识和技术，而对肢体运动的外力因素进行测量时则需要应用逆向运动学。

（三）运动学影像技术

影像技术在生物力学研究领域的应用由来已久，随着科技的进步和科研领域投入的提高，更多新型的运动学影像技术开始出现。高速荧光透视技术可以对人体运动状态下的骨骼、关节的情况进行精确的分析，拍摄速度更快且由于无侵入性对人体的伤害也更小。将该技术应用于人体医疗中将大大提高骨科检验的准确性。即时超声波成像技术可以将人体运动状态下的肌肉、肌腱等的形态包括肌纤维排列、肌肉羽状角的情况进行成像。

三、运动控制的生物力学原理

运动控制涉及的生物力学原理较多，本文就其中几个较为重要的原理进行分析阐述。人们在做出某个动作之前，为了提高动作的完成效果，往往会先做一个跟目标动作方向相反的动作，例如扣篮时先将手臂抬高，一方面下扣动作的幅度更大，另一方面肌肉的弹力也会有所增大，下扣的力量随之提高，这就是反向动作最佳起始力原理的典型表现。人体神经肌肉系统功能的完善性，以及个体肌肉力量和爆发力量对于体育竞赛成绩有着重要的影响，在某些体育活动中，人们为了获取运动速度的最大冲量会采取一些助力措施，例如对于跳远运动员来说，他们在进行跳远前都会有助跑，铁饼投掷运动员在投掷铁饼时，也会有身体的旋转运动等等，以上各项体育运动都是通过延长加速度时间和距离来增加力的作用效果，这体现的是运动速度的最大冲量原理。物体之间的碰撞效果一般会受到以下两方面因素的影响，即物体质量和速度这两方面的影响，质量与速度的乘积称之为动量，生物力学中有打击碰撞动量保持原理，该原理在运动控制中的体现有：网球的击球、拳击等等，运动员为了提高碰撞效果在确保撞击速度时还会提高撞击的力度。因此，对于运动员来说，一定要掌握运动控制的生物力学原理，进而将其在际运动中得到充分运用，这对提高运动员成绩来说起着非常重要的作用。

四、结束语

综上所述，生物力学的应用可以在对关节力矩和分量进行分析的基础上研究神经肌肉系统对肌肉收缩力矩的调节模式，主动的肌肉力矩在神经系统的控制之下对运动产生的被动力矩进行对抗，在平衡的状态之下完成肢体运动动作要求，生物力学的应用大大降低了运动控制协调相关问题的理解难度。

篇9

1 总体效果

伦敦Guy’s医院的Stamn医生完成了世界上首例PRC，并于1939年由Green医生报道。之后，一些相继的初步报道显示该手术效果良好。由于年手术量少，手术在早年是有争议的，反对者的主要理由是术后腕关节无力和新桡腕关节的不匹配。随着长期随访资料的累积，才逐渐显示了该手术的稳定疗效［2、3］。PRC和部分腕骨融合术的对照研究显示在相同的适应证面前，此术的总体效果等同于或略优于部分腕骨融合术［4］，这为临床医生的最终认可提供了证据。本文对20例及以上且参数比较齐全的文献综合列表1，便于查看该术开展的基本情况。

目前评判腕部手术效果和满意度的参数有4个：疼痛、腕活动度、握力和是否重返工作岗位。疼痛是病人就诊和行PRC的主要原因，也是对手术是否满意的最主要判断标准。作为一个主观的感觉，疼痛的程度是很难量化的。最近有作者用是VAS或DASH对其进行量化［1、3、5］。腕关节的活动度主要是测量腕掌屈、背伸、桡偏和尺偏4个角度，从现有的文献看术后都有不同程度的丢失，保留活动度大概能在对侧的60%～83%之间［3、5］，但这些活动度都可以满足日常活动的需要［6］，只要疼痛缓解满意，患者对活动度的丢失似乎不在意。握力参数用对侧握力的百分比表示时，减低了个体影响，更为准确，大部分PRC术后的握力在对侧的62%～80%［11～15］，但也有100%，甚至109%的［16］。关于重返工作岗位的问题，由于各报告作者的国家和工作性质的背景不同，又由于患者的主观愿望的不同，很难作为一个可比性因素，对我国临床医生的参考不大。 表1 PRC的主要文献作者例数满意率

2 适应证

由于总体手术效果的稳定和技术的改良，PRC的适应证也发生了明显的改变。现在可以用于任何原因导致的腕关节退变，其中比较常见的就是晚期手舟骨骨不连和腕塌陷［6～7］。桡骨远端月骨窝或头状骨近端的关节面的退变，现已不是禁忌证。如为轻度，标准PRC术后疗效不变［3］。如为重度，可以牵引切除成形术、关节内间置术和头状骨近端切除术来解决这个问题，这些技术已经比较成熟［1］。有报告认为PRC对于类风湿性关节炎的病人效果不好，作者认为原因在于原发病的进展，而不是手术，作者同时不支持对年纪低于35岁的患者行此手术［1］。显然和其他关节一样，年轻患者的大活动量总是给任何关节手术的疗效打上折扣。最近已经有作者用关节镜术前对桡腕关节和腕中关节检查，对关节面进行评估，决定是否能行此手术或者术中应该如何采取措施进行调整［2］。

3 手术细节

3.1 入路

背侧入路纵行或横行皆可。横行切口较美观，同时横形切开关节囊可以最佳显露关节。越来越多的作者强调保留掌侧韧带的重要性，关节间置物的材料之一就是使用背侧关节囊，这显然会破坏腕背侧韧带，但目前还没有关于背侧韧带意义的临床报告或生物力学报告。关于国人腕关节韧带的解剖及相关数据已经有作者进行了研究［8］。腕关节的韧带比较复杂，阅读这些研究报告可以帮助术者更好的理解PRC手术。

3.2 骨的切除

有的作者追求整块切除近排腕骨［9］，而有的认为没有必要，将之咬碎，取出更快捷［1］。许多大夫担心术后的片子不好看，尽可能的将腕骨摘取干净，但有些腕骨尤其是舟骨远极，摘除并不容易。最近Didonna的研究［3］提示这样做不仅不必要，而且必须要留下舟骨的远极，才能保留舟大小韧带的完整。和脊柱外科中的“蛋壳技术”类似，为了保留掌侧韧带的完整性，有学者保留了近排腕骨掌侧的一层骨皮质，但也有作者全部去除［3］。目前对是否一定要做“蛋壳”没有公认。

3.3 桡头关节退变时的三种调整方法

术中如发现桡骨远端和头状骨近端关节面有明显退变，则可以用三种办法来调整：软组织间置术，尽可能从远处剥下关节囊，可行桡侧和尺侧纵行切口，形成一以近侧为蒂的关节囊瓣， 将其用可吸收线通过近排腕骨切除后的间隙缝合到掌侧关节囊和掌侧腕韧带，也可用自体筋膜、异体筋膜或间置；可切除部分近端头状骨以增加匹配；还可以切短头状骨近端后用克氏针维持近排腕骨切除后的间隙，做牵引切除成形术，这样能有效减少疼痛［1］。

