摘 要?

目的：在膝關節(jié)損傷中，髕骨骨折發(fā)病率較高。對于髕骨骨折的治療， 雖有諸多學者提出多種不同治療方案，但都以張力帶為主，且多數(shù)是針對 髕骨橫行或下極骨折。然而在臨床上我們也常遇到髕骨分層樣骨折，對于 此類型骨折的分類、治療，目前臨床上報道較少，仍缺乏統(tǒng)一的治療策略。對此，我們提出應用微型鋼板固定髕骨分層樣骨折，并已取得初步臨床療 效，現(xiàn)通過對微型鋼板固定髕骨分層骨折建立三維有限元模型，來進一步 分析該固定方式的應力分布及位移程度，并驗證其可行性，為臨床治療髕 骨分層骨折的新方案提供可靠的理論依據(jù)。

方法：利用 ANSYS 13.0、Mimics 17.0 、3-matic 9.0、Geomagic Studio 12.0 及 PTC Creo Parametric 3.0 分別對髕骨、鋼板及螺釘進行三維建模并 進行有限元分析。

? ? ?建立三維模型：將 CT 掃描膝關節(jié)獲取的圖像數(shù)據(jù)導入 Mimics 軟件 中，利用閾值分割、區(qū)域增長、編輯蒙罩等功能創(chuàng)建髕骨整體及松質骨三 維圖像，并在 Geomagic Studio 軟件中進行去噪、松弛、封裝、快速平滑、 曲面化等修飾處理，再將圖像以 STL 格式輸入 3-matic 中，利用布爾減運 算生成髕骨皮質骨模型。利用 PTC Creo Parametric 軟件按照實際尺寸設 計微型鋼板及螺釘平面草圖，使用拉伸及螺旋掃描功能生成 8 孔 T 板及 5 孔直板各 1 枚，鎖定螺釘 11 枚，并對微型鋼板進行預彎處理，最終將微 型鋼板、螺釘模型以 STL 格式輸入 3-matic 軟件中，對微型鋼板、螺釘及 髕骨進行裝配，并設計骨折線，生成面網格和體網格模型。

? ? ?有限元參數(shù)設定：將建立的正常髕骨及髕骨骨折的有限元模型以 CDB 格式導入 ANSYS 軟件中，創(chuàng)建模型皮膚及有限元幾何體，依次設定 微型鋼板、螺釘、皮質骨及松質骨的材料屬性，包括彈性模量及泊松比。 根據(jù)實驗需求設定各模塊間接觸面、接觸類型并重新劃分四面體網格。加 載前約束髕骨上下極，對髕骨關節(jié)面下、中、上1/3分別施加2.0MP、3.5MP、 4.4MP 應力，以模擬膝關節(jié)屈曲 20°、45°、90°時髕骨受力情況。?

? ? ?圖像后處理：求解出各模型在不同情況下的結果后，插入各模塊的等效應力及位移分布云圖，并在不同層面對圖像進行切割，以便觀察各切面 上的應力及位移分布。

結果：?1 正常髕骨模型應力分布：三種屈膝角度下，髕骨上下極韌帶約束處 均有不同程度應力集中。另外，下極區(qū)域均有應力集中且與屈膝程度正相 關，隨著屈曲程度增加，髕骨整體應力逐漸向近端靠近。

2 髕骨骨折模型應力分布：不同屈膝角度下，兩極韌帶約束處有應力 集中外，髕骨下極應力均較集中，與屈膝程度正相關；鋼板均在橫行斷端 處應力最為集中，與屈膝程度正相關，且應力逐漸向兩端遞減；遠、近端 螺釘應力亦與屈膝程度正相關，且屈膝越大，應力越向近端螺釘集中；橫 行骨折斷端處均有壓力，與屈膝角度正相關，且壓力呈現(xiàn)出分布不均—— 均勻——不均的變化趨勢；分層骨折斷端處亦存在較小壓力，與屈膝角度 正相關，且壓力呈現(xiàn)出先分布均勻再到分布不均的變化規(guī)律。?

3 髕骨骨折模型位移分布：在不同屈膝角度下，髕骨及鋼板均呈現(xiàn)出 相似的位移規(guī)律。在 Y 軸方向（即水平方向），從髕骨中間向兩極，髕 骨及鋼板位移逐漸減?。辉?Z 軸方向（即垂直方向），從釘頭至釘尾， 位移逐漸增加，且近端螺釘位移垂直向下，遠端螺釘位移垂直向上。在 Y 軸上，髕骨及鋼板在橫行骨折處的位移與屈膝角度正相關，當屈曲 90° 時位移最大，約為 0.3mm，而髕骨分層骨塊在屈曲 45°時位移最大，約 為 0.9mm；在 Z 軸上，近端螺釘位移與屈膝程度正相關，當屈膝 90°時 位移最大，約為 0.2mm，而遠端螺釘在屈曲 45°時位移最大，約為 0.5mm

結論：?1 不同屈膝角度下，髕骨下極應力均較集中。?

