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骨的生物力學(xué)特性范文1
【摘要】 目的 觀察辛伐他汀對(duì)骨質(zhì)疏松大鼠骨代謝和股骨生物力學(xué)的影響。 方法 將SD大鼠隨機(jī)分成假手術(shù)組(SHAM)、卵巢切除組(OVX)、卵巢切除加辛伐他汀組(OVX+SIM)，每組16只。適應(yīng)性喂養(yǎng)1周后手術(shù)，術(shù)后8周給藥，OVX+SIM組給予辛伐他汀5 mg·kg-1·d-1，其余2組用等量生理鹽水灌服。用藥后第4、12周分2批各處死半數(shù)大鼠，取血觀察各組大鼠的骨源性堿性磷酸酶(BALP)、骨鈣素(BGP)的代謝情況。分離股骨進(jìn)行三點(diǎn)彎曲試驗(yàn)，檢測(cè)股骨最大載荷、彈性載荷、最大橈度、彈性橈度等生物力學(xué)性能。 結(jié)果 (1)用藥4周，BALP水平OVX+SIM組較OVX組升高(P
【關(guān)鍵詞】 辛伐他汀; 股骨; 生物力學(xué); 疾病模型， 動(dòng)物; 骨質(zhì)疏松; 骨鈣素; 堿性磷酸酶
辛伐他汀對(duì)去勢(shì)大鼠骨代謝和股骨生物力學(xué)影響骨質(zhì)疏松癥(osteoporosis， OP)是以低骨量、骨組織微結(jié)構(gòu)退變、骨脆性增加從而導(dǎo)致發(fā)生骨折的危險(xiǎn)性升高為特征的一種全身性疾病，其主要危害是骨折，骨骼生物力學(xué)性能的降低是骨折發(fā)生的主要原因之一。近年發(fā)現(xiàn)他汀類(lèi)藥物具有促進(jìn)骨形成和加速骨折愈合的作用[1-2]。去卵巢大鼠可以較好地模擬婦女絕經(jīng)后骨質(zhì)疏松狀態(tài)，筆者以去卵巢大鼠建立絕經(jīng)后OP模型，給予辛伐他汀(simvastatin，Simv)灌胃，取血觀察大鼠骨代謝的變化，取股骨標(biāo)本進(jìn)行三點(diǎn)彎曲試驗(yàn)測(cè)定骨生物力學(xué)指標(biāo)[3]。以評(píng)價(jià)Simv對(duì)去卵巢大鼠骨代謝及骨生物力學(xué)性能的影響，進(jìn)一步探討Simv的抗骨質(zhì)疏松作用。
1 材料與方法
1.1 材料
1.1.1 動(dòng)物與分組 選用雌性SD大鼠48只，3～4月齡，體質(zhì)量240~300 g[上海斯萊克實(shí)驗(yàn)動(dòng)物有限責(zé)任公司，動(dòng)物許可證號(hào)：SCXK(滬)2003-0003]，適應(yīng)性喂養(yǎng)1周后，隨機(jī)區(qū)組設(shè)計(jì)分為：假手術(shù)組(sham-ovariectomized rats， SHAM)，卵巢切除組(ovariectomized rats， OVX)，卵巢切除加Simv組(OVX+SIM)，每組16只。
1.1.2 試劑與儀器 Simv片(杭州默沙東制藥有限公司，進(jìn)口藥品注冊(cè)證號(hào)：H20030704，批準(zhǔn)文號(hào)：國(guó)藥準(zhǔn)字號(hào)J20040032);大鼠血清骨源性堿性磷酸酶(BALP)、大鼠血清骨鈣素(BGP)，均為美國(guó)ADL公司;電子萬(wàn)能生物力學(xué)試驗(yàn)機(jī)(CSS-44100型，英國(guó)INSTRON公司);全自動(dòng)生化儀(chemix 180，日本Sysmex公司)。
1.2 方法
1.2.1 造模 1%戊巴比妥納(4 mL/kg)腹腔注射麻醉。取仰臥位，常規(guī)消毒后打開(kāi)腹腔，切除雙側(cè)卵巢。SHAM組以同樣術(shù)式在卵巢附近切取與卵巢大小相近的脂肪組織。動(dòng)物自由進(jìn)食飲水，自然光照。
1.2.2 給藥方法 卵巢切除8周后，OVX+SIM組以Simv 5 mg·kg -1·d-1灌胃，(Simv用生理鹽水配制成1 mg/mL的混懸液，用前搖勻)，連續(xù)12周;SHAM組及OVX組予同等體積生理鹽水灌胃。用藥4周隨機(jī)處死半數(shù)大鼠，12周處死全部大鼠。
1.2.3 血清生化指標(biāo)測(cè)定 各組大鼠處死前摘除眼球取血5 mL，離心分離血清，-80 ℃保存?zhèn)溆谩ALP、BGP測(cè)定ELISA定量。
1.2.4 三點(diǎn)彎曲實(shí)驗(yàn) 將股骨標(biāo)本自然解凍置于萬(wàn)能電子生物力學(xué)試驗(yàn)機(jī)上，保持其濕度，測(cè)試溫度為23 ℃，以股骨中點(diǎn)為加力點(diǎn)，支座跨距23 mm，加載速度1 mm/min，載荷測(cè)量精度為0.01 N，撓度測(cè)量精度為0.001 mm，勻速加載至標(biāo)本斷裂。加載時(shí)注意股骨標(biāo)本橫截面短軸的方向與加載的力的方向一致;支座及加載壓頭的形狀應(yīng)加工成馬鞍形，可控制長(zhǎng)骨試件在加載的過(guò)程中基本不發(fā)生滾動(dòng)以減少系統(tǒng)誤差。計(jì)算機(jī)描記出載荷-變形(橈度)曲線，分析實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)并經(jīng)過(guò)換算得出最大載荷、彈性載荷、最大橈度、彈性橈度。
1.3 統(tǒng)計(jì)學(xué)處理 數(shù)據(jù)以x±s表示，采用SPSS 12.0 for windows進(jìn)行檢驗(yàn)及分析，多組間比較采用方差分析，P
2 結(jié) 果
2.1 血清生化指標(biāo)測(cè)定結(jié)果 (1)用藥4周，12周OVX+SIM組BALP較OVX組均明顯增加(P
2.2 大鼠股骨三點(diǎn)彎曲實(shí)驗(yàn)結(jié)果 用藥4周，最大載荷SHAM組較OVX組明顯增加(P
SHAM：假手術(shù)組;OVX：卵巢切除組;OVX+SIM：卵巢切除加辛伐他汀組. BALP：血清骨源性堿性磷酸酶;BGP：大鼠血清骨鈣素. 與OVX組同時(shí)間點(diǎn)比較，：P
SHAM：假手術(shù)組;OVX：卵巢切除組;OVX+SIM：卵巢切除加辛伐他汀組. 與OVX組同時(shí)間點(diǎn)比較，：P
3 討 論
BGP是成骨細(xì)胞分泌的一種肽類(lèi)物質(zhì)，可促進(jìn)骨鈣鹽沉積，增加骨細(xì)胞的礦化速度，其含量變化直接反映成骨細(xì)胞的活性，也直接反映骨形成率或骨轉(zhuǎn)換率。BALP是成骨細(xì)胞的一種胞外酶，其含量變化能夠直接反映成骨細(xì)胞活性。
在骨質(zhì)疏松發(fā)生早期，由于體內(nèi)雌激素水平降低，機(jī)體處于一種高骨轉(zhuǎn)換率的狀態(tài)，此時(shí)體內(nèi)骨形成和骨吸收均會(huì)增高，因此OVX組BLAP水平可維持較高水平，故用藥4周，OVX組與SHAM組無(wú)明顯差異;用藥12周，OVX組的血清BALP與SHAM組比較明顯下降(P
用藥4周，OVX+SIM組大鼠的血清BALP增高，與OVX及SHAM組比較均有差別(P
生物力學(xué)特性是反映骨的生長(zhǎng)代謝情況的一個(gè)重要指標(biāo)，它是骨量、骨結(jié)構(gòu)連續(xù)性、骨皮質(zhì)厚度及骨的材料特性的綜合反映[9]。用藥4周，OVX組股骨最大載荷和最大橈度均小于SHAM組，差異均有顯著性。最大荷載直接反映松質(zhì)骨骨小梁的骨質(zhì)、結(jié)構(gòu)的連續(xù)性，皮質(zhì)骨的強(qiáng)度，最大橈度反映骨組織的變形能力。本實(shí)驗(yàn)結(jié)果說(shuō)明OVX組大鼠股骨斷裂前所能承受的最大載荷以及股骨發(fā)生斷裂時(shí)，股骨中性線偏離原始位置的最大位移均小于SHAM組，表明去卵巢造成股骨強(qiáng)度和整體抗骨折能力下降，符合骨質(zhì)疏松后骨生物力學(xué)性能的本質(zhì)特征。分析原因可能為去卵巢后，由于體內(nèi)雌激素分泌減少，機(jī)體處于一種高骨轉(zhuǎn)換率的狀態(tài)，此時(shí)體內(nèi)的骨吸收和骨形成均會(huì)增高，兩者的凈效應(yīng)表現(xiàn)為骨丟失。而骨質(zhì)疏松早期主要是松質(zhì)骨受累，骨小梁變細(xì)、斷裂，骨小梁減少，骨髓腔變大，導(dǎo)致骨最大載荷和最大橈度下降。
用藥4周，OVX+SIM組股骨最大載荷和最大橈度與OVX組差別無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。說(shuō)明4周時(shí)雖然Simv能使成骨細(xì)胞活性增加，促進(jìn)成骨，但不能防止去勢(shì)大鼠的骨丟失，可能其成骨作用微弱，也可能其既促進(jìn)骨形成同時(shí)也促進(jìn)骨吸收。Sirola等的臨床研究表明早期Simv并不能防止骨丟失[10]，F(xiàn)rans等報(bào)道小劑量的Simv早期促進(jìn)骨形成也促進(jìn)骨吸收，使骨量減少[11]。用藥12周，OVX+SIM組股骨最大載荷和彈性載荷較4周時(shí)明顯增加，且為組間最大，差異具有顯著性。表明隨著時(shí)間的延長(zhǎng)，Simv的促進(jìn)成骨作用明顯增加，提高了斷裂前能承受的最大載荷以及股骨不發(fā)生永久形變所能承受的最大載荷，明顯改善了股骨的強(qiáng)度。
筆者認(rèn)為，Simv具有促進(jìn)骨形成的作用，隨時(shí)間延長(zhǎng)成骨作用加強(qiáng)，能提高股骨的強(qiáng)度，降低骨折發(fā)生，為臨床骨質(zhì)疏松的防治增添了實(shí)驗(yàn)依據(jù)。其促進(jìn)成骨的作用可能與BLAP和BGP水平密切相關(guān)。至于該藥物對(duì)骨質(zhì)疏松大鼠股骨力學(xué)性能影響的詳細(xì)機(jī)制及藥物濃度、作用時(shí)間對(duì)力學(xué)性能的影響，還有待進(jìn)一步研究。
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骨的生物力學(xué)特性范文2
關(guān)鍵詞：大鼠；游泳運(yùn)動(dòng)； 跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)； 脛骨； 骨礦含量； 力學(xué)特性
中圖分類(lèi)號(hào)：G804.4文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼：A文章編號(hào)：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
本研究對(duì)生長(zhǎng)期大鼠分別實(shí)施跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)和游泳運(yùn)動(dòng)的干預(yù)，比較了兩種運(yùn)動(dòng)方式對(duì)骨礦含量和生物力學(xué)特性的影響。
1實(shí)驗(yàn)方法
1．1實(shí)驗(yàn)動(dòng)物的分組