3.4 其他

许多作者在早期行克氏针穿关节固定，但使用后并没有明显的好处，反而增加了损伤关节软骨和针道感染的可能，最后废弃了这一做法［3］。理论上说，切断腕关节的神经支配可以更彻底的缓解术后的疼痛［9］。但是从目前的文献报道看，行神经切除的PRC和标准PRC在术后的满意率方面没有明显的差别。另外，由于腕关节神经支配的多源性［10］，仅仅切除部分腕关节神经支是否就有明显的效果也不得而论，需要进一步的对照研究。

4 并发症及其处理

PRC手术失败的主要原因是疼痛的复发，文献显示在0%～20%之间［1、3］。如术中发现大多角骨和桡骨茎突碰撞，则行桡骨茎突切除术［1、5、9］。但是，仍然有少数患者在术后行二次桡骨茎突切除术，显然仅仅是依靠术中肉眼观察缺乏可靠性，但目前对是否行桡骨茎突切除的标准没有一个准确的研究。对于术后桡头关节持续退变，则可行全腕融合术，但也有作者只是行桡头关节融合术。腕关节置换技术进展缓慢，但是作为一种有前途的技术，可能在将来替代PRC，而成为腕关节晚期退变的主要手术方法［11］。

5 生物力学研究

国内外对于PRC的为数不多的生物力学研究报告集中在桡骨远端月骨窝和头状骨近端的匹配和载荷分布上，增加了对于PRC手术的理解。有作者指出该手术后的生物力学变化明显，具有反生理性［6、12］，也有作者认为桡头关节是匹配的。生物力学上的一些负面结果的出现，并不妨碍良好的临床疗效。和下肢关节不同，腕关节无负重功能，日常活动对于桡头关节的接触要求不高，这可能是这种临床疗效和生物力学研究不一致的原因。

6 结语

PRC的适应证不断扩大，几乎可以治疗一切原因所导致的腕关节退变性关节炎，但对于类风湿和年龄小于35岁的患者要慎重。根据术中需要附加如下手术：关节囊间置术、近侧头状骨切除术、牵引切除成形术、桡骨茎突切除术。手术的远期效果是肯定的，但应告知病人术后必要时还需要行二次手术。二次手术除了以上附加手术外，还包括关节融合术，部分患者还可转而行关节置换术。在近排腕骨研究上的不足：一是相比于大量手创伤［13］和我国庞大的人口基数，研究偏少。二是统计参数欠全，对手术中的一些技术细节没有交代清楚，总体随访时间较短。今后需要加强临床研究。

参考文献

［1］ Diao E， Andrews A， Beall M. Proximal row carpectomy［J］. Hand Clin， 2005，4: 553-559.

［2］ Jebson PJ， Hayes EP， Engber WD. Proximal row carpectomy: a minimum 10-year follow-up study［J］. J Hand Surg［Am］，2003，28: 561-569.

［3］ Didonna MI， Kiefhaber TR， Stem PJ. Proximal row carpectomy study with a minimum of ten years of follow-up［J］. J Bone Joint Surg ［Am］，2004， 86:2359-2365.

［4］ Cohen MS， Kozin SH. Degenerative arthritis of the wrist: proximal row carpectomy versus scaphoid excision and four-corner arhrodesis［J］. J Hand Surg ［Am］，2001， 26 : 94-104.

［5］ De Smet L， Robijns P， Degreefi. Proximal row carpectomy in advanced Kienbock’s disease［J］.J Hand Surg［Br］，2005， 30:585-587.

［6］ 朱跃良，徐永清，汪新明，等.五种治疗腕塌陷术式的生物力学比较［J］.中华手外科杂志，2004，20：8-10.

［7］ 马玉海，张少成.手舟骨骨折的诊断和治疗［J］.中国矫形外科杂志，2003，11：1402-1404.

［8］ 徐永清，钟世镇，徐达传，等.腕关节韧带解剖及组织学特性研究［J］.中华创伤骨科杂志，2005，12：1147-1151.

［9］ 陈振兵，洪光祥， 王发斌，等.近排腕骨切除加骨间掌、背侧神经切断治疗退行性腕关节炎［J］.中华手外科杂志，2005，21：227-229.

篇10

胸腰椎不稳定在临床上比较常见，是腰椎痛的重要原因之一，有人统计认为腰椎痛的20%--30%与腰椎不稳定有关。创伤、退变、肿瘤及手术均可引起腰椎不稳定，如果不治疗或治疗不及时将最终发展成固定的畸形与椎管狭窄，引起神经症状。进二十年来胸腰椎骨折的治疗有了突飞猛进的发展，着不仅体现在内置物器械的不断更新发展，而且对于骨折的生物力学以及伤后脊椎的病理、病生理的变化都有了比较深入的认识[1]。但至今仍存在一些有争议的问题有待解决，其中之一就是对于集注腰椎的爆裂型骨折，尤其是那些无神经系统受损的病人，是选择手术治疗还是选择保守治疗存在争议，问题的焦点是如何评价骨折后脊柱是否失去稳定性，对治疗方案的确定非常重要。

1 解剖生理基础及胸腰椎稳定因素

脊柱由33个椎骨联结组成，每个椎骨分椎体和附件两部分，椎体前方有前纵韧带，后方有后纵韧带，棘突尖端上有棘上韧带。着三条长韧带自颅骨底部至骶骨尾部联结椎骨组成脊柱。一颈椎和腰椎的活动范围为最大，而胸椎较稳定，活动度较小，骶椎融合问骶骨，其两侧与髁骨相连且较固定。当躯干某处受暴力作用时，暴力沿脊柱传导，并常使在脊柱的稳定部位和活动部位交界区的椎骨受到损伤[2]。由于脊柱骨折及骨折脱位最常发生在胸椎及腰椎交界处，因此临床上把胸12腰1脊椎（部分作者把胸11―腰2）称为脊柱的胸腰段。胸腰段具有较大的活动度，有时胸椎后凸和腰椎前凸的转折点，在脊柱屈曲时以胸腰段为弯曲的顶点，因此最易由传导暴力造成屈曲型和屈曲旋转型损伤[3]。关于胸腰椎不稳定的认识目前存在不同观点，从生物力学观点看胸腰椎不稳定是胸腰椎功能刚度的丧失，以至于在应力作用下功能单位产生了过度或异常的活动，但生物力学上不稳定的病人不一定伴随临床症状，因此则有人从临床方面来描述不稳定，认为其临床表现不仅有椎体间活动范围的增加，而且常伴有腰椎疼痛等症状，即使是轻微的刺激即可引起腰悲疼痛症状的加重，并可造成脊髓和神经的原发或继发的损害，背拄畸形等，从而提出了临床不稳定的概念，并被许多作者所接受。维持胸腰椎稳定的基本单位是脊柱功能单位即胸腰椎的活动节段，包括临近的两个椎体及期间的椎间盘，韧带和小关节等结构，胸腰椎的稳定即主要由这些组成部分共同维持（胸椎还有胸阔结构维持稳定），同时又赖与神经、肌肉、胸腹压的协同作用，Dupuis 将脊柱稳定因素分外被动、主动、动力和低动力四种，任何因素的破坏都会导致胸腰椎稳定性的丧失。