2 微型鋼板置于髕骨張力側，固定牢固，對橫行、分層骨折塊均有不 同程度加壓效果。?

3 微型鋼板產生的加壓效果與屈膝程度正相關，有利于術后早期活 動。

4 微型鋼板治療髕骨骨折具有明顯生物力學優(yōu)勢，特別適用于髕骨分 層樣骨折。

關鍵詞：微型鋼板，髕骨，分層骨折，內固定，有限元

材料與方法

1 一般資料?

1.1 受試對象 選取一名 24 歲健康男性志愿者，同意參加本次研究，身高 170cm， 體重 70Kg，查體髕骨未見異常，膝關節(jié) X 線未見明顯異常，既往無膝部 外傷、手術、髕骨骨折等病史，無相關家族遺傳病史，確定右膝髕骨為研 究對象。

1.2 設備 PC 機：AMD 四核 A8-4500M 處理器，2GB 獨立顯存，8GB DDR3 內存，120GB 固態(tài)硬盤，500GB 機械硬盤，Windows 7 操作系統(tǒng)； CT 掃描機：Sensation 64 排螺旋 CT。

1.3 軟件 有限元軟件：ANSYS 13.0（ANSYS 公司，美國）； 髕骨建模軟件：Mimics 17.0 及 3-matic 9.0（Materialise 公司，比利 時）；Geomagic Studio 12.0（GEOMAGIC 公司，美國）； 鋼板建模軟件：PTC Creo Parametric 3.0（Parametric Technology Corporation 公司，美國）。

2 方法?

2.1 髕骨模型建立

2.1.1 髕骨三維圖像獲取

? ? ?選取志愿者仰臥于 CT 掃描機上，對右側膝關節(jié)進行螺旋掃描，掃描 層厚度為 1mm，共得到 369 層膝關節(jié)斷面圖像，將所得圖像以 DICOM 格 式保存。打開 Mimics 17.0 軟件，導入保存的 DICOM 格式文件，定位髕 骨，利用閾值分割（Thresholding）選項確定髕骨骨質的閾值，選擇區(qū)域 增長（Region growing）工具分離髕骨，并用編輯蒙罩（Edit Masks）逐層 進行髕骨部分填充，之后可通過創(chuàng)建 3D(Calculate 3D)按鈕創(chuàng)建髕骨三維 圖像。同樣，再利用編輯蒙罩工具逐層手動選取髕骨松質骨，并創(chuàng)建髕骨 骨松質三維圖像。

2.1.2 髕骨三維圖像修飾

? ? ?將得到的三維圖像以 STL 格式保存并導入 Geomagic Studio 12.0 中，對三維圖像進行去噪、松弛、封裝、快速平滑、曲面化等修飾處理，再以 STL 格式保存并導入 3-matic 9.0 中，首先利用布爾減運算（Boolean subtraction）生成髕骨皮質骨模型，并將髕骨模型復制備份，選取髕骨上 下極間中線為橫行骨折線（Fig.1），遠端骨塊前后面中間為分層骨折線， 再運用草圖（Sketch）工具生成髕骨橫行骨折線和冠狀面的下極分層骨折 線，將草圖厚度設置為 0.2mm，運用布爾減運算在骨折線處生成骨質缺損 區(qū)域，最后分別將骨松質和骨皮質各部分進行自動網格劃分（Auto Remesh），為使低質量網格數(shù)量為零，網格參數(shù)依照形狀質量標準（Shape quality threshold）為 0.4，最大幾何誤差（Maximal geometry error）為 0.5mm， 最大邊長（Maximal edge length）為 1.5mm，生成面網格，在此基礎上生 成髕骨骨折模型體網格。同樣，利用上述網格劃分參數(shù)標準將備份的正常 髕骨模型劃分網格。

2.2 鋼板及螺釘模型建立

? ??以天津正天醫(yī)療器械有限公司的微型掌骨鋼板、螺釘為模板，在 PTC Creo Parametric 3.0 軟件中設計鋼板及螺釘平面草圖，鋼板釘孔內徑 2mm， 外徑 5mm，寬 3.2mm，孔間距為 6mm，T 板為 8 孔，直板為 5 孔，鎖定 螺釘直徑為 1.5mm，釘帽直徑 2mm，長度從 5-20mm 不等。利用拉伸功 能生成鋼板三維模型，拉伸厚度為 1mm，利用旋轉功能生成鎖定螺釘三 維模型，并以 STL 格式保存。需要說明的是，由于實驗設計中螺釘與鋼 板、螺釘與髕骨均為綁定關系，故螺釘螺紋對本研究影響較小，并且模型 數(shù)據(jù)量較大，為減少后期運算量，可不設計鎖定螺釘螺紋。