同一天繁殖的4周齡雌性SD大鼠24只（由徐州醫(yī)學(xué)院動(dòng)物實(shí)驗(yàn)動(dòng)物中心提供），平均體重為93.49±9.34，根據(jù)體重隨機(jī)搭配分成對(duì)照組（C組）、跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練組（R組）和游泳運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練組（S 組）三組，每組8只。
1．2動(dòng)物的飼養(yǎng)與運(yùn)動(dòng)干預(yù)
大鼠單籠飼養(yǎng)，自由進(jìn)食、飲水，以國(guó)家標(biāo)準(zhǔn)嚙齒類(lèi)動(dòng)物常規(guī)飼料喂養(yǎng)。動(dòng)物房溫度維持在18～24℃，相對(duì)濕度45%～55%，自然光照。
所有大鼠進(jìn)行一周的運(yùn)動(dòng)適應(yīng)后，對(duì)照組大鼠常規(guī)飼養(yǎng)，不做任何運(yùn)動(dòng)干預(yù)。跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組和游泳運(yùn)動(dòng)組大鼠進(jìn)行為期9周的運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練，運(yùn)動(dòng)方案的制定參照Bedford［1］和T H Huang［2］，運(yùn)動(dòng)方案如下表所示：
1．3取材及指標(biāo)的測(cè)定
最后一次運(yùn)動(dòng)后24 h，稱(chēng)量體重，以氨基甲酸乙酯（20%體重）麻醉，取后肢左側(cè)脛骨，去盡結(jié)締組織，以生理鹽水浸透的紗布包裹，置－20℃冰箱保存，待測(cè)。
表1運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練組大鼠運(yùn)動(dòng)方案
周次持續(xù)時(shí)間/min跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)速度
/m•min-1游泳運(yùn)動(dòng)負(fù)重
/%體重第一周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標(biāo)本復(fù)溫后，進(jìn)行如下測(cè)定：
骨礦鹽含量的測(cè)定：以分析天平測(cè)定脛骨的濕重，后用排水法測(cè)量脛骨的體積，在進(jìn)行三點(diǎn)彎曲試驗(yàn)后將標(biāo)本放入烤箱中，105℃加熱烘烤48 h，至恒重后測(cè)量干重，然后放入Muffle 爐中，650℃灰化，在24 h完全灰化后測(cè)定灰分重量。計(jì)算以下骨礦含量參數(shù)：
表觀骨密度(骨比重)：骨濕重與體積之比；
灰分密度（骨礦鹽密度：骨灰分重量與體積之比；
骨灰度：骨灰分重量與干重之比；
三點(diǎn)彎曲試驗(yàn)：用游標(biāo)卡尺（精確度為0.02 mm）測(cè)量脛骨長(zhǎng)度，在英國(guó)QTS―25質(zhì)構(gòu)儀上進(jìn)行三點(diǎn)彎曲試驗(yàn)，跨距為25 mm，加載速度為10 mm/min，勻速加載，直至骨折，記錄載荷――變形曲線，從曲線上讀出以下指標(biāo)：
最大載荷：骨斷裂前所承受的最大載荷，單位為N；
彈性載荷：骨在彈性范圍所承受的最大載荷，單位為N；
最大撓度：骨斷裂前所承受的最大變形長(zhǎng)度，單位為mm；
彈性撓度：骨在彈性范圍所承受的最大變形長(zhǎng)度，單位為mm。
1．4統(tǒng)計(jì)分析
各組參數(shù)均以均值±標(biāo)準(zhǔn)差表示，用統(tǒng)計(jì)軟件SPSS11.5進(jìn)行分析，組間差異顯著性采用獨(dú)立T檢驗(yàn)，顯著性水平為p
2結(jié)果
2.1運(yùn)動(dòng)對(duì)生長(zhǎng)期大鼠脛骨骨礦含量和水分含量百分比的影響
游泳運(yùn)動(dòng)組各項(xiàng)骨礦含量指標(biāo)皆高于對(duì)照組，但僅有灰度骨密度具有顯著性差異。跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組的各項(xiàng)骨礦含量指標(biāo)僅有骨灰度指標(biāo)不具有顯著性差異，其余各項(xiàng)指標(biāo)均具有顯著性差異，尤其是骨灰度密度，非常顯著地高于對(duì)照組（p
游泳運(yùn)動(dòng)組大鼠脛骨水分含量比例在三組大鼠中最高，與對(duì)照組相比無(wú)顯著性差異，但顯著性高于跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組，跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)運(yùn)動(dòng)組的水分含量比例最低(表2)。
表2各組大鼠骨礦含量參數(shù)和水分含量
2．2運(yùn)動(dòng)對(duì)生長(zhǎng)期大鼠脛骨力學(xué)特性的影響
游泳組大鼠的最大載荷高于其他兩組，跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組低于其他兩組，但無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。游泳運(yùn)動(dòng)組的彈性載荷非常顯著高于對(duì)照組（p
表3各組大鼠生物力學(xué)特性參數(shù)
3分析與討論
大鼠在3周齡之內(nèi)為哺乳期，4～7周齡為生長(zhǎng)突增前期，7～10周齡為生長(zhǎng)突增期，11周齡之后為生長(zhǎng)突增后期和成熟期。［3］大鼠的上述各發(fā)育階段和特點(diǎn)均與人體生長(zhǎng)發(fā)育相似，人體的諸多研究發(fā)現(xiàn)，青春期前和青春前期進(jìn)行適宜的體育運(yùn)動(dòng)所獲得的骨性效應(yīng)更為明顯。大鼠在8周齡左右進(jìn)入期，本研究選用了4周齡的雌性SD大鼠，適應(yīng)一周，進(jìn)行為期9周的不同應(yīng)力水平的運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練，運(yùn)動(dòng)開(kāi)始在期前，持續(xù)到其生長(zhǎng)突增期和成熟期結(jié)束。以探討不同運(yùn)動(dòng)方式對(duì)骨量和骨生物力學(xué)特性的影響作用，可間接地為兒童少年生長(zhǎng)發(fā)育過(guò)程中各種干預(yù)手段的運(yùn)用、環(huán)境對(duì)發(fā)育中骨量的影響以及運(yùn)動(dòng)的選擇等提供必要的理論依據(jù)。
遺傳的程度、激素的活性和骨的力學(xué)環(huán)境，這三個(gè)因素控制著骨的質(zhì)量、形狀、結(jié)構(gòu)和生物力學(xué)特性。骨骼的質(zhì)量和形狀主要取決于其基因背景，但其結(jié)構(gòu)和功能在很大程度上依賴于其所處的力學(xué)環(huán)境，并趨向于實(shí)現(xiàn)用最小的骨量達(dá)到最大的骨強(qiáng)度。［4］施加到骨上的載荷在骨生理學(xué)活動(dòng)中起著“方向盤(pán)”的作用，它決定了骨的形成、骨的吸收的發(fā)生部位，也決定著骨重建的形式。［5］
3.1不同應(yīng)力水平的運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練對(duì)脛骨骨礦含量的影響
骨組織的其他組織不同，細(xì)胞成分少而基質(zhì)成分多。骨基質(zhì)的主要成分為骨的有機(jī)成分和無(wú)機(jī)成分，含水量低，密度大。去除骨礦物質(zhì)后的骨基質(zhì)主要由膠原纖維組成和少量無(wú)定形有機(jī)礦物質(zhì)組成。骨的無(wú)機(jī)鹽主要由磷酸鈣、碳酸鈣、檸檬酸鈣和其他磷、鎂等無(wú)機(jī)鹽組成。骨骼中礦物質(zhì)沉積的多少稱(chēng)為骨礦含量，是骨量（BMC）的表示方法之一。［6］在人體可以通過(guò)各種方法測(cè)定骨礦含量和骨密度，但在活體骨上同時(shí)測(cè)定骨有機(jī)成分十分困難。在動(dòng)物實(shí)驗(yàn)中，可采用離體灰化的方法獲得骨礦含量。本研究采用采用這一方法測(cè)定了大鼠脛骨的骨礦含量。
本研究的實(shí)驗(yàn)結(jié)果發(fā)現(xiàn)，跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組的濕重、干重、灰分重量、表觀骨密度和灰度骨密度均顯著高于對(duì)照組，尤其是骨灰度密度，具有非常顯著性的差異。Y-I.Joo 等對(duì)4周齡雄性大鼠進(jìn)行為期10周，每周5次，每次50 min的28 m/min 的跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練后的各項(xiàng)指標(biāo)與對(duì)照組的比較結(jié)果本實(shí)驗(yàn)的顯著性更高。［7］羅冬梅觀察了4周齡SD 大鼠在分別進(jìn)行為期3周、6周、9周的不同強(qiáng)度的運(yùn)動(dòng)后骨量的變化，發(fā)現(xiàn)3周的運(yùn)動(dòng)對(duì)BMC無(wú)明顯影響，但運(yùn)動(dòng)至6周時(shí)，低負(fù)荷運(yùn)動(dòng)組的BMC明顯增加，而高負(fù)荷組BMC增加幅度較小。［8］Jun Iwamoto對(duì)進(jìn)行為期7周和11周的跑臺(tái)耐力訓(xùn)練發(fā)現(xiàn)7周運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練就可以使大鼠脛骨BMC產(chǎn)生顯著性變化。因此，跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)可以提高骨量，但要達(dá)到顯著性的變化需要一定時(shí)間的累積，對(duì)于生長(zhǎng)期大鼠，持續(xù)時(shí)間越長(zhǎng)，成骨效應(yīng)越明顯。