2 创伤性胸腰段不稳定的研究进展

正确判断胸腰椎骨折脱位属于稳定型或不稳定型，对治疗方法的选择非常重要。临床治疗通常是根据病人脊髓神经的损伤程度和脊柱骨折脱立的稳定性作出决定的，一般伴有神经损伤的脊柱骨折是不稳定的，应选择适当的手术方法及早手术治疗。对于无神经损伤的脊柱骨折的病人是否进行手术治疗，则依赖于骨折的椎体是否稳定。虽然有许多判定脊柱受伤后骨折稳定性的标准及进行骨折分类的方法，但最终没有统一的认识，并不伴有神经损伤的脊柱骨折的治疗，由于对其稳定性有不同见解，存在很大争议，最具代表性的是关于胸腰段暴烈型骨折的讨论。

有相当多的文章都试图给脊柱的“不稳定”下定义[4-7]。美国骨科医师协会[8]认为在一定的载荷下，若脊柱的某个阶段出现了超过正常范围的活动度，则认为“不稳定”。White和Panjabi（9） 也认为脊柱的稳定性即为：在生理载荷下，脊柱有能力不致产生过度的运动而造成对神经的损伤，也不会因结构的改变而造成畸形和难以控制的疼痛，Bradford 和Louis将创伤导致的胸腰椎不稳定分为急性不稳定（暂时骨性不稳定）和慢性不稳定（永久性韧带性不稳定），具有较大临床意义。急性不稳定是指伤后立即出现显著的移位而且极可能并发脊髓损伤者。Nicoll认为脊柱折合并有棘间韧带段裂者为不稳定性骨折；Dickson认为椎体形态、后部结构和椎体顺列三者两者受累则为不稳定骨折；Holdsworth[7、11]建立了脊柱创伤的两拄理论，他把前纵韧带、椎体以及后纵韧带定义为前拄，而其以后的部分包括追弓根、椎板、上下关节突以及附属的韧带结构等统统视为后拄。他的工作证实了后拄在脊柱创伤后可起到类似“张力带”的作用，平衡因前拄损伤而向伤椎传导所导致骨折移位的作用力，因此后拄对于维持创伤后脊柱的稳定性和防止后凸畸形进行性加重，都发挥了重要作用。McAfee[11] 认为虽然在单纯的纵向载荷下，棘间韧带及黄韧带通常不会受损，但对于严重的暴烈型骨折，能出现椎板骨折也并不罕见。White 和Panjabi[9]等在研究脊柱椎体的活动时发现了小关节对于承担纵向载荷的重要作用，并通过力学实验证实一对小关节最多可承担全部纵向载荷的33%。当创伤后椎体的前高丢失严重时，他们即会发生骨折。Denis[5]建立了脊柱的三拄理论（前纵韧带及椎体的2/3为前拄，后纵韧带及椎体后1/3为中拄，其余部分为后拄）。为了把脊柱不稳定融入到三拄理论中，Denis[12] 将创伤后胸腰段脊柱的稳定性再分为三度：10：是结构上的不稳定，有发展为晚期后凸畸形的可能性，通常为严重的并伴有后拄损伤的骨折，或者是某些Chance骨折。110 ：神经原性的不稳定 ，包括那些所谓的稳定性暴烈型骨折，当骨折的椎体过度塌陷，造成创伤早期后凸的骨块向椎管内移位，及后期骨折愈合后，出现继发性的椎管狭窄。两者都有可能使那些最初无神经症状的病人发生神经损害。1110：是结构及神经原性的不稳定，骨折-脱立和不稳定的暴烈型骨折，无论有无神经损伤，均属于这一类型。又将胸腰段骨折脱位分为四类：压缩骨折、暴烈骨折、安全带损伤和骨折脱位，认为有两拄手损伤或中拄受损伤而伴有脊髓神经损伤者都属于不稳定性骨折。其他关于胸腰椎创伤性急性不稳定的判别标准，如White 的平分方法和检查表，都是基于静态或半静态的研究，而与实际的创伤病理有较大的差距。因此，近年来为尽可能接近临床情况而采用模拟骨折类型的方法来研究急性不稳定得到了越来越多的重视和应用，如：James,Manohar,Willen,Panjabi SLeosar等模拟了腰椎爆裂骨折,Neumann模拟了腰椎安全带损伤，OxLand及Pangabi等模拟了颈椎的高速创伤，其中一些实验结果表明椎体等骨性结构的破坏会导致椎体间三维活动范围明显增加而后拄对抗前屈外力和防止创伤后腰椎后凸畸形的发生从而维持脊柱的稳定中起重要作用，而中拄只是对临床不稳定有较大意义，对脊柱生物力学上的稳定则无重要影响，而且提出了腰椎屈曲分离创伤（不伴中拄受伤）不稳定的定量标准：后凸成角大于等于12度或棘突间距大于20毫米可出现不稳定；后凸成角大于等于19度或棘突距离大于等于33毫米表示完全不稳定。也有很多学者怀疑后拄的作用，而强调中拄对维持脊柱爆裂型骨折稳定性的能力，他们认为后拄的韧带结构对于抵抗创伤后脊柱的屈曲移位没有什么作用，只会在伤椎过度弯曲时才会产生一些阻力。但是他们的力学实验方法一般都是先从切断棘上/棘间韧带开始，再对伤椎施加负荷来检验脊柱的稳定性，然后逐步向前，直至把椎板和两侧小关节分别切除。最后他们发现把后柱破坏后，脊柱的不稳定性才明显增加。

对于引起分歧的原因，Keneth[11]等认为关键的问题就在于实验的方法，支持HoIdsworth理论的学者所作出的生物力学的实验都是先破坏前拄，然后依次破坏中拄、后拄。Keneth[10]认为这样的损伤顺序才更接近临床真实创伤过程，他设计了L1 的爆裂型骨折模型来分别研究脊柱的前、中、后拄在对抗屈曲暴力，维持脊柱稳定性上的作用，发现前拄破坏后，该阶段比正常的脊柱将会明显增加成角及移位程度，而随着中后拄相继发生骨折后，后拄的损伤将会比中拄明显的增加骨折的不稳定性，Keneth[11] 认为只有前中拄受损的爆裂型骨折，若后拄是完整的则骨折是稳定的，可以采用非手术治疗，并且效果是满意的。但是次后不久，Manhar 和Panjabi[1]等通过改良实验的方法，得出的 有一次支持了Denis[5] 的理论，他们实验了Denis 三拄理论，认为中拄才是决定爆裂型骨折稳定性的重要因素。Armstrong 研究提出按损伤形态分类的方法，即将胸腰段骨折分外七型：①压缩骨折②旋转损伤③爆裂型骨折④剪力骨折⑤椎体后部骨折⑥拉伸骨折综合性损伤，每一型有其特有的损伤特点，并和相应的处理方法相对应。