游泳運(yùn)動(dòng)的成骨效應(yīng)一直是存在爭(zhēng)議的。人體的研究發(fā)現(xiàn)，游泳運(yùn)動(dòng)員的BMD和普通人群沒(méi)有差別。［9,10］但對(duì)幼年動(dòng)物的研究發(fā)現(xiàn)，游泳運(yùn)動(dòng)可以提高骨干沉積，長(zhǎng)骨的生長(zhǎng)，增加BMC 和骨的力量。［11～13］本研究也發(fā)現(xiàn)游泳運(yùn)動(dòng)組的濕重、干重、灰分重量、表觀骨密度和灰度骨密度與對(duì)照組比較除骨灰度密度外雖無(wú)顯著性差異，皆增高的趨勢(shì)，認(rèn)為游泳運(yùn)動(dòng)具有一定的成骨效應(yīng)。本研究的結(jié)果還顯示。跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組的各項(xiàng)以上各項(xiàng)指標(biāo)均有高于游泳組，加之跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組各項(xiàng)指標(biāo)均顯著高于對(duì)照組，提示跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)的成骨效應(yīng)高于游泳運(yùn)動(dòng)組。T.H Huang 對(duì)分別進(jìn)行8周跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)和游泳運(yùn)動(dòng)大鼠的觀察發(fā)現(xiàn)，跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組的BMD高于游泳運(yùn)動(dòng)組和對(duì)照組，但無(wú)顯著性差異，［1］這也許是時(shí)間稍短的原因。其結(jié)果和本研究的結(jié)果都支持一貫認(rèn)為的抗體重運(yùn)動(dòng)的成骨效應(yīng)大于非抗體重運(yùn)動(dòng)的觀點(diǎn)。
在本研究中還發(fā)現(xiàn)，跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組的干重和灰分重量雖然都顯著性高于對(duì)照組，可其骨灰度和對(duì)照組間無(wú)顯著性差異，甚至略低于游泳運(yùn)動(dòng)組。因?yàn)楣歉芍睾凸腔抑刂钍怯袡C(jī)物的總量，此結(jié)果提示，跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)不但提高了骨中礦物質(zhì)的含量，也同樣提高了骨中有機(jī)質(zhì)的含量，而且，其有機(jī)質(zhì)含量的增加比列高于游泳運(yùn)動(dòng)組。由于一定量的有機(jī)基質(zhì)只能容納下一定量的無(wú)機(jī)礦物質(zhì)，若有基質(zhì)減少，即使礦物質(zhì)充足，也會(huì)出現(xiàn)骨量減少或骨質(zhì)疏松，所以跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組的這一變化為脛骨的進(jìn)一步礦化提供了相對(duì)較大的空間。而且有機(jī)基質(zhì)在骨骼中起網(wǎng)狀構(gòu)架作用，礦物質(zhì)沉積到網(wǎng)狀構(gòu)架中起硬化作用。礦物質(zhì)含量和分布情況決定了骨的機(jī)械性能，因此這種變化也將影響到骨的生物學(xué)特性。
3.2不同應(yīng)力水平的運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練對(duì)脛骨力學(xué)性能的影響
骨組織是一種有生命力、并按力學(xué)原理組成其內(nèi)部結(jié)構(gòu)的特殊結(jié)締組織，骨骼系統(tǒng)構(gòu)成機(jī)體堅(jiān)硬的骨架結(jié)構(gòu)，骨骼的首要作用是滿足機(jī)體的生物力學(xué)要求，對(duì)機(jī)體起著支撐、保護(hù)和負(fù)重等力學(xué)功能。這些功能和骨的生物力學(xué)特性密切相關(guān)。骨組織在生長(zhǎng)發(fā)育過(guò)程中，在外界運(yùn)動(dòng)刺激下不斷對(duì)骨結(jié)構(gòu)進(jìn)行塑建和重建過(guò)程，骨生物力學(xué)特性的改變是骨形狀、骨量和微結(jié)構(gòu)等的綜合表現(xiàn)，是評(píng)定骨質(zhì)量的重要指標(biāo)。
骨干的三點(diǎn)彎曲實(shí)驗(yàn)主要反映皮質(zhì)骨的力學(xué)性能。最大載荷和彈性載荷是反應(yīng)骨抵抗斷裂即抗破壞的能力的力學(xué)指標(biāo)，而最大撓度和彈性撓度是反應(yīng)骨抵抗變性的能力的指標(biāo)。最大載荷均高于對(duì)照組，但無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。游泳組的彈性載荷最高，非常明顯地高于對(duì)照組，也明顯地高于跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組。T.H Huang 的研究也發(fā)現(xiàn)游泳運(yùn)動(dòng)組的最大載荷高于對(duì)照組和跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組。［1］說(shuō)明運(yùn)動(dòng)提高了脛骨抗外力破壞的能力，尤其是游泳運(yùn)動(dòng)組的作用非常明顯。游泳運(yùn)動(dòng)組和跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組的最大撓度和彈性撓度，均顯著高于對(duì)照組，特別是跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組，顯著性水平更高，并且還顯著性高于游泳組。這些結(jié)果說(shuō)明了長(zhǎng)期的耐力訓(xùn)練可以提高骨的生物力學(xué)性能。同時(shí)揭示運(yùn)動(dòng)提高了脛骨抵抗變形的能力，即脛骨的剛度提高。
骨的生物力學(xué)特性受骨的幾何形狀、骨礦含量、骨質(zhì)的質(zhì)量即骨基質(zhì)中和骨單位周?chē)嬖诘募?xì)微骨折數(shù)量等因素有關(guān)。骨量的增加往往伴有最大撓度和彈性撓度的降低，但在本研究中卻發(fā)現(xiàn)，跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)組的骨礦含量明顯高于對(duì)照組，可是最大撓度和彈性撓度卻更加明顯地高于對(duì)照組，游泳運(yùn)動(dòng)組的骨礦含量略高于對(duì)照組，而這兩項(xiàng)指標(biāo)卻顯著高于對(duì)照組，從而進(jìn)一步說(shuō)明，運(yùn)動(dòng)在增加骨礦含量的同時(shí)，也增加了骨的有機(jī)質(zhì)的含量。
4結(jié)論
經(jīng)過(guò)9周漸進(jìn)的每天持續(xù)60 min的運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練，與對(duì)照組相比，跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)明顯增加大鼠脛骨的骨礦含量和有機(jī)質(zhì)的含量，大大提高了脛骨抗變形的能力。游泳運(yùn)動(dòng)能夠增加脛骨的骨礦含量和有機(jī)質(zhì)的含量，但其作用小于跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)。游泳運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練也可以提高脛骨抗變形的能力，其作用也小于跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練，可是其對(duì)脛骨抗斷裂能力等的影響高于跑臺(tái)運(yùn)動(dòng)，游泳運(yùn)動(dòng)的這種作用不是通過(guò)骨量的增加獲得的，可能是通過(guò)其他途徑獲得的，對(duì)于兩種不同應(yīng)力方式的運(yùn)動(dòng)對(duì)骨生物力學(xué)特性改變的機(jī)制的差異，有待于進(jìn)一步探討。
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投稿日期：2006-03-15
骨的生物力學(xué)特性范文3
1膝關(guān)節(jié)三維有限元模型的建立
有限元仿真計(jì)算是隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)不斷進(jìn)步而逐漸發(fā)展起來(lái)的一種有效地?cái)?shù)值方法，而用有限元法進(jìn)行生物力學(xué)分析是近年來(lái)發(fā)展起來(lái)的一種生物力學(xué)研究方法。伍中慶等[4]結(jié)合X線片用XCT對(duì)尸體膝關(guān)節(jié)進(jìn)行掃描，利用Ansys有限元軟件，對(duì)膝關(guān)節(jié)的三維有限元模型進(jìn)行重建，包括股骨、脛骨、髕骨及半月板，重建的幾何體逼真、客觀，為分析股骨、脛骨、髕骨和半月板的力學(xué)特性提供了模型基礎(chǔ)。汪強(qiáng)[56]的結(jié)果提示三維模型較以往兩維平面有限元模型有明顯優(yōu)點(diǎn)：①模型網(wǎng)格劃分更細(xì)，建立的單元和節(jié)點(diǎn)更多，模型更接近解剖學(xué)實(shí)際。②圖像數(shù)據(jù)直接來(lái)自CT掃描，避免了圖像生成、轉(zhuǎn)化與存取中的信息丟失，且圖像精確。③嚴(yán)格區(qū)分了半月板與關(guān)節(jié)軟骨。王光達(dá)等[7]通過(guò)一名男性健康志愿者的膝關(guān)節(jié)掃描，通過(guò)有限元軟件處理成功建立了一個(gè)完整的膝關(guān)節(jié)三維有限元模型，包括脛骨、股骨、髕骨、內(nèi)外側(cè)副韌帶、前后交叉韌帶，髕韌帶及雙側(cè)半月板。模型可以任意角度旋轉(zhuǎn)觀察，整體外形及各組成部件均與實(shí)體標(biāo)本具有滿意的相似性，黃建國(guó)等[8]通過(guò)了MSCMARC建立膝關(guān)節(jié)的三維有限元模型，得到脛骨骨折患者的膝模型，認(rèn)為對(duì)脛骨平臺(tái)骨折的診斷，手術(shù)策劃和治療具有較大的指導(dǎo)作用。模型確立后可以為膝關(guān)節(jié)的創(chuàng)傷、骨折的力學(xué)分析及人工關(guān)節(jié)的開(kāi)發(fā)提供方法學(xué)的支持。姜華亮等[9]在MRI基礎(chǔ)上建立膝關(guān)節(jié)三維有限元模型，包括膝關(guān)節(jié)所涉及的幾乎所有骨骼、軟骨，半月板和韌帶等基本力學(xué)的模型，并認(rèn)為MRI比CT對(duì)軟組織顯像更清晰。重建的模型更逼真、客觀，能夠更真實(shí)地反映膝關(guān)節(jié)的結(jié)構(gòu)特點(diǎn)和生物力學(xué)屬性。
2有限元在膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)研究中的應(yīng)用
人體膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)復(fù)雜多樣，更多的力學(xué)反映在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中，受力特點(diǎn)更加復(fù)雜。因此，應(yīng)用三維有限元方法建立膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)模型，無(wú)創(chuàng)、快速地研究膝關(guān)節(jié)力學(xué)特性、損傷的機(jī)理，對(duì)指導(dǎo)臨床工作有現(xiàn)實(shí)意義。有研究認(rèn)為膝關(guān)節(jié)伸直時(shí)應(yīng)力主要分布于ACL近股骨上點(diǎn)處。說(shuō)明ACL是對(duì)抗脛骨前移的主要結(jié)構(gòu)，其與臨床上ACL損傷多發(fā)生在股骨上點(diǎn)處相一致。膝關(guān)節(jié)屈曲時(shí)，PCL是對(duì)抗脛骨前移的首要結(jié)構(gòu)，且應(yīng)力主要集中在近脛骨止點(diǎn)處，這與臨床PCL斷裂多發(fā)生在脛骨止點(diǎn)處相一致。同時(shí)對(duì)模型施加內(nèi)外翻應(yīng)力，分別在LCL腓骨上點(diǎn)和MCL近股骨上點(diǎn)應(yīng)力較大，說(shuō)明MCL、LCL是對(duì)抗膝外、內(nèi)翻的主要結(jié)構(gòu)。與臨床內(nèi)、外側(cè)副韌帶損傷位置一致。進(jìn)一步驗(yàn)證了有限元方法的有效性和可靠性[10]。汪強(qiáng)等[5]通過(guò)對(duì)膝關(guān)節(jié)三維有限元模型的建立，同時(shí)研究了加載后，得到膝關(guān)節(jié)內(nèi)外側(cè)關(guān)節(jié)面典型節(jié)點(diǎn)Von Mises應(yīng)力值，提示正常膝關(guān)節(jié)內(nèi)側(cè)關(guān)節(jié)面應(yīng)力呈前、后部大，中部小分布；外側(cè)關(guān)節(jié)面應(yīng)力呈前部大，中后部稍小分布，且較內(nèi)側(cè)關(guān)節(jié)面分布均勻。姚杰等[11]利用膝關(guān)節(jié)有限元模型和模擬跳傘著陸實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，對(duì)半蹲式跳傘著陸過(guò)程進(jìn)行數(shù)值模擬，并分析膝關(guān)節(jié)損傷的機(jī)理。結(jié)果顯示，關(guān)節(jié)內(nèi)組織的應(yīng)力水平隨著跳落高度的增加而增加，外側(cè)半月板和關(guān)節(jié)軟骨承受了較大的載荷，前交叉韌帶和內(nèi)側(cè)副韌帶在屈膝角度達(dá)到最大時(shí)產(chǎn)生明顯的應(yīng)力集中，此時(shí)更易斷裂。吳宇峰等[12]通過(guò)有限元模型研究了髕骨在運(yùn)動(dòng)及損傷過(guò)程中的受力情況，結(jié)果顯示應(yīng)力集中于髕骨的上極和下極，說(shuō)明骨折的好發(fā)部位即在髕骨的上下級(jí)，與臨床基本相符。辛力等[13]通過(guò)有限元方法對(duì)合并膝關(guān)節(jié)脫位的脛骨平臺(tái)骨折4種內(nèi)固定方法進(jìn)行比較。結(jié)果提示MDP（內(nèi)側(cè)雙鋼板）固定后的應(yīng)力最小，其后依次是BDP（雙側(cè)雙鋼板）與MSP（內(nèi)側(cè)T型單鋼板+拉力螺釘），而LLP（外側(cè)鎖定鋼板+拉力螺釘）固定的應(yīng)力最高。給臨床治療類(lèi)似骨折選擇治療方案提供參考。
3膝關(guān)節(jié)置換相關(guān)有限元分析研究
人工膝關(guān)節(jié)置換是治療膝關(guān)節(jié)骨性關(guān)節(jié)炎的重要手段，每年有大量的患者接受人工膝關(guān)節(jié)置換。三維有限元法是先進(jìn)而有效的生物力學(xué)分析方法，利用該方法從生物力學(xué)角度分析全膝關(guān)節(jié)置換后的應(yīng)力分布情況對(duì)探討全膝置換有重要意義。膝關(guān)節(jié)置換前要對(duì)患者膝關(guān)節(jié)病情有詳細(xì)了解，全面檢查，嚴(yán)格選擇假體類(lèi)型。根據(jù)假體的使用部位將假體分為單髁假體（單間隔假體）、不包括髕股關(guān)節(jié)置換的全關(guān)節(jié)假體（雙間隔假體）、全關(guān)節(jié)假體（三間隔假體）。如果術(shù)前對(duì)準(zhǔn)備手術(shù)的膝關(guān)節(jié)進(jìn)行CT掃描、重建，建立三維有限元模型，然后進(jìn)行逆向工程CAD/CAM，選擇制作適合該關(guān)節(jié)的人工假體必將更適應(yīng)患者，術(shù)后生物力學(xué)性能必將更好，松動(dòng)翻修的機(jī)率將明顯降低[]。術(shù)中選擇置換假體，脛骨和股骨配對(duì)關(guān)系，術(shù)后假體接觸表面的應(yīng)力變化可能增加磨損及松動(dòng)的風(fēng)險(xiǎn)，有研究[15]將股骨側(cè)3號(hào)鈷鉻合金假體，與脛骨側(cè)25號(hào)（3/25配對(duì)），3號(hào)（3/3配對(duì)），4號(hào)（3/4配對(duì)）鈦合金金屬托及對(duì)應(yīng)尺寸的10 mm厚度聚乙烯墊片配對(duì)。構(gòu)建有限元模型，模擬雙腿站立，平地行走，上樓梯情況下，對(duì)各屈膝角度的最大等效應(yīng)力進(jìn)行研究。發(fā)現(xiàn)3/25配對(duì)，3/4配對(duì)假體接觸面最大等效應(yīng)力明顯增高，有增加聚乙烯墊片磨損風(fēng)險(xiǎn)。同時(shí)Liau等[16]研究了假體對(duì)線不齊時(shí)接觸應(yīng)力和Von Mises應(yīng)力大幅度增加。定制假體盡管重建保肢符合人體生物力量規(guī)律，短柄假體可引起骨水泥應(yīng)力集中，重建后發(fā)生骨折，骨水泥碎裂風(fēng)險(xiǎn)較高，但過(guò)度增加柄長(zhǎng)對(duì)骨的應(yīng)力遮擋水平也相應(yīng)增大[17]。膝關(guān)節(jié)置換后要能負(fù)重行走是最終目標(biāo)，許多靜態(tài)的模型并未涉及其中。最近有研究者對(duì)其關(guān)節(jié)高屈曲活動(dòng)下運(yùn)動(dòng)和應(yīng)力等動(dòng)態(tài)特征進(jìn)行了研究。通過(guò)建立包括主要骨和軟組織的全膝關(guān)節(jié)置換前后的膝關(guān)節(jié)的動(dòng)態(tài)有限元模型，對(duì)天然及全膝置換后膝關(guān)節(jié)下蹲運(yùn)動(dòng)和接觸應(yīng)力分布進(jìn)行分析。結(jié)果表明在膝關(guān)節(jié)過(guò)伸和高屈曲時(shí)，在脛骨高分子聚乙烯平臺(tái)的脛骨平臺(tái)輪柱和平臺(tái)前部的交界處，脛骨平臺(tái)內(nèi)后方和輪柱后部3個(gè)區(qū)域發(fā)生較高的接觸應(yīng)力，這些也正是假體發(fā)生較高磨損的部位。這為膝關(guān)節(jié)假體的摩擦學(xué)研究及膝關(guān)節(jié)假體設(shè)計(jì)提供有力的分析工具[18]。
4問(wèn)題與展望
盡管有限元分析方法在膝關(guān)節(jié)外科研究中有諸多優(yōu)點(diǎn)，能重建出與真實(shí)人體膝關(guān)節(jié)結(jié)構(gòu)基本一致的模型，重建的模型逼真、客觀，可以自由旋轉(zhuǎn)，添加、調(diào)整相關(guān)參數(shù)可以進(jìn)行人體和動(dòng)物實(shí)驗(yàn)無(wú)法完成的生物力學(xué)研究。但它作為一項(xiàng)仍然沒(méi)有成熟的技術(shù)，還有許多不足：①研究所用硬件、軟件多為進(jìn)口，價(jià)格昂貴。②操作過(guò)程繁瑣復(fù)雜，作為臨床醫(yī)務(wù)人員，學(xué)習(xí)周期長(zhǎng)，較難熟練掌握。③人體膝關(guān)節(jié)結(jié)構(gòu)復(fù)雜，相互之間關(guān)系密切，互相影響，脫離其他因素，簡(jiǎn)單研究骨骼、韌帶、關(guān)節(jié)軟骨本身就有失偏頗。④將骨骼內(nèi)各向同性，各向異性等同考慮，簡(jiǎn)化操作，明顯不妥。⑤膝關(guān)節(jié)許多特征及生物力學(xué)都是在運(yùn)動(dòng)中表現(xiàn)出來(lái)，但許多有限元的研究是靜態(tài)的，未考慮動(dòng)態(tài)研究，影響結(jié)果的準(zhǔn)確性。⑥載荷和邊界條件的選擇，基本都是人為確定的，很多參考國(guó)外的文獻(xiàn)，而這是否適用于國(guó)人亦未可知。所有這些問(wèn)題，希望隨著對(duì)膝關(guān)節(jié)發(fā)病機(jī)理的進(jìn)一步認(rèn)識(shí)、計(jì)算機(jī)處理能力的進(jìn)一步提高、CT和MRI成像技術(shù)的不斷完善而逐步得到解決，使之更好地為臨床服務(wù)。
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骨的生物力學(xué)特性范文4
【關(guān)鍵詞】 椎弓根螺釘
摘要：［目的］從生物力學(xué)角度評(píng)價(jià)腰骶椎弓根螺釘翻修及強(qiáng)化固定的穩(wěn)定性。［方法］采用7具新鮮成人尸體L5S1椎體標(biāo)本，于L5椎體首先置入5．5mm／45mm椎弓根螺釘，然后再置入7．0mm／55mm螺釘翻修，最后應(yīng)用骨水泥強(qiáng)化固定；S1椎弓根置入初始螺釘為6．25mm／35mm、翻修螺釘為8．0mm／45mm、最后同樣行骨水泥強(qiáng)化固定。在858MiniMTS生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)機(jī)上分別測(cè)試各狀態(tài)軸向最大拔出力及最大扭力矩。［結(jié)果］(1)在L5，初始、翻修及骨水泥強(qiáng)化固定狀態(tài)的最大把持力分別為（1680．7±242．8）N、（2410．3±366．1）N、（3273．0±688．5）N(P
關(guān)鍵詞：腰椎；骶椎；椎弓根螺釘；翻修；生物力學(xué)
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
隨著經(jīng)椎弓根內(nèi)固定技術(shù)的廣泛應(yīng)用和發(fā)展，改進(jìn)椎弓根螺釘置入技術(shù)及提高椎弓根螺釘翻修術(shù)是當(dāng)前人們探討的課題之一［1］，而L5S1的椎弓根內(nèi)固定有其特殊性，翻修術(shù)更為困難。本實(shí)驗(yàn)擬對(duì)腰骶椎弓根螺釘翻修的不同方法進(jìn)行生物力學(xué)評(píng)估，為臨床應(yīng)用提供依據(jù)。
1 材料與方法
1．1 材料
1．1．1 標(biāo)本準(zhǔn)備