3 小结

尽管在生物力学的认识上各家观点不同，但在临床上还是把伤后有可能进一步加重畸形和神经损伤的着异类骨折归为不稳定爆裂型骨折。McAfee[11] 则认为对于胸腰段爆裂型骨折，提示骨折具有不稳定的特性，主要有以下几点：（1）进行性的神经功能恶化（2）伴随有后方结构的破坏（3）后凸畸形达到或超过20度并伴有神经原性损伤（4）椎体前高度丢失大于50%或伴有小关节的半脱位（5）CT证实在被压缩椎管内存在着骨折块，并出现不完全的神经原性损伤。Shaffrej 等认为后纵韧带段裂，棘突和（或）椎板间距增宽，骨折已发生移位，椎体高度丢失大于50%或出现了神经原性损伤，发生了关节突的骨折都是临床上不稳定性骨折的特征。Neumann 通过对胸腰段脊柱爆裂型骨折病人的正、侧位X线片的比较，总结出了影象学上评价爆裂型骨折稳定性的标准：即后凸畸形位于12-19度之间，棘突间距增宽20-33毫米为临界的不稳定性骨折；即为完全的不 稳定性骨折。在治疗上，Keneth 认为对于那些稳定的没有神经受累的爆裂型骨折病人，一般采用保守治疗即可获得满意疗效。McAfee[11]认为对于没有神经原性损伤的胸腰段爆裂型骨折病人，其手术指征为：骨折的椎体前高度丢失超过50%，存在着椎管压迫，并伴后方结构的损伤。虽然也有一些并不稳定性的骨折病人经卧床、药佩带支具等非手术治疗，效果也比较好。本人还是倡导对不稳定的爆裂型骨折不管有无神经受累，均应尽早手术治疗，恢复伤椎的的高度和脊柱正常的生理曲线以避免晚期后凸畸形和顽固性腰痛。尤其是对老年患者，更应尽可能进行积极的手术治疗，因为骨质蔬松和伤后继发性的椎间盘退，会导致脊柱的后凸畸形进行性加重，严重影响他们的生活质量。

参考文献

[1] Manohar M.PanjabiMM.VaIidityofthethreecoIumntheory of thoracoIumbarfractureSpine1995,20:1122-27.

[2] 杨克勤，党耕町，蔡钦林，等.脊柱疾患的临床与研究[M].北京：北京出版社，1994：228.

[3] 饶书城,吴之康，唐天驷,等.脊柱外科手术学[M].北京；人民卫生出版社，1999；310.

[4] Abumi K ,panjabiMM .Biomechanical evaluation of lumbay spine stability after graded facetectomies.Spine,1990,15:142-7.

[5] Denis F.The three column spine and its significance in the classification of acute thoracolumbar spinal injurys[J].Spine,1983,8:817-31.

[6] Farfan HF, Gracovetsky S. The nature of instability[J].Spine,1984,9:714-9.

[7] Holdsworth FW. Fractures,dislocations and fracturedislocations of the spine[J].J Bone Joint Surg 1963,45-B:6-20.

[8] Haher TR, Felmy W. The contribution of the threecolumns or the spine to the rotational stability:A biomechanical model[J]. Spine,1989,14:663-9.

[9] White AA,panjabiMM. Clinical biomechanics of the spine[J]. Philadelphia, JB.Lippincott,1978:169-211

篇11

【关键词】 气管软骨;应力松弛;粘弹性;力学特性

Abstract：To research the tracheal cartilage stress relaxation characteristic and provide the tracheal cartilage stress relaxation characteristic parameter for the clinical.10 cartilages were taken on the electronic universal testing machine to carry on the stress relaxation experiment.The increasing speed of the stress relaxation experiment strain was 50%/min.Experimental temperature was (36.5±0.65)℃，the experimental time was set at 7 200 s.Then 100 empirical data were gathered and processed by the method of Unary Linear Regression Analysis.The tracheal cartilage 7 200 s stress relaxation quantity was 0.316 MPa，the 7 200 s stress relaxation curve achieved the balance basically.The tracheal cartilage stress relaxation curve is changed by the logarithm relations，the tracheal cartilage is the non-linear viscoelastic material.

Key words：Tracheal cartilage;Stress relaxation;Viscoelastic;Mechanics characteristic

1 引 言

国内外学者对气管损伤气道功能重建，对人工气管的基础研究和临床实践做了一定的研究，但对气管软骨的生物力学研究报道较少。前田富兴等[1]对人工气管的抗变形能力进行了研究。ToomesH等[2]以人工气管气道再建进行运动物实验研究。刘德若等[3]对人工气管进行了实验研究。徐艳等[4]研究了纺织结构复合材料人工气管。关于气管软骨的生物力学特性实验国内、外学者们也进行了一定的研究，邓卫军等[5]对成年离体猪气管进行了生物力学的特性实验。王忆勤[6]等对大鼠气管的零应力状态进行了研究。 杨林等[7]对旋转生物反应器用于提高组织工程气管软骨力学强度进行了研究。以往对气管软骨力学特性研究多以动物气管软骨和一维拉伸实验居多[5-7]，对人气管软骨应力松弛粘弹性力学特性研究较少。生物材料的粘弹性主要以应力松弛蠕变为表现形式，应力松弛是软组织在恒应变作用下，对载荷松弛适应性的反应，虽然机制尚不清楚，但气管软骨的应力松弛力学特性对于认识吻合口张力，确定气管损伤后的张力临界点具有重要意义。

气管由于炎症、肿瘤、损伤等疾患需要进行气道再建，现代呼吸道(气道)外科手术对气管病变不超过1/2程度，可切除病变部位气管后直接缝合吻接，修复和重建气管的功能。当气管切除超过其直接的吻合长度，则需要置换人工气管。鉴于临床实际需要，我们对正常国人尸体气管软骨进行了应力松弛实验，得出了气管软骨7 200 s应力松弛量，得出了应力松弛曲线和归一化应力松弛函数曲线。以一元线性回归分析的方法处理实验数据，得出了应力松弛函数方程。

2 材料与方法

2.1 材料

实验标本正常国人新鲜尸体气管标本2个，均为男性，25岁尸体1具，30岁尸体一具。由白求恩医科大学解剖教研室提供。将气管标本生理盐水浸泡的纱布包裹，装入塑料袋中密封后置于-20℃冰箱内保存。实验前取出标本在常温下解冻后，以手术刀切取软骨环试样10个。

2.2 试验装置

日本岛津AG-10TA自动控制电子万能试验机，该机具有自动控制应力、应变增加速度和使应力或应变保持恒定的功能。载荷通过载荷传感器传递，载荷传感器最大量程100 N，使用量程10 N。

2.3 应力松弛实验方法

首先测量式样的原始尺寸。在软组织测量实验中，测量试样的原始尺寸非常关键。作者采用国内外均认可的准长度理论，即在每一给定条件下式样的长度等尺寸。将试样装夹在软组织实验夹具上，给予满量程1%的初载做为准长度的基础。利用读数显微镜测量其长度、宽度和厚度，试样的长度为25 mm，宽度为5 mm，厚度为1.8～2.2 mm，韧带和其他软组织一样，其弹性主要来自熵的改变。因而不存在唯一的自然状态，所以首先对试样进行预调处理，即在同一应力水平下加载-卸载20次。对每个试样分别预调处理后进行实验。