7具新鮮健康青壯年尸體腰骶椎標(biāo)本，實(shí)驗(yàn)前經(jīng)X線片檢查排除先天性畸形、骨折、腫瘤、骨質(zhì)疏松等脊柱疾患。清除椎體周?chē)能浗M織，自椎間盤(pán)處離斷，L5游離成單個(gè)椎體、骶骨修整過(guò)程中保留S1椎體的完整，雙層塑料袋密封，放入-20℃超低溫冰箱中冷凍保存。測(cè)試前24h將標(biāo)本取出，室溫下自然解凍。
1．1．2 椎弓根螺釘
華杰豪公司提供，有5．5mm／45mm、7．0mm／55mm、6．25mm／35mm及8．0mm／45mm4種規(guī)格，螺釘尾部加長(zhǎng)，以利實(shí)驗(yàn)中夾具固定。螺紋間距為1．2mm、深度1mm(圖1)。
1．1．3 聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)骨水泥
天津市合成材料工業(yè)研究所提供，由甲基丙烯酸酯／苯乙烯共聚酚與甲基丙烯酸甲酯單體組成的室溫自凝劑。
1．2 方法
1．2．1 椎弓根螺釘生物力學(xué)測(cè)試
按常規(guī)椎弓根進(jìn)針?lè)椒ㄖ萌肼葆敚瑔蝹€(gè)椎體固定于特制夾具，在美國(guó)產(chǎn)858Mini-MTS多軸試驗(yàn)機(jī)上進(jìn)行椎弓根螺釘生物力學(xué)測(cè)試。根據(jù)實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)首先置入不同型號(hào)椎弓根螺釘，在末端預(yù)留1個(gè)螺紋，然后將試件安放到MTS機(jī)上完全擰入螺釘，同時(shí)記錄各時(shí)段扭力矩?cái)?shù)據(jù)、最終獲得最大扭力矩；既而進(jìn)行螺釘拔出實(shí)驗(yàn)，設(shè)置最大軸向拔出力為4000N，單純螺釘固定組最大位移為5mm，螺釘加骨水泥固定組最大位移為30mm，沿椎弓根長(zhǎng)軸方向以5mm／min加載速率行螺釘拔出，當(dāng)載荷-變形曲線出現(xiàn)屈服(圖2)、達(dá)到最大位移或椎體椎弓根破壞后即予停止。
1．2．2 實(shí)驗(yàn)分組
腰骶椎分別進(jìn)行生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)評(píng)估。
1．2．2．1 L5實(shí)驗(yàn)分組
正常對(duì)照組：于7節(jié)L5椎體置入5．5mm／45mm椎弓根螺釘。單純螺釘翻修組：正常對(duì)照組實(shí)驗(yàn)完成后，置入7．0mm／55mm螺釘翻修。骨水泥強(qiáng)化固定組：前兩組實(shí)驗(yàn)完成后隨機(jī)選擇一側(cè)椎弓根行5．5mm／45mm螺釘加骨水泥強(qiáng)化固定翻修，另一側(cè)應(yīng)用7．0mm／55mm螺釘加骨水泥強(qiáng)化固定翻修。
1．2．2．2 S1實(shí)驗(yàn)分組
正常對(duì)照組：于7節(jié)骶椎標(biāo)本置入6．25mm／35mm椎弓根螺釘。單純螺釘翻修組：正常對(duì)照組實(shí)驗(yàn)完成后，置入8．0mm／45mm螺釘翻修；骨水泥強(qiáng)化固定組：前兩組實(shí)驗(yàn)完成后隨機(jī)選擇一側(cè)椎弓根行6．25mm／35mm螺釘加骨水泥強(qiáng)化固定翻修，另一側(cè)應(yīng)用8．0mm／45mm螺釘加骨水泥強(qiáng)化固定翻修。
1．2．2．3 觀察內(nèi)容
椎弓根螺釘?shù)妮S向最大拔出力、橫向最大扭力矩，以及在椎弓根螺釘強(qiáng)化固定翻修后拔出過(guò)程中椎骨或椎弓根破壞情況。骨水泥強(qiáng)化固定組拔出實(shí)驗(yàn)后，沿椎弓根長(zhǎng)軸進(jìn)行冠狀或矢狀切割，觀察PMMA在椎弓根螺釘周?chē)姆植紶顩r。
1．2．2．4 統(tǒng)計(jì)學(xué)處理
將實(shí)驗(yàn)誤差和粗差進(jìn)行修正處理，將全部數(shù)據(jù)進(jìn)行雙向分類(lèi)方差分析(StudentNewmanKeuls法)。各處理組與對(duì)照組間、同一組不同直徑螺釘間進(jìn)行隨機(jī)化配對(duì)設(shè)計(jì)資料均數(shù)的t檢驗(yàn)，顯著性水平設(shè)為0．05。
2 結(jié)果
2．1 椎弓根螺釘最大把持力
不同組椎弓根螺釘把持力見(jiàn)表1。腰椎：?jiǎn)渭?．0mm／55mm螺釘翻修及應(yīng)用骨水泥強(qiáng)化固定后，均可獲得明顯增加的椎弓根螺釘把持力，以骨水泥強(qiáng)化固定增加更為明顯應(yīng)用；其中骨水泥強(qiáng)化固定后，不同直徑與長(zhǎng)度椎弓根螺釘間的把持力沒(méi)有顯著性差別(P>0．05)。骶椎：?jiǎn)渭?．0mm／45mm螺釘翻修后，椎弓根螺釘把持力與對(duì)照組比較沒(méi)有明顯差別；應(yīng)用骨水泥強(qiáng)化固定后，把持力明顯高于正常對(duì)照組及單純螺釘翻修組，不同型號(hào)螺釘間把持力亦沒(méi)有明顯差別(P>0．05)。表1 不同分組椎弓根螺釘把持力(略) *表示實(shí)驗(yàn)組螺釘把持力與對(duì)照組間有統(tǒng)計(jì)學(xué)差異(P
2．2 椎弓根螺釘最大扭力矩
不同組椎弓根螺釘扭力矩見(jiàn)表2。L5椎弓根單純7．0mm／55mm螺釘翻修后，扭力矩明顯增加；而S1椎弓根單純8．0mm／45mm螺釘翻修后，扭力矩變化不明顯。在腰骶椎，骨水泥強(qiáng)化固定后扭力矩均明顯減小(骨水泥固化后仍可較輕松地將螺釘擰出，圖3)，且不同直徑與長(zhǎng)度螺釘間扭力矩沒(méi)有明顯差別(P>0．05)。表2 不同分組椎弓根螺釘扭力矩(略)*表示實(shí)驗(yàn)組螺釘扭力矩與對(duì)照組間有統(tǒng)計(jì)學(xué)差異(P
2．3 椎弓根螺釘最大把持力與最大扭力矩相關(guān)性分析
實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示單純螺釘翻修組螺釘把持力與扭力矩大都呈現(xiàn)增加趨勢(shì)，而骨水泥強(qiáng)化固定組螺釘把持力增加、扭力矩減小。分別將對(duì)照組與單純螺釘翻修組螺釘?shù)淖畲蟀殉至白畲笈ち卦O(shè)為自變量與應(yīng)變量，統(tǒng)計(jì)分析得相關(guān)系數(shù)r=0．85，表明單純螺釘與骨結(jié)合時(shí)扭力矩與把持力成正相關(guān)。
2．4 椎弓根螺釘拔出時(shí)的破壞情況及骨水泥在椎弓根內(nèi)的分布
因在正常對(duì)照組與單純螺釘翻修組的實(shí)驗(yàn)設(shè)置中采取了保護(hù)性參數(shù)，故未觀察到椎弓根或椎體的破壞。骨水泥強(qiáng)化固定組中椎弓根螺釘?shù)陌纬銎茐拇蠖紴樽倒葆數(shù)某槌觯垂?螺釘界面的剝離；僅2例L5椎弓根骨水泥強(qiáng)化翻修時(shí)發(fā)生椎弓根和椎體交界區(qū)的斷裂(圖4)。本實(shí)驗(yàn)條件下，骨水泥粉和水按2∶3配比混合后較易注入且在椎弓根內(nèi)分布均勻，螺釘紋理痕跡清晰(圖3)。
3 討論
隨著經(jīng)椎弓根內(nèi)固定技術(shù)在脊柱外科的廣泛應(yīng)用，內(nèi)固定失敗的病例也逐漸增多，Moore等認(rèn)為［2］退行性滑脫術(shù)中及術(shù)后螺釘松動(dòng)退出的發(fā)生率近5．5％，而脊柱骨折術(shù)后內(nèi)固定失敗率高達(dá)9％。近年來(lái)，國(guó)內(nèi)外已有關(guān)于椎弓根螺釘翻修及強(qiáng)化固定的文章發(fā)表，但針對(duì)腰骶椎特定解剖結(jié)構(gòu)進(jìn)行相關(guān)評(píng)價(jià)及比較的生物力學(xué)研究卻鮮有報(bào)道。
3．1 翻修螺釘大小的選擇
不同大小的螺釘呈現(xiàn)出不同的生物力學(xué)特性，在椎弓根的解剖形態(tài)及內(nèi)固定力學(xué)需要的限制內(nèi)，增加翻修螺釘?shù)闹睆交蜷L(zhǎng)度，可增強(qiáng)螺釘與骨的結(jié)合力［3］。拔出的力量與圓柱狀骨的表面積有關(guān)，決定于螺釘?shù)耐鈴胶瓦M(jìn)入深度。大直徑螺釘置入時(shí)，椎弓根中心的松質(zhì)骨被推擠到周邊相對(duì)密質(zhì)層，螺紋可置入到周邊相對(duì)密質(zhì)層；針對(duì)不同直徑的椎弓根螺釘進(jìn)行拔出強(qiáng)度測(cè)試，顯示直徑大的螺釘拔出強(qiáng)度大于直徑小的螺釘，拔出強(qiáng)度隨外徑的增加而增加［4］。螺釘越長(zhǎng)，固定強(qiáng)度越大，研究發(fā)現(xiàn)螺釘固定強(qiáng)度的60％在椎弓根內(nèi)，達(dá)椎體松質(zhì)骨后強(qiáng)度增加15%～20％，至前方骨皮質(zhì)但又未穿透時(shí)又增加16％，穿破前方骨皮質(zhì)則增加20%～25％［5］。Polly等［6］認(rèn)為直徑增加2mm，是椎弓根螺釘翻修的最理想方法；直徑增加1mm，長(zhǎng)度增加5～10mm，也是可靠的手段。但臨床常用的單純?cè)龃舐葆斨睆揭蕴岣叻€(wěn)定性的方法受到椎弓根解剖學(xué)條件的嚴(yán)格限制，采用較大直徑的椎弓根螺釘還增加了神經(jīng)根損傷和椎弓根骨折的風(fēng)險(xiǎn)，螺釘外徑最大不應(yīng)超過(guò)椎弓根外徑80％［7］。筆者認(rèn)為，螺釘翻修時(shí)由于先前釘?shù)酪言馄茐模谶M(jìn)針點(diǎn)準(zhǔn)確的情況下，同時(shí)適當(dāng)增加螺釘直徑及長(zhǎng)度應(yīng)為最佳選擇。
3．2 腰骶椎弓根螺釘?shù)陌殉至Σ町惻c解剖特點(diǎn)
本實(shí)驗(yàn)表明L5椎弓根螺釘翻修時(shí)，直徑增加1．5mm、長(zhǎng)度增加10mm，椎弓根螺釘把持力超出原螺釘強(qiáng)度；S1螺釘?shù)陌殉至ζ毡楸妊敌。瑔渭兟葆敺藿Y(jié)果也不同于腰椎，其把持力僅達(dá)到原有螺釘水平。椎弓根螺釘把持力取決于螺紋-骨界面的結(jié)合強(qiáng)度，螺釘周?chē)堑馁|(zhì)量成為決定螺釘把持力的關(guān)鍵因素，高質(zhì)量的骨可獲得較大的把持強(qiáng)度。在腰椎，螺釘旋入時(shí)將松質(zhì)骨壓縮至堅(jiān)強(qiáng)的皮質(zhì)骨上，螺釘周?chē)敲芏认鄬?duì)增高，有較滿意的骨質(zhì)量；粗大螺釘?shù)闹萌肷踔量梢郧腥胫苓叺墓瞧べ|(zhì)，增加了把持強(qiáng)度。在骶骨，由于其椎弓根明顯增寬，松質(zhì)骨含量多、骨皮質(zhì)亦不夠堅(jiān)強(qiáng)，螺釘旋入后其周?chē)敲芏绕汀⒐菑?qiáng)度較低，把持力相對(duì)較小，通過(guò)有限增加螺釘?shù)闹睆健㈤L(zhǎng)度往往很難獲得滿意的把持強(qiáng)度。因此，臨床上骶骨椎弓根內(nèi)固定有較多改進(jìn)方法，如增加螺釘長(zhǎng)度以使其穿破前方骨皮質(zhì)、改變進(jìn)針?lè)较虼┻^(guò)S1上終板乃至L5下終板或在S2增加附加螺釘?shù)取?/p>
3．3 骨水泥強(qiáng)化固定翻修
臨床上當(dāng)椎弓根釘?shù)榔茐膰?yán)重或骨質(zhì)疏松時(shí)，單純采用大直徑螺釘翻修較為困難，常添加生物材料強(qiáng)化椎弓根螺釘穩(wěn)定性。骨水泥強(qiáng)化后，把持力的實(shí)現(xiàn)由骨-螺釘界面轉(zhuǎn)化為較為堅(jiān)強(qiáng)的骨-黏合劑-螺釘界面［8］，可顯著增加椎弓根螺釘把持力，而與螺釘自身結(jié)構(gòu)關(guān)系不大，螺釘拔出主要依靠骨水泥骨界面剝脫實(shí)現(xiàn)；在使用骨水泥翻修時(shí)，螺釘?shù)淖饔玫貌坏襟w現(xiàn)，其本身結(jié)構(gòu)已顯得不重要，如何調(diào)配、注入骨水泥，使之在椎弓根內(nèi)均勻分布、與螺釘達(dá)到最佳結(jié)合，成為翻修的關(guān)鍵。臨床上成功應(yīng)用單純螺釘翻修常假設(shè)為較理想的狀態(tài)，實(shí)際情況往往非常復(fù)雜，如骨質(zhì)疏松、釘?shù)榔茐膰?yán)重、進(jìn)針位置欠佳需另行改道等，單純采用大直徑螺釘翻修較為困難，需添加生物材料強(qiáng)化椎弓根螺釘穩(wěn)定性。尤其骶椎具有特殊的解剖學(xué)結(jié)構(gòu)，椎弓根寬大且松質(zhì)骨含量多，當(dāng)初次螺釘固定失敗后，螺釘松動(dòng)致松質(zhì)骨擠壓，使得釘?shù)垒^原螺釘明顯增大，螺釘直徑長(zhǎng)度的有限增加很難獲得足夠的把持力，此時(shí)骨水泥強(qiáng)化固定在骶椎的翻修中的意義更為顯著。因骨-黏合劑-螺釘界面強(qiáng)度均超過(guò)脊椎本身結(jié)構(gòu)強(qiáng)度，生物材料的改進(jìn)應(yīng)著眼于控制添加物的組織化學(xué)反應(yīng)，過(guò)度增加強(qiáng)化材料的黏合強(qiáng)度已沒(méi)有太大意義。普通骨水泥的臨床應(yīng)用會(huì)產(chǎn)生一系列的問(wèn)題，如聚合熱致周?chē)M織(包括脊髓和神經(jīng)根)損傷、體內(nèi)長(zhǎng)期留置產(chǎn)生毒性和致癌作用等，目前逐漸被新型生物材料所取代［9］。
3．4 椎弓根螺釘把持力與扭力矩的相關(guān)性
大多數(shù)生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)以軸向拔出力為評(píng)定螺釘把持強(qiáng)度的指標(biāo)，近來(lái)研究發(fā)現(xiàn)橫向加載往往是螺釘早期松動(dòng)的主要原因［2］，故將把持力與拔出力相結(jié)合更能反映出螺釘?shù)陌殉謴?qiáng)度。本實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示螺釘把持力與扭力矩不呈現(xiàn)絕對(duì)的一致，不同螺釘結(jié)合界面，把持力與扭力矩間的相關(guān)性有很大差異。單純骨-螺釘界面結(jié)合強(qiáng)度與扭力矩間具有明顯的相關(guān)性，這與既往研究是一致的(相關(guān)系數(shù)為0．83～0．925)［10］；而實(shí)際操作時(shí)，醫(yī)師同樣習(xí)慣通過(guò)扭力矩判斷椎弓根螺釘?shù)陌殉謴?qiáng)度，具有一定臨床實(shí)用性。骨水泥強(qiáng)化固定為螺釘-水泥-骨界面，螺釘置入時(shí)骨水泥尚未固化，此時(shí)扭力矩沒(méi)有意義。當(dāng)骨水泥固化后，骨-水泥間為牢固結(jié)合，而螺釘-水泥間結(jié)合不夠緊密，故螺釘仍可較容易扭動(dòng)；螺釘?shù)陌殉至χ饕揽抗撬喙袒笈c螺紋鑲嵌吻合獲得，取決于骨水泥本身強(qiáng)度及骨-水泥結(jié)合強(qiáng)度。
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骨的生物力學(xué)特性范文5
[關(guān)鍵詞] 單側(cè)椎弓根螺釘；腰椎融合術(shù)；臨床應(yīng)用
[中圖分類(lèi)號(hào)] R687.3 [文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼] B [文章編號(hào)] 1674-4721（2014）02（a）-0187-03
脊柱后路內(nèi)固定手術(shù)是一種重要的脊柱穩(wěn)定手術(shù)，它的發(fā)展及演變起源于人們對(duì)脊柱畸形的矯正及脊椎骨折內(nèi)固定的病理學(xué)發(fā)展和生物力學(xué)特性的認(rèn)識(shí)。1911年Hibbs第一次報(bào)道了關(guān)于脊柱融合的手術(shù)，并且規(guī)定了脊柱融合手術(shù)的最基本原則。20世紀(jì)80年代以后隨著相關(guān)脊柱生物力學(xué)方面的研究逐漸增多，脊柱以及椎間盤(pán)的解剖結(jié)構(gòu)的生物力學(xué)、脊柱內(nèi)固定器械的生物力學(xué)以及不同的手術(shù)方式對(duì)脊柱的結(jié)構(gòu)及其穩(wěn)定性產(chǎn)生的影響等方面的試驗(yàn)，深入闡述了脊柱后方結(jié)構(gòu)及其椎間關(guān)節(jié)在維持脊柱的穩(wěn)定性方面的重要作用，從而為脊柱融合手術(shù)的臨床應(yīng)用提供了一定的科學(xué)依據(jù)[1]。
現(xiàn)在的微創(chuàng)技術(shù)已被廣泛地用于外科手術(shù)領(lǐng)域，并逐漸在脊柱外科的手術(shù)中的占據(jù)主導(dǎo)地位[2-3]。在脊柱手術(shù)的過(guò)程中如何避免組織損傷，減少術(shù)中出血，這已經(jīng)變成了目前需要克服的一項(xiàng)難題。近年來(lái)關(guān)于單側(cè)腰椎椎弓根螺釘在腰椎融合手術(shù)中應(yīng)用方面的報(bào)道逐漸增多[4-5]，本文對(duì)單側(cè)腰椎椎弓根螺釘系統(tǒng)在腰椎融合手術(shù)中的應(yīng)用和研究進(jìn)展進(jìn)行綜述。
1 單側(cè)椎弓根螺釘固定系統(tǒng)的生物力學(xué)特性
1.1 單側(cè)椎弓根釘與雙側(cè)椎弓根螺釘?shù)膶?duì)比研究
Harris等[6]通過(guò)對(duì)尸體標(biāo)本的生物力學(xué)檢測(cè)，認(rèn)為在脊柱單側(cè)、雙側(cè)椎弓根螺釘固定系統(tǒng)穩(wěn)定性的人體試驗(yàn)中，雙側(cè)脊柱椎弓根螺釘內(nèi)固定系統(tǒng)具有較好的脊柱穩(wěn)定性，但是在目前的臨床應(yīng)用中未得到滿意的療效，在最佳的脊柱內(nèi)固定強(qiáng)度方面還沒(méi)有統(tǒng)一標(biāo)準(zhǔn)[7-9]。Suk等[10]通過(guò)對(duì)87例患者實(shí)施的脊柱后外側(cè)單節(jié)段內(nèi)固定融合和雙節(jié)段內(nèi)固定融合手術(shù)中得出，單側(cè)脊柱椎弓根內(nèi)固定與雙側(cè)脊柱椎弓根能固定的脊柱融合率分別為91.5%和97.5%，差異無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P=0.121），但是，在降低患者手術(shù)費(fèi)用和縮短手術(shù)時(shí)間方面，單側(cè)椎弓根螺釘內(nèi)固定系統(tǒng)具有明顯優(yōu)勢(shì)。貢小強(qiáng)等[11]在行后正中手術(shù)切口腰椎間融合術(shù)（posterior lumbar interbody fusion，PLIF）中，對(duì)單、雙側(cè)脊柱椎弓根螺釘內(nèi)固定系統(tǒng)進(jìn)行對(duì)比，兩者的術(shù)中出血量和手術(shù)時(shí)間差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義，脊柱椎體間的植骨融合率以及JOA評(píng)分改善率差異無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。
1.2 模擬仿真的研究
陳志明等[12]根據(jù)正常人體的腰3～5節(jié)段CT掃描數(shù)據(jù)，利用Geomagic Studio 9.0、Simple ware 2.0和Abaqus 6.7系統(tǒng)軟件重建了人體正常的腰3～5三維的有限元模型（INF），并以此為基礎(chǔ)，建立了腰4/5單側(cè)椎弓根釘棒固定加后外側(cè)橫突間植骨融合系統(tǒng)的手術(shù)模型（M1），脊柱單側(cè)椎弓根釘棒固定并應(yīng)用單個(gè)融合器械放入模具（M2）、脊柱雙側(cè)椎弓根釘棒固定系統(tǒng)并應(yīng)用單個(gè)融合器械放入模具（M3）。在模擬腰椎活動(dòng)中，進(jìn)行腰椎前曲后伸旋轉(zhuǎn)及側(cè)屈的基本活動(dòng)，并在腰3椎體上面加500 N的預(yù)載荷以及10 N·m的轉(zhuǎn)矩。在不同情況下分別觀察腰4、腰5節(jié)段的角移位、脊柱椎弓根釘內(nèi)固定以及融合器的應(yīng)力作用分布。結(jié)果顯示，在不同情況下M1、M2、M3各個(gè)角移位都比INF少，以M3減少最多；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、右屈以及右旋轉(zhuǎn)、左旋轉(zhuǎn)的時(shí)候M1的穩(wěn)定性較差。在脊柱椎弓根釘應(yīng)力峰值方面，M1較M2和M3高，尤其是在脊柱后伸、左側(cè)屈時(shí)脊柱椎弓根釘?shù)膽?yīng)力峰值最大。M2椎弓根釘?shù)膽?yīng)力峰值較M3高。在各種情況下，M2脊椎椎間融合器的應(yīng)力峰值均較M3高。所以，脊柱的單側(cè)椎弓根釘固定系統(tǒng)加用單個(gè)椎間融合器，能夠?yàn)榧怪峁┳銐虻姆€(wěn)定性，該方法可以用于腰椎退變性疾病的手術(shù)內(nèi)固定。在脊柱融合器的應(yīng)力峰值方面，脊柱單側(cè)椎弓根釘棒固定系統(tǒng)并應(yīng)用單個(gè)融合器械放入模具明顯高于雙側(cè)椎弓根釘棒固定系統(tǒng)的模具，但是在脊柱融合器沉降方面，脊柱單側(cè)椎弓根釘棒固定系統(tǒng)較雙側(cè)椎弓根釘棒固定系統(tǒng)高。
董健文等[13]切除腰4～5的椎間盤(pán)以及同側(cè)>2/3的椎體間的關(guān)節(jié)，造成脊柱單節(jié)段的不穩(wěn)定，結(jié)果顯示，除了脊柱左側(cè)彎以外，脊柱單側(cè)椎弓根釘棒固定系統(tǒng)組在脊柱其他各個(gè)方向上的活動(dòng)與雙側(cè)椎弓根釘棒固定系統(tǒng)組比較，運(yùn)動(dòng)范圍（range of motion，ROM）沒(méi)有明顯增加，即使在左側(cè)彎，其ROM也較雙側(cè)組小。因此脊柱單側(cè)椎弓根釘棒固定系統(tǒng)和雙側(cè)脊柱椎弓根釘棒固定系統(tǒng)相比，在脊柱絕大多數(shù)活動(dòng)方面其穩(wěn)定性是相當(dāng)?shù)摹?/p>