将经过预调的10个试样分别装夹到软组织专用夹具上，夹具与有机玻璃缸连接，玻璃钢内装pH值为7.4的生理盐水，试样置于生理盐水中，装有试样的夹具与实验机上、下头连接。试验机带有-35℃～250℃环境温箱。可自动调节温度并保持恒温。本实验模拟正常人体温，在(36.5±5)℃的温度场下进行。预先设定好程序，记录方式为X-T，其中X轴为应力，T轴为时间。本实验以50%/min的速度对试样施加载拉应变，当应变达到9.28%，应力达到1.207 MPa时保持恒定，应力随时间的改变不断下降。

计算机程序设定从时间t0开始采集数据，每10 s采集一个数据40次，之后每136 s采集一个数据，采集50次，共采集90个数据，历时7 200 s达到设定时间后，计算机自动输出实验曲线和数据。

3 结果

3.1 应力松弛实验数据和归一化应力松弛函数数据

10个气管软骨试样应力松弛实验数据经统计分析后结果见表1。10个气管软骨试样归一化应力松弛函数数据见表2。表1 应力松弛实验数据(x±s)表2 归一化应力松弛函数数据

3.2 应力松弛曲线

对每组10个应力松弛试样的实验数据拟合应力松弛曲线见图1。对每组10个试样归一化应力松弛函数数据拟合曲线见图2。图1 应力松弛曲线

Fig 1 The stress relaxation curve

图2 归一化应力松弛函数曲线

Fig 2 Normalized stress relaxation function curve

3.3 归一化应力松弛函数方程的计算归一化应力松弛函数方程的建立：以一元线性回归方法处理实验数据，松弛曲线是以对数关系变化的，因此设

G(t)=1

c lnt+d t=0

t>0(1)

令φ(a，d)=∑nt=1[G(t)-G(实)]2

则φc=0 φd=0

c∑11i=1ln2t+d∑11i=1lnt-∑11i=1G实=0

c∑11i=1lnt+d∑11i=1d-∑11i=1G实=0(2)

将实验数据带入(2)式，结出屈肌腱c=-0.0396，d=1.0306。将c、d代入(1)式得出气管软骨：

G(t)=1t=0

-0.0313lnt+1.0626t>0

4 讨论

试验结果表明，气管软骨7 200 s应力松弛量为0.316 MPa，应力松弛最初600 s变化较快，达总松弛量的30%，之后应力缓慢下降，达到7 200 s时曲线基本达到平衡，气管软骨的应力松弛曲线是以对数关系变化的。气管软骨在生理上主要是具有一定的舒张性，吸气时伸长而变粗，呼气时复原。气管具有一定的屈、伸性，屈、伸时气管和气管软骨都承受着一定的生理载荷。气管的力学性能的保持主要是胶原纤维的合理排列分布为弹性支架，通过蛋白多糖的亲水作用来形成局部的张力和渗透张力，当组织受载时，由于压力差大于局部张力使水缓慢流出，当去载时由于组织的膨胀压和渗透压使水流回组织内[8]。在正常的生理状态下，气管软骨能在生理载荷范围内适应外力的牵拉，表现出一定抗张性。

气管组织内含有胶原纤维，胶原纤维具有一定的韧性，胶原蛋白是动物体内含量最丰富的蛋白质，它是一种高级结构，可形成最佳的力学特性。胶原蛋白最最重要的力学性质是拉伸刚度和抗拉强度。

软骨是一种多孔的粘弹材料，组织间隙为液体所充满。在应力作用下，液体可在组织中流进或流出(当组织膨胀时流进，收缩时流出)，软骨力学性能随液体的含量而变化。事实上，液体在应力下的流动似乎是这种无血管组织取得营养的主要途径。因此，研究气管软骨应力-应变的关系不仅对于了解软骨传递载荷的特性有必要，而且对于了解组织的健康状况也是非常重要的[9]，软骨是由一种液相和固相组成，液相主要是水，固相主要是包括胶原纤维和弹性纤维，蛋白多糖和细胞成份。液相主要功能是通过自身的媒介作用把小的溶质传送或扩散于组织内外，固相胶原纤维的网状支架是张应变和张应力的表述[10-11]。蛋白多糖的亲水性很强，对维持软骨的粘弹性及对抗压力起着重要作用。

本实验初始应力与文献[12]相同，但本实验7 200 s应力松弛量低于文献[12]中髋关节软骨和膝关节软骨。承重部位软骨和非承重部位软骨具有不同的力学特性。本实验结果支持软骨的力学性质与软骨的胶原含量呈正相关的观点。软骨所处不同的生理解剖位置及不同的生理功能决定了其粘弹性的存在和其间的差异。

本实验以正常人青年新鲜尸体气管软骨为研究对象。更充分地揭示气管软骨作为生物粘弹性材料的力学特性，对临床更具有实际意义。

参考文献

[1]前田富兴，久保良彦Mesh人工气管的耐变形能研究[J].人工脏器，1991，20(2)：641-647.

[2]ToomesH.Experinen tal with prostheticre constructionofthe trachea and bafu-rcation[J].Thorax，1985，40(1)：32-36.

[3]刘德若，王福忠.人工气管的实验研究[J].白求恩医科大学学报，1888，14(增刊)：147-150.

[4]徐艳，张佩华，王文祖.纺织结构生物复合材料人工气管的开发[J].安徽教育学院学报，2004 20(4)：11-13.

[5]邓卫军，史宏灿，裴昶.成年离体猪气管生物力学特性的实验研究[J].医用生物力学，2008，(5)：389-393.

[6]王忆勤，滕忠照.大鼠气管零应力状态[J].医用生物力学，2001，(1)：6-9.

[7]杨林，武延格，纪灵，等.旋转生物反应器用于提高组织工程气管软骨力学强度的实验研究[J].中国生物医学工程学报，2009，28(1)：103-107.

[8]李振宇，马洪顺，姜洪志.关节软骨力学性能研究[J].试验技术与试验机，1989，(2)：7-9.

[9]冯元桢著.生物力学[M].北京：科学出版社，1983：251.

篇12

摘要 :目的 对枢椎交叉椎板螺钉治疗寰枢椎不稳这一新的内固定技术进行生物力学评估。 方法 成年国人甲醛固定的枕颈（C 0 ～C 4 ）标本10具，对寰枢椎不稳模型分别行Gallie法内固定、双侧Magerl法内固定、C 1 椎弓根-C 2 交叉椎板螺钉内固定，进行寰枢关节的强度、刚度测量，分析寰枢椎的载荷-位移、应力-应变、扭矩-扭角关系和扭转刚度指标。 结果 Gallie法内固定明显增强了寰枢椎不稳模型的稳定性，但其固定强度明显小于Magerl法和C 1 椎弓根-C 2 交叉椎板螺钉内固定（P0.05）。 结论 C 1 椎弓根-C 2 交叉椎板螺钉内固定能为失稳的寰枢关节提供坚强的生物力学环境，枢椎交叉椎板螺钉技术具有良好的临床应用前景。

关键词 :寰枢椎不稳;椎板螺钉;内固定;生物力学

Abstract:Objective To evaluate the biomechanical stability afforded across the atlantoaxial segment by a new technique using C 2 crossing laminar screws.Methods Ten embalmed cadaver human cervical spine specimens（C 0 -C 4 ）were collected.The biomechanical strength and rigidity of three posterior fixation procedures-Gallie method，posterior C 1-2 transarticular screw（Magerl technique），C 1 pedicle screw.C 2 crossing laminar screws-rod construct were compared.Results The Gallie method improved the stability of atlantoaxial instability model significantly，but had the lowest stiffenss among the three types of fixation.The C 1 pedicle screw.C 2 crossing laminar screws-rod construct seemed to have higher stiffenss than Magerl technique，but the difference was statistically insignificant（P>0.05）.Conclusions C 1 pedicle screw.C 2 crossing laminar screws-rod construct can provde satisfactory biomechanical stiffness for atlantoaxial instability.C 2 crossing laminar screws technique is a promising technique in clinical application.

Key words:laminar screw;atlantoaxial instability;biomechanics，internal fixation

寰枢椎不稳可因创伤、炎症、局部畸形、肿瘤等引起，若处理不及时，易致颈脊髓受压。1979年，Magerl和Seeman首先介绍的双侧经寰枢椎关节螺钉内固定（Magerl技术），被认为是后路C 1-2 固定融合治疗寰枢椎不稳的金标准，植骨融合率明显大于后路寰椎后弓与枢椎椎板之间固定植骨手术［1-2］ 。常因椎动脉走行异常，在枢椎侧块内形成一个硕大的腔窦，因此15%～20%的患者不适宜后路经寰枢椎关节螺钉内固定和C 2 椎弓根螺钉的植入;另外在寰枢椎未复位、下颈椎屈曲困难和明显的胸椎后凸情况下不适于Magerl技术的操作［1，3］ 。最近，Wright［3］ 介绍了经枢椎交叉椎板螺钉固定技术结合C 1 侧块螺钉治疗寰枢椎不稳，这种新技术的安全性明显提高，但它的生物力学性能是否能达到临床需要?本研究对此进行阐述。

1 材料和方法

1.1 实验材料与标本处理 国人成年甲醛固定的枕颈（C 0 ～C 4 ）标本10具，编号、摄片，排除严重退行性变、创伤、畸形、肿瘤等病理性改变和骨密度异常者。切除标本所附肌肉，保留韧带及关节突关节囊的完整性，双层塑料袋密封包装，置于-20℃冰箱保存，实验前逐级解冻。将螺钉穿过C 3 、C 4 椎体和小关节固定，以聚甲基丙烯酸甲酯包埋，仅保留C 0 ～C 3 之间的运动节段。

1.2 标本分组 10具标本按A、B、C顺序完成检测，所得数据分别为A、B、C组，之后按随机原则分为D、E2组，每组5具。具体分组见表1。

表1 标本分组表（略）

1.3 寰枢椎不稳模型的建立及不同方法内固定

1.3.1 寰枢椎不稳模型 切断寰椎横韧带、翼状韧带、覆膜，以钢丝锯沿齿突基底部断开齿状突造成AndersonⅡ型齿突骨折［4］ 。

1.3.2 Gallie内固定 0.8mm胸骨钢丝固定，寰枢椎后弓高度维持在8～10mm，木块骑跨在枢椎棘突和椎板上模拟植骨块［5］ 。

1.3.3 寰枢椎经后路关节螺钉固定（Magerl法） 直径3.5mm的AO皮质骨螺钉固定，进针点在下关节突上方2mm、内侧界的外侧3mm，以狭部内侧（椎管外壁）作为解剖标志来判断进钉的角度，X线上在侧块关节的后1.3穿过，并且指向寰椎前结节卵圆形投影的头侧半。见图1。

图1 经后路寰枢椎关节螺钉固定（Magerl技术）的正、侧位片（略）

1.3.4 C 1 椎弓根-C 2 交叉椎板螺钉固定 颈椎后路钉杆内固定系统（康辉医疗器械厂生产）固定，直径3.5mm万向螺钉，连接杆直径3.0mm。C 1 椎弓根钉方法:经枢椎侧块内外缘的中点做垂线，与寰椎后弓上缘交点的正下方3.0mm处为进钉点，方向内倾约10°～15°，上倾约5°［6-7］ 。C 2 交叉椎板螺钉固定的方法为:在C 2 棘突与右侧椎板交界处，在椎板的中上1/3处开孔，以手钻向对侧椎板钻孔，至左侧椎板中下1/3与关节突的中垂线相交处，圆头探针探测深度并确认有无穿破皮质进入椎管。然后在右侧椎板与C 2 棘突交界处、左侧椎板中下1/3处开孔，钻孔至右侧椎板中下1/3与关节突的中垂线相交处，丝锥攻丝，旋入万向螺钉，以连接杆将其与C 1 椎弓根钉相连接，见图2。

图2 C 1 椎弓根-C 2 交叉椎板螺钉固定法的正、侧、上下位片（略）

1.4 实验力学模型的建立与实施 所有实验标本的力学模型在结构、损伤、固定、载荷、应变片布置、位移传感器设置条件上保持一致。载荷加载最大到250N，分级载荷为50N，以维系在生理载荷状态，标本不遭到破坏。实验前予以加载100N3次，以去除骨的松弛、蠕变因素的影响，然后在液压万能试验机（WE-5）上加载，加载速率控制在1.4mm.min，准静态状况下模拟前屈、后伸、侧屈和旋转受载状况，检测各组的载荷-位移、应力-应变、扭矩-扭角关系和扭转刚度等的相关力学指标。试验过程中，保持温度24℃和湿度85%，对标本喷洒生理盐水以保持标本湿润度。

1.5 数据处理 应用SPSS10.0软件进行数据处理，组间比较采用t检验，检验水准:α=0.05。

2 结果

2.1 寰枢椎的载荷-位移关系 寰枢椎在载荷的作用下发生纵向压缩性位移和横向水平性位移，2种位移距离（Δ）测量结果见表2～4和图3、4。

表2 寰枢椎的载荷-纵向位移数据（略）

表3 寰枢椎的载荷-水平位移数据（略）

表4 不同方法内固定后寰枢椎的纵向位移和水平位移的比较值（略）

图3 寰枢椎250N时不同内固定方法纵向位移比较曲线（略）

图4 寰枢椎250N时不同内固定方法水平位移比较曲线（略）

结果显示，当寰枢椎失稳之后无论是纵向位移还是水平位移均明显增加。各种方法内固定后，与正常标本寰枢椎的纵向位移和水平位移相对比（表4），从寰枢椎的载荷-位移关系可以看出，寰枢椎稳定性依次为:正常标本0.05）。