2 手術(shù)入路
2.1 傳統(tǒng)后正中手術(shù)切口
在相應(yīng)節(jié)段的椎間隙后正中線做縱行切口，依次切開(kāi)皮膚、皮下組織、腰背筋膜，并剝離肌肉組織，暴露脊柱椎板以及脊柱的關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)。以脊柱橫突的中心線和脊柱小關(guān)節(jié)突外緣的交點(diǎn)作為脊柱椎弓根的進(jìn)釘點(diǎn)。用開(kāi)口器打開(kāi)椎弓根后緣骨皮質(zhì)，探針插入椎弓根骨髓道內(nèi)，并探測(cè)其深度和方向，選擇長(zhǎng)度及直徑合適的脊柱椎弓根釘緩慢擰入。
2.2 微創(chuàng)旁正中切口
在病變節(jié)段的稍外方依次切開(kāi)皮膚、皮下組織以及深筋膜，沿脊柱骶棘肌的中間逐層分離，暴露脊柱的小關(guān)節(jié)突、脊柱的上下關(guān)節(jié)突以及脊柱的椎板，進(jìn)釘點(diǎn)為脊柱橫突的中心線和脊柱小關(guān)節(jié)突外緣的交點(diǎn)。其余方法與脊柱后正中切口相同。
3 單側(cè)椎弓根螺釘在不同方式植骨融合手術(shù)中的應(yīng)用
3.1 在脊柱后正中入路腰椎植骨融合手術(shù)中的應(yīng)用
傳統(tǒng)PLIF是由Cloward提出的一種行之有效的脊柱腰椎的手術(shù)方法，在腰椎間盤(pán)突出癥、腰椎退變性造成的腰椎不穩(wěn)、腰椎椎體滑脫等治療方面取得了較好的臨床療效。PLIF主要應(yīng)用于腰椎間盤(pán)源性所致的腰背痛和腰椎間盤(pán)突出癥、腰椎退行性變?cè)斐傻牟环€(wěn)所致的腰腿痛、嚴(yán)重的腰椎椎管狹窄癥需要進(jìn)行椎管廣泛減壓的患者以及腰椎間盤(pán)的髓核摘除術(shù)后復(fù)發(fā)患者；但是對(duì)于年輕的患者、過(guò)度肥胖的患者、有嚴(yán)重骨質(zhì)疏松的患者以及重度腰椎椎體滑脫的患者是不適宜的[14-15]。
PLIF在脊柱的椎體間植入骨塊或Cage，應(yīng)用骨塊或Cage的支撐和后面的脊柱椎弓根釘以及連桿的固定作用從而達(dá)到脊柱椎體間的融合，限制了本節(jié)段的活動(dòng)。這種優(yōu)點(diǎn)在于可以去除全部的椎間盤(pán)組織，有效地維持椎間隙高度，擴(kuò)大椎間孔進(jìn)行充分的減壓，提高了椎體間的融合率。缺點(diǎn)在于椎體間植入的骨塊容易錯(cuò)位。切除脊柱的棘突及其韌帶、椎板，造成后柱結(jié)構(gòu)破壞嚴(yán)重，容易造成脊柱失穩(wěn)以及造成后路脊柱椎體間植骨融合困難。手術(shù)中對(duì)脊神經(jīng)根以及硬膜囊的牽拉會(huì)導(dǎo)致脊神經(jīng)根功能一過(guò)性或永久性暫時(shí)損失、硬膜囊撕裂和手術(shù)后硬膜外纖維瘢痕形成，手術(shù)過(guò)程中需要?jiǎng)冸x大部分的椎旁肌，這樣手術(shù)的創(chuàng)傷較大和術(shù)中出血較多。如果在較高水平容易導(dǎo)致脊髓的損傷，產(chǎn)生嚴(yán)重的并發(fā)癥，因此只適應(yīng)于腰2～骶1節(jié)段[16]。
3.2 微創(chuàng)PLIF在脊柱手術(shù)中的應(yīng)用
微創(chuàng)PLIF手術(shù)是指在脊柱后正中線旁邊的2～3 cm處C型臂X線機(jī)導(dǎo)針定位后，相應(yīng)的病變椎間盤(pán)處切一個(gè)約2.5 cm的切口，沿導(dǎo)針逐級(jí)擴(kuò)張或者管狀的擴(kuò)張器牽開(kāi)病變的椎間隙。在手術(shù)內(nèi)鏡系統(tǒng)的支持下完成椎間孔的減壓和椎體間的植骨融合，應(yīng)用撐開(kāi)器時(shí)在直視下同樣可以完成椎間孔的減壓和椎體間的植骨融合。椎體間植骨融合完成后，也可以應(yīng)用小切口、內(nèi)鏡或者經(jīng)皮的椎體間內(nèi)固定術(shù)[17-18]。林斌等[19]對(duì)102例腰腿痛患者應(yīng)用單側(cè)椎弓根釘固定系統(tǒng)和傳統(tǒng)后正中入路雙側(cè)脊柱椎弓根釘固定系統(tǒng)進(jìn)行了比較，結(jié)果發(fā)現(xiàn)微創(chuàng)單側(cè)脊柱椎弓根釘固定具有手術(shù)時(shí)間短、出血量少、椎體間的融合率較高等優(yōu)點(diǎn)，是一種安全可行的治療方法。
3.3 在經(jīng)椎間孔腰椎椎體間融合術(shù)中的應(yīng)用
為了避免在PLIF手術(shù)中過(guò)度牽拉脊神經(jīng)根以及硬膜囊，Hams等[20]提出經(jīng)椎間孔腰椎椎體間融合手術(shù)（transforaminal lumbar interbody fusion，TLIF）。TLIF手術(shù)切口可以選在更偏離后正中線的外側(cè)，在后正中線旁邊的4～5 cm處作一個(gè)小切口，完全暴露以后切除一邊的部分關(guān)節(jié)突到達(dá)椎間盤(pán)的后外緣，手術(shù)顯露和椎間植骨融合的方法與微創(chuàng)PLIF類(lèi)似[21]。TLIF克服了手術(shù)中牽引脊神經(jīng)根和硬膜囊導(dǎo)致的神經(jīng)損傷，并且保留了前縱韌帶、后縱韌帶、棘上韌帶和棘間韌帶的結(jié)構(gòu)完整，同時(shí)由于腰背肌的附著點(diǎn)大部分得到保留，避免了肌肉的失神經(jīng)支配，這對(duì)于手術(shù)后的功能鍛煉和恢復(fù)非常有利[22]。這種治療方法在腰椎間盤(pán)突出癥、腰椎退變?cè)斐傻难挡环€(wěn)、腰椎椎體滑脫等疾病的治療方面也獲得了較好的臨床療效。
TLIF主要是經(jīng)脊柱單側(cè)后外側(cè)入路行脊柱的前柱內(nèi)固定。其優(yōu)點(diǎn)是：能降低對(duì)脊柱椎管內(nèi)組織結(jié)構(gòu)的損傷，對(duì)脊神經(jīng)根、硬膜囊的干擾降低到最小。保持脊柱椎板及脊柱關(guān)節(jié)突的穩(wěn)定性，防止脊柱內(nèi)固定物脫出、斷裂。手術(shù)過(guò)程中對(duì)硬膜囊不用牽拉，和PLIF的手術(shù)方式不同，TLIF更適合于上位腰椎。其缺點(diǎn)是：在手術(shù)入路一側(cè)要切除部分關(guān)節(jié)突，并且在脊柱的椎體間植骨融合相對(duì)困難[23-25]。張連生等[26]認(rèn)為，脊柱單側(cè)椎弓根釘TLIF手術(shù)與脊柱雙側(cè)椎弓根釘內(nèi)固定TLIF手術(shù)比較，兩者在術(shù)后的效果上差異無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義，與PLIF比較，TLIF在減少手術(shù)的時(shí)間及術(shù)中周?chē)M織損害、降低手術(shù)死腔方面具有明顯優(yōu)勢(shì)。
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骨的生物力學(xué)特性范文6
【摘要】［目的］利用工程力學(xué)分析軟件CatiaV5，模擬在不同的肩關(guān)節(jié)功能位置上、間接沖擊暴力所致肱骨骨折的受傷力學(xué)機(jī)制和力學(xué)環(huán)境，為認(rèn)識(shí)和治療肱骨骨折提供生物力學(xué)依據(jù)。［方法］采用高分辨率的人體肩關(guān)節(jié)斷層解剖圖作為三維重建的數(shù)據(jù)源，選取自鎖骨頂端至肱骨遠(yuǎn)端關(guān)節(jié)面、共380層的斷層圖像，層厚1mm，按照點(diǎn)、線、面的建模方式，先建立人體肩關(guān)節(jié)的三維幾何模型，再予網(wǎng)格化，建立人體肩關(guān)節(jié)的三維有限元模型，利用該模型，模擬在12個(gè)不同的肩關(guān)節(jié)功能位置上（外展30°、45°、60°、90°、同時(shí)合并內(nèi)旋、中立、外旋）、肱骨受到分級(jí)加載的軸向沖擊載荷時(shí)的骨折位置以及瞬時(shí)的應(yīng)力、應(yīng)變狀況。［結(jié)果］根據(jù)肱骨在不同的功能位置上載荷－應(yīng)變關(guān)系曲線，載荷從0～250N時(shí)，呈線性變化，后為非線性期，卸載后，殘余骨變形；隨著載荷的增加，肱骨干的應(yīng)變隨之增加。當(dāng)肩關(guān)節(jié)的外展位置由90°逐漸變?yōu)?0°時(shí)，肱骨干上內(nèi)外側(cè)應(yīng)變逐漸增加，內(nèi)外旋45°時(shí)應(yīng)變比中立位時(shí)增加顯著；同時(shí)，肱骨干內(nèi)外側(cè)的應(yīng)力不同，內(nèi)側(cè)應(yīng)力大，外側(cè)應(yīng)力小，內(nèi)外旋時(shí)，肱骨干的應(yīng)力增加更快、更大。［結(jié)論］在肩關(guān)節(jié)不同的功能位置上，三維有限元分析逼真地模擬出各自不同的肱骨應(yīng)力、應(yīng)變狀態(tài)值及骨完整性受到破壞的三維圖像、骨折線的大體走向；肱骨骨折的三維有限元模擬和分析是研究與骨折相關(guān)的力學(xué)原理的非常有價(jià)值的方法。
【關(guān)鍵詞】間接暴力；肱骨骨折；三維有限元；模擬
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
臨床上，肱骨骨折的發(fā)生率并不少見(jiàn)。目前，對(duì)于肱骨骨折確切的損傷機(jī)制尚缺乏較深刻的了解，較透徹的闡明肱骨骨折的機(jī)制方面的知識(shí)對(duì)于肱骨骨折的預(yù)防和治療將會(huì)產(chǎn)生重要的指導(dǎo)意義。本研究就是利用人體肩關(guān)節(jié)的三維有限元模型，模擬不同的軸向沖擊載荷下，肱骨的形變情況，并顯示其動(dòng)態(tài)過(guò)程，探討肱骨骨折的受傷應(yīng)力機(jī)制。
1材料與方法
1.1肩關(guān)節(jié)結(jié)構(gòu)的幾何實(shí)體重建
采用高分辨率的人體肩關(guān)節(jié)斷層解剖圖作為三維重建的數(shù)據(jù)源，按照點(diǎn)－線－面－體的方式建立肩關(guān)節(jié)的幾何實(shí)體形狀，可以分別顯示皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨、軟骨及髓腔結(jié)構(gòu)，在CatiaV5運(yùn)行平臺(tái)上可以任意角度轉(zhuǎn)動(dòng)，觀察模型的解剖結(jié)構(gòu)和方向（圖1）。
1．2肩關(guān)節(jié)三維有限元模型的構(gòu)建