2.2 寰枢椎的应力强度 根据统一的应力-应变测量得到各种不同内固定方法在生理最大载荷250N时的应力强度值，见表5、图5。

当寰枢椎失稳时，其应力强度在前屈、后伸和侧屈载荷状态下较正常标本分别下降19%、21%、26%，有显著性差异（P

表5 各组寰枢椎的应力强度值（略）

图5 寰枢椎载荷250N时不同内固定强度比较曲线（略）

表6 不同方法内固定后寰枢椎强度比较（略）

寰枢椎的应力强度的强弱依次为:正常标本0.05）外，余差异均有统计学意义（P

2.3 寰枢椎扭转的强度与刚度 扭转强度用扭矩（Mn）表示，单位牛顿・米（N・m），扭转刚度（GJρ）=Mn/θ，单位为N・M/度（Deg），θ为相对扭转角。寰枢椎扭矩-扭角关系见表7、图6。正常寰枢椎标本在生理运动范围最大承受扭矩为（8.51±1.04）N・m，失稳寰枢椎只能承受（5.09±0.62）N・m，两者相差40%以上（P

转贴于

图6 寰枢椎的扭矩-扭角曲线（略）

表7 寰枢椎不同相对扭角下的扭矩表（略）

表8 不同方法内固定后寰枢椎的抗扭转刚度比较（略）

3 讨论

寰枢椎不稳会造成“上颈椎危象”，若处理不及时，随时可发生压迫脊髓的危险，甚至危及生命。寰枢椎后路固定融合手术治疗寰枢椎不稳，一般指后路寰椎后弓与枢椎椎板之间固定植骨手术、后路寰枢椎经关节螺钉固定关节间隙植骨融合术，以及近年来的通过寰椎枢椎侧块.椎弓根的钉棒或钉板系统等［1，8］ 。后路寰椎后弓与枢椎椎板之间固定植骨手术一般包括Gallie法、Brooks法及其改良方式、寰枢椎椎板夹.钩内固定法（如Apofix、Halifix等内固定），这些方法技术相对简单，但由于稳定性欠佳和需要坚固的术后制动，容易导致较高的融合失败率，同时该技术依赖于寰枢椎后弓的完整性。由于解剖学的变异，18%的患者进行经Magerl法螺钉固定时，面临着椎动脉损伤的风险，其中6%为双侧、12%为单侧［9］ 。类风湿影响到上颈椎的患者中，使用3.5mm直径的螺钉，仅30.9%（13.42例）的患者适合双侧，21.4%（9.42例）的患者仅适合单侧，58.4%（49.84侧）的狭部不适合C 1-2 经关节螺钉固定［10］ 。闫明等发现，50例C 2 干燥骨标本中有4例标本8侧的横突孔在枢椎侧块内形成一个硕大的腔窦，侧块上关节面骨质的厚度仅为2mm，使得Magerl螺钉和C 2 椎弓根螺钉的植入仍存在较大的风险［11］ 。经枢椎交叉椎板螺钉固定技术，消除了损伤椎动脉的危险，在螺钉植入过程中，所有相关结构直接暴露在手术视野，不需要术中的透视导航辅助。

颈椎不稳在力学概念上是指刚度的丧失，临床上正常生理载荷下不能维持椎体间的正常位置而出现过度或异常活动。寰枢椎在载荷的作用下发生纵向压缩性位移和横向水平性位移，位移越小，说明固定越牢固。寰枢椎的强度反映了颈椎在载荷作用下抵抗破坏能力的大小，强度越大，说明内固定方法越牢，抵抗破坏能力越强。强度常常用应力的大小来表示，所以有时称为应力强度的大小。颈椎的扭转强度是指颈椎在扭转时承受最大的扭矩大小，扭转刚度是指颈椎能承受的抗扭转变形的能力大小。扭转刚度与相对扭转角呈反比，即扭转刚度越大，扭转变形越小。寰枢椎失稳时，由于存在不连续封闭曲面，即开环截面在承受扭转时，刚度极大地消弱，变形增大会导致寰枢椎进一步破坏。根据大量骨骼的扭转力学试验，开口断面的载荷和能量损失约90%，当变形增大30%时，即使使用器械固定，仍然会发生很大的变形，降低了承载能力［12］ 。

从寰枢椎的载荷-位移关系、应力-应变关系、扭矩-扭角关系和扭转刚度总体分析，Gallie法内固定明显增强了寰枢椎失稳之后的稳定性，但其固定强度明显小于Magerl法和C 1 椎弓根-C 2 交叉椎板螺钉内固定，C 1 椎弓根-C 2 交叉椎板螺钉内固定强度大于双侧Magerl法，但没有统计学意义。双侧经寰枢椎关节螺钉内固定（Magerl技术）作为后路C1-2 融合治疗寰枢椎不稳的金标准，具有优越的生物力学特性，对骨融合起到了积极的作用。从本实验结果可以看出，C 1 椎弓根-C 2 交叉椎板螺钉内固定有较高的抗屈曲、伸展，抗纵向压缩及抗侧弯的能力，能为失稳的寰枢关节提供优良的生物力学环境，是一种可靠的内固定方法。

本研究的不足之处在于试验标本使用了甲醛固定的枕颈防腐标本，实验数据较新鲜标本和人体存在着一定的差异。但本研究设计重点在于不同内固定方法之间的数据比较，以成熟的Magerl技术作为参照，弥补这一不足之处。另外，C 1 椎弓根-C 2 交叉椎板螺钉内固定中C 1 、C 2 之间连接杆的倾斜角度是否也决定着内固定的生物力学强度，作者将进一步进行探索和验证。

〔常州康辉医疗器械厂为本课题的研究给予了大力协助，特此致谢!〕

参考文献 :

［1］ Kim SM，LimTJ，Paterno J，et al.Biomechanical comparison of ante-rior and posterior stabilization methods in atlantoaxial instability［J］.J Neurosurg，2004，100（S3）:277-283.

［2］ Melcher RP，Puttlitz CM，Kleinstueck FS，et al.Biomechanical testing of posterior atlantoaxial fixation techniques［J］.Spine，2002，27（22）:2435-2440.

［3］ Wright NM.Posterior C 2 fixation using bilateral，crossing C 2 laminar screws:case series and technical note［J］.J Spinal Disord Tech，2004， 17（2）:158-162.

［4］ Anderson LD，D’Alonzo RT.Fractures of the odontoid process of the axis［J］.J Bone Joint Surg（Am），1974，56（8）:1663-1674.

［5］ Richter M，Schmidt R，Claes L，et al.Posterior atlantoaxial fixation: biomechanical in vitro comparison of six different techniques［J］.Spine，2002，27（16）:1724-1732.

［6］ 马向阳，尹庆水，吴增晖，等.寰椎椎弓根与枢椎侧块关系的解剖与临床研究［J］.中华骨科杂志，2004，24（5）:295-298.

［7］ Ma XY，Yin QS，Wu ZH，et al.Anatomic considerations for the pedi-cle screw placement in the first cervical vertebra［J］.Spine，2005，30（13）:1519-1523.

［8］ Harms J，Melcher RP.Posterior C 1 -C 2 fusion with polyaxial screw and rod fixation［J］.Spine，2001，26（22）:2467-2471.

［9］ Nogueira-Barbosa MH，Defino HL.Multiplanar reconstructions of he-lical computed tomography in planning of atlanto-axial transarticular fixation［J］.Eur Spine J，2005，14（5）:493-500.

篇13

【Abstract】ObjectiveToinvestigatethetherapeuticefficacyofusingAO/ASIFcollar-bonehooknickelcladwhilecarringoutORIFoperationtoTossyⅡtypeacromioclaviculardislocationandNeerⅠtypedistalendofcollarbonefracture.Methods68casesofcollar-bonefractureacceptedbyourdepartmentfromFebruaryof2002toJanuaryof2005werecarriedouttheCRIFoperationusingcollar-bonehooknickelclad.Thesepatientswerefollowedupfor3～27monthsafteroperation.ResultsAdoptLazzcanostandardtoevaluatethepatient’sfunctionaftertheoperation.68casesincludingexcellent66andgood2havenoinjuryofsubclaviannerveandbloodvessel，infection，looseandprolapseofinternalfixationdevicesandfracturedisunionandmalunion.X-rayshowscollar-bonefractureshealingcompletelyandhavingnoacromioclaviculardislocation.Thepatientscangetpainlessfree-running.ConclusionCollar-bonehooknickelcladutilizestheleverprincipleandtheintensityofnickelcladitselftoopposethetractionforceofsternomastoidmuscleandavoidprolapse.Asnotdamagingtheacromioclavicularfacet，itcanavoidandreducethetraumaticarthritiscausedbydevicessuchasKirschnerwireect.Thismethodcharacterizedbylittlewound，fixationfirmlyandmovingthejointearlyisaeffectivemethodtocuredistalcollarbonefractureandacromioclaviculardislocation.

【Keywords】collar-bonehooknickelclad；distalcollarbonefracture；acromioclaviculardislocation

锁骨远端骨折及肩锁关节脱位往往伴有喙锁韧带及肩锁韧带的断裂，造成锁骨远端向上向后移动，此类骨折脱位临床上较为多见，根据锁骨钩钢板的设计符合肩锁关节局部解剖特点和生物力学特性，我院近3年来用锁骨钩钢板治疗锁骨远端骨折和肩锁关节脱位。临床实践表明此方法固定牢固，患者能早期活动肩关节，避免出现内固定松动、骨折、脱位、移位等并发症。

1资料与方法

1.1一般资料本组68例，男50例，女18例，年龄21～64岁，平均32岁，均为新鲜骨折，受伤至手术时间1～3天，所有病例均采用锁骨钩钢板治疗。

1.2手术方法上臂丛麻醉，平卧位，患肩垫高，取肩锁关节横弧形切口，起自肩峰外侧，切开肩锁关节囊，显露肩锁关节、骨折端、肩峰、喙突以及断裂之喙锁韧带。清除瘀血块以及破裂的关节盘。钝性分离锁骨外端与肩峰后方间隙，将锁骨钩钢板的钩插入肩峰下，钢板端置于锁骨上，并利用钢板下压锁骨，使骨折或脱位复位，如下压太紧，则将钢板预弯折弯，直至复位，于锁骨上钻孔，并用骨膜剥离器加以保护，勿损伤锁骨下组织，拧入螺钉，检查骨折或脱位复位确实，固定牢靠，修补断裂的肩锁韧带和关节囊，缝合切断的三角肌，不常规修复喙锁韧带。

2结果

手术操作时间20～45min，平均30min，随访3～27个月，术后采用Lazzcano标准评定患者术后的功能。本组68例患者中，优66例，良2例，未发生锁骨下神经、血管损伤，术后无感染，内固定无松动及脱出，无骨折不愈合或畸形愈合等现象，X线片显示锁骨骨折全部愈合，肩锁关节无再脱位发生，2个月左右可行无痛自由活动。

3讨论

锁骨远端骨折及肩锁关节脱位往往伴有喙锁韧带及肩锁韧带的断裂，造成锁骨远端向上向后移位，此类骨折脱位不同于锁骨中段骨折，易于手法复位及固定，以往治疗锁骨远端骨折和肩锁关节脱位常用克氏针固定韧带修补手术或用桡骨远端骨折所用的T型钢板及张力带钢丝固定，因肩关节活动范围大，用上述方法固定常出现内固定松动、骨折、脱位、移位等并发症，张力带钢丝固定法应固定于骨折张力侧［1］，锁骨钩钢板的设计符合肩锁关节局部解剖特点和生物力学特性，钢板的钩部设计表面光滑，穿过肩峰时未通过关节腔，因而当肩关节外展及上举时允许被固定的肩锁关节有一定的微动，减少了内固定物所承受的剪切应力，明显降低了内固定物断裂的发生率。因锁骨钩钢板固定牢固，对伴随于骨折及脱位的喙锁韧带、肩锁韧带损伤则认为不必做特殊的暴露与修复而加重副损伤，在实际操作中也难以进行满意的缝合修复，一旦骨折及脱位得到复位并有持久可靠的固定后，这些损伤的组织自然对合靠拢，可经由瘢痕形成而得到修复［2，3］。李山珠等采用锁骨钩钢板、克氏针、克氏针张力带等3种方法分别治疗不稳定性锁骨外端骨折及肩锁关节脱位，通过比较发现，锁骨钩钢板内固定组优于另外两组［4］。对于手术时机的选择，根据68例的经验，以受伤后8h内手术最为适宜，此时骨折脱位处肿胀不严重，对骨折脱位的显露比较容易，如果骨折脱位处肿胀明显，则在肿胀消退后再考虑手术，锁骨钩钢板易出现的并发症是钢板远端的钩形部分过长突出于皮下出现疼痛，建议选择钢板时注意锁骨钩钢板钩形部分的长度，对照锁骨正位片，以不超过肩峰的高度为宜。文献中报道锁骨骨折不愈合中，外1/3骨折不愈合者占25%，损伤的严重程度，骨折移位的大小明显影响骨折的愈合进程，手法复位后制动时间不足、制动方法不当都可导致骨折不愈合，而不适当的手术治疗、内固定不牢是造成骨折不愈合的重要原因［5］。我院68例病例在放置锁骨钩钢板时术中只剥离锁骨远端上方的骨膜，有限显露骨折断端，轻柔刮除断面的软组织，所有病例骨折全部愈合，脱位全部复位，6～9个月拆除内固定未见再次骨折脱位，未见骨折不愈合病例出现，有1例因锁骨钩钢板远端钩形过长突出于皮下，引起疼痛。

【参考文献】

1孙培锋，宋展昭，邵顺建，等.肩锁钩板并喙锁韧带重建治疗陈旧性肩锁关节脱位.中国矫形外科杂志，2005，13（18）：1431-1432.

2郭永继，范爱香.锁骨骨折不同内固定方法疗效分析（附128例报告）.中华创伤骨科杂志，2005，7（8）：790-791.