肩關(guān)節(jié)的三維實(shí)體建模完成后，根據(jù)材料特性的不同，定義軟骨、皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨材料力學(xué)參數(shù)（表1）。選用10節(jié)點(diǎn)的四面體單元，該四面體具有6個(gè)方向的自由度，在CatiaV5運(yùn)行平臺(tái)上，定義肩關(guān)節(jié)的各項(xiàng)參數(shù)和指標(biāo)，選擇中上等精度的自動(dòng)網(wǎng)格劃分模式，對(duì)肩關(guān)節(jié)進(jìn)行自動(dòng)網(wǎng)格化，生成3977個(gè)節(jié)點(diǎn)（nodes）、20919個(gè)四面體單元（elements）（圖2）。表1肩關(guān)節(jié)的材料力學(xué)參數(shù)（Joseph.A等2002年）
1.3肩關(guān)節(jié)不同功能位置上肱骨骨折的三維有限元模擬
啟動(dòng)CatiaV5的結(jié)構(gòu)模塊。根據(jù)盂肱關(guān)節(jié)面的接觸關(guān)系，及肱骨頭的旋轉(zhuǎn)中心的確立，固定肩胛骨相對(duì)不動(dòng)，將肱骨分別從0°位外展到30°、45°、60°、90°每個(gè)位置上；分別設(shè)定3種旋轉(zhuǎn)狀態(tài)：中立位、外旋45°、內(nèi)旋45°，從而將肩關(guān)節(jié)的動(dòng)態(tài)功能過(guò)程分割成12個(gè)不同的功能位置。在每一個(gè)位置下，根據(jù)盂肱關(guān)節(jié)面接觸區(qū)域的位置和范圍，設(shè)定肱骨的邊界約束，限制其所有方向的自由度。
自肱骨遠(yuǎn)端分別加載以0.1s梯度增加的300N軸向沖擊載荷，載荷持續(xù)時(shí)程為1s，同時(shí)自肱骨大結(jié)節(jié)加載50N水平恒定載荷，啟動(dòng)CatiaV5的求解模塊，計(jì)算機(jī)進(jìn)入沖擊受力分析模塊程序。運(yùn)算結(jié)束后，得到動(dòng)態(tài)顯示的加載－形變過(guò)程，分析其應(yīng)力分布和骨折移位狀況。根據(jù)圖像的模擬結(jié)果，我們可以判斷不同的功能位置上的骨斷裂的位置和移位方向，根據(jù)節(jié)點(diǎn)的斷裂度判斷骨折線的大致走向。
2結(jié)果
計(jì)算機(jī)運(yùn)算結(jié)束后，得到12個(gè)功能位置上、暴力載荷下的肱骨應(yīng)力、形變趨勢(shì)，并且動(dòng)態(tài)展示出來(lái)。本文以45°外展位為例(圖3～5)；此外，通過(guò)鼠標(biāo)取值，可以記錄肱骨上的平均應(yīng)變值（圖6），從而進(jìn)一步繪制載荷－應(yīng)變曲線（圖7），了解肱骨隨載荷變化的生物力學(xué)規(guī)律。
3討論
3.1本研究中骨折模擬的力學(xué)合理性
造成骨折的原因有內(nèi)因和外因兩個(gè)方面，前者是指骨結(jié)構(gòu)本身的特性，例如材料性質(zhì)和結(jié)構(gòu)性質(zhì)，后者是指骨骼受外力的方向、大小、變化速度以及肢體的空間位置等［1］。對(duì)于肱骨骨折而言，常見(jiàn)于摔倒時(shí)，上肢撐地，沖擊載荷在較短的時(shí)間內(nèi)通過(guò)間接傳遞作用于骨骼，造成骨折［2］；同時(shí)，由于人體上臂具有靈活的運(yùn)動(dòng)范圍，故摔倒時(shí)，肱骨可以有多個(gè)不同的功能位置，而這種位置直接影響骨骼的受力矢量，因此，本研究在前期肩關(guān)節(jié)三維有限元模型和肩關(guān)節(jié)試驗(yàn)力學(xué)分析結(jié)果的基礎(chǔ)上，模擬不同功能位置上的肱骨骨折狀態(tài)，是符合肩關(guān)節(jié)生物力學(xué)原理的［3］。
3.2三維有限元分析法模擬肱骨骨折的優(yōu)勢(shì)所在
肱骨發(fā)生骨折時(shí)，由于其瞬時(shí)性的特點(diǎn)，往往很難重復(fù)其具體過(guò)程，無(wú)法對(duì)其進(jìn)行實(shí)時(shí)分析。試驗(yàn)研究的條件下進(jìn)行骨折力學(xué)分析時(shí)，當(dāng)載荷超過(guò)骨的極限強(qiáng)度時(shí)，骨小梁斷裂，骨結(jié)構(gòu)的完整性破壞。目前的力學(xué)記錄儀器尚不能記錄峰值強(qiáng)度以后的骨應(yīng)力和骨應(yīng)變，特別是骨的內(nèi)部力學(xué)狀況，所以，用試驗(yàn)的方法研究骨折的力學(xué)機(jī)制存在著明顯的不足，它不能提供骨折完整過(guò)程的信息，故本研究嘗試用先進(jìn)的計(jì)算機(jī)技術(shù)，憑借工程力學(xué)的軟件，按照生物力學(xué)的原理，去研究肱骨骨折的損傷機(jī)制，是對(duì)試驗(yàn)力學(xué)有力的補(bǔ)充和完善。運(yùn)用三維的視覺(jué)環(huán)境，高度形象地模擬骨折的形變和應(yīng)力分布。作為一項(xiàng)被運(yùn)用到醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的計(jì)算機(jī)技術(shù)，三維有限元分析法可以高度模擬物體結(jié)構(gòu)與材料的特性；既可以精確地反映區(qū)域性的信息，又可以完整地反映全域性的信息；既可以進(jìn)行精確的計(jì)算分析，又可以從事形象的、直觀的定性研究，分析研究的重復(fù)性好，應(yīng)用面廣，適應(yīng)性強(qiáng)，可以反復(fù)使用，無(wú)損耗，能夠通過(guò)模擬分析的方法研究實(shí)驗(yàn)方法所不能研究的工況（或生理狀況），得到客觀實(shí)體實(shí)驗(yàn)法所難以得到的研究結(jié)果［4］。
3.3有限元模擬肱骨骨折受傷機(jī)制的臨床意義
從肱骨骨折的三維有限元?jiǎng)討B(tài)模擬圖像資料上看，當(dāng)關(guān)節(jié)盂實(shí)施邊界約束、肱骨大結(jié)節(jié)加載基礎(chǔ)載荷、于肱骨遠(yuǎn)端加載以0.1s梯度增加的300N沖擊載荷時(shí)，應(yīng)力逐漸由肱骨遠(yuǎn)端移向骨干部，隨著力的傳遞，壓力集中在肱骨頸干交界部位和干部上段部分，應(yīng)力在其前側(cè)和/或內(nèi)側(cè)達(dá)到最大聚積；而與此同時(shí)，與關(guān)節(jié)盂相接觸的肱骨關(guān)節(jié)面的部分，應(yīng)力也逐漸增加，這兩個(gè)應(yīng)力集中區(qū)域在沖擊載荷作用下，應(yīng)力增加不顯著。骨應(yīng)變圖提示這個(gè)區(qū)域此時(shí)承載的載荷逐漸轉(zhuǎn)成張力區(qū)，2種載荷交界區(qū)域即是骨小梁承受彎曲最大的部位，當(dāng)能量完全釋放，骨小梁斷裂，骨折線產(chǎn)生，遠(yuǎn)段肱骨部分移向后側(cè)或/和外側(cè)。應(yīng)變是應(yīng)力作用于骨組織的的結(jié)果，伴隨著應(yīng)力的變化，肱骨上應(yīng)變發(fā)生變化，骨形變不可避免。另外，作者看到，在12個(gè)不同的功能位置上，相同的加載時(shí)，肱骨的應(yīng)力集中區(qū)發(fā)生了轉(zhuǎn)移和變化。當(dāng)從30°90°外展時(shí)，高應(yīng)力區(qū)由內(nèi)側(cè)逐漸轉(zhuǎn)向外側(cè)，而以60°外展外旋位置上應(yīng)力最高，達(dá)3.13MPa。也就是說(shuō)在這個(gè)位置上摔倒時(shí)，骨骼承受最大的應(yīng)力，骨應(yīng)變?cè)诖藚^(qū)域最大，故骨折發(fā)生率較高，特別對(duì)于本身骨強(qiáng)
度減弱的情況下（例如、
圖1肩關(guān)節(jié)的三維幾何實(shí)體重建圖像圖2肩關(guān)節(jié)的三維網(wǎng)格化圖345°外展中立位的骨折形變模擬過(guò)程（ae.形變過(guò)程；f.骨折線的走行）圖4
45°外展內(nèi)旋位的骨折形變模擬過(guò)程（ae.形變過(guò)程；f.骨折線的走行）
圖545°外展外旋位的骨折形變模擬過(guò)程（ae.形變過(guò)程；f.骨折線的走行）圖6箭頭所指為鼠標(biāo)取值圖7外展45°位置上中立位、外旋45°、內(nèi)旋45°時(shí)肱骨干上載荷－應(yīng)變關(guān)系曲線質(zhì)疏松時(shí)），在30°外展位置上易發(fā)生由肱骨外科頸和肱骨上段后上向前下的骨折移位［5］；而在90°外展加載時(shí)，骨折線接近橫行走向，因此可以推測(cè)在健康人群中，肩關(guān)節(jié)30°～90°范圍摔倒時(shí)，骨折線由斜形逐漸變成橫行，且肱骨外科頸和肱骨上段時(shí)更易于骨折和移位置［6,7］。
此外，不同的肩關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)位置對(duì)肱骨骨折也產(chǎn)生一定的影響。從圖像中可以發(fā)現(xiàn)當(dāng)內(nèi)旋和外旋時(shí)，肱骨上的應(yīng)力分布發(fā)生轉(zhuǎn)移。內(nèi)旋時(shí)，高應(yīng)力區(qū)移向肱骨的前外側(cè)，外旋時(shí)，高應(yīng)力區(qū)移向肱骨的內(nèi)側(cè)，并伴隨骨折線出現(xiàn)部位的轉(zhuǎn)移。根據(jù)動(dòng)態(tài)模擬圖像中，可以清晰顯示骨折的動(dòng)態(tài)現(xiàn)況，且可以反復(fù)回放，任意提取任何一個(gè)需要的信息。
3.4肩關(guān)節(jié)有限元模擬分析的應(yīng)用前景
本研究中所建立的肩關(guān)節(jié)三維有限元是一個(gè)良好的生物力學(xué)研究工具，利用它，不僅可以對(duì)關(guān)節(jié)的骨性結(jié)構(gòu)進(jìn)行力學(xué)分析，同時(shí)通過(guò)建立三維連接單元，還可以重建肩關(guān)節(jié)的任一個(gè)軟組織結(jié)構(gòu)；通過(guò)這些軟組織的試驗(yàn)力學(xué)測(cè)試，獲得相關(guān)的材料參數(shù)，同樣可以將軟組織的有限元模型建立起來(lái)，繼而進(jìn)行力學(xué)分析。本論文僅僅對(duì)肱骨骨折實(shí)施了有限元的模擬，使用同樣的方法，可以對(duì)其他肩關(guān)節(jié)的其他結(jié)構(gòu)的損傷機(jī)理進(jìn)行模擬，如鎖骨骨折、脫位、肩胛骨骨折、盂肱關(guān)節(jié)的脫位、慢性肩關(guān)節(jié)不穩(wěn)、肩峰撞擊癥等。
總之，隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)的不斷發(fā)展，以及力學(xué)分析軟件的不斷完善，三維有限元分析法一定會(huì)在骨關(guān)節(jié)生物力學(xué)研究領(lǐng)域發(fā)揮越來(lái)越大的作用。
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