2.3 模型裝配

? ? ?在 3-matic 9.0 中打開髕骨模型，將微型鋼板導入，對照鋼板和髕骨表 面的貼服程度，在 PTC Creo Parametric 3.0 中使用彎曲工具反復折彎并再 次導入 3-matic 9.0 中，直至鋼板與髕骨貼服合適。之后再依次導入 11 枚 螺釘，長度分別為 20mm 兩枚、18mm 四枚，16mm、14mm、11mm、10mm、 7mm 各一枚。然后使用布爾減運算在骨質中生成釘孔，最后再次利用網 格劃分工具將髕骨、鋼板及螺釘進行劃分面網格和體網格，鋼板及螺釘網 格劃分參數(shù)依照形狀質量標準（Shape quality threshold）為 0.4，最大幾何 誤差（Maximal geometry error）為 0.05mm，最大邊長（Maximal edge length） 為 0.5mm，將所得三維模型（Fig.2）以 STL 格式保存并導入 Mimics 17.0 中，再以 CDB 格式保存。

2.4 建立有限元最終模型?

2.4.1 設定材料屬性

? ???在 ANSYS13.0 軟件中，打開有限元模塊（finite element model），依 次導入模型各部分 CBD 格式文件，創(chuàng)建模型皮膚及有限元幾何體，再以 FEDB 格式輸出。打開 ANSYS 中靜態(tài)結構分析模塊（static structural）， 導入剛才輸出的 FEDB 格式文件，在工程數(shù)據(jù)（Engineering Data）選項中 編輯，將模型定義為線彈性屬性（Linear Elastic），其中接骨板、螺釘為 鈦合金材質，根據(jù)相關參考文獻[12，13]，分別錄入髕骨骨松質、骨密質、 接骨板及螺釘?shù)牟牧蠈傩裕钍蠌椥阅Ａ浚╕oung's Modulus）和泊松 比（Poisson's Ratio），具體數(shù)據(jù)見 Table 1。

2.4.2 設定接觸關系?

? ? ?打開模型（Model）選項進行編輯模型各部分之間接觸關系，首先通 過觀察確定每兩部分之間接觸區(qū)域，再進行手動選擇兩者接觸面，最后再 確定接觸類型，其中鋼板與螺釘、骨松質與骨皮質之間關系設置為綁定 （Bonded），骨折線兩端骨塊設置為粗糙（Rough），其余關系設置為不 分離（No Separation）。

2.4.3 網格重新劃分?

? ? ?在 MESH 選項中，創(chuàng)建四面體網格（Patch Conforming），對各部分 模型進行最終網格重劃分，得到骨折髕骨的有限元三維模型（Fig.3, Fig.4），其節(jié)點數(shù)及單元格數(shù)見 Table 2。

同樣，也可得到正常髕骨的有 限元三維模型（Fig.5），其節(jié)點數(shù)及單元格數(shù)見 Table 3。

2.5 設定模型邊界條件及載荷?

? ? ? 膝關節(jié)正?；顒訒r髕骨主要受三個力，分別為上極股四頭肌腱、下極 髕韌帶拉力以及髕股關節(jié)面間的壓力，本研究為更好控制可變因素，將髕 骨受力模型簡化為對髕骨上下極實行全約束，在髕股關節(jié)面施加壓力，模 擬膝關節(jié)屈膝 20°、45°、90°時髕骨受力。根據(jù)國外生物力學實驗研 究[14]，當膝關節(jié)屈膝 20°、45°、90°時髕股關節(jié)面壓應力約為 2.0MP、 3.5MP、4.4MP。另外，施加應力的區(qū)域也隨著屈膝角度不同而發(fā)生變化 [15]，膝關節(jié)屈曲 90°時髕骨關節(jié)面近端 1/3 受力，屈膝 45°時髕骨關節(jié) 面中央 1/3 受力，屈膝 20°時髕骨關節(jié)面遠端 1/3 受力（見 Fig.1）。

? ? 因此，邊界條件設置為約束髕骨上下極，并分別在髕骨關節(jié)面近端、 中央、遠端 1/3 施加 2.0MP、3.5MP、4.4MP 載荷。 2.6 圖像后處理：求解出各模型在不同情況下的結果后，插入各模塊的等 效應力及位移分布云圖，并將圖像進行任意切割，以便觀察各切面上的應 力及位移分布。

結 果

1 正常髕骨模型應力分布?

? ? ?當膝關節(jié)分別屈曲不同角度時，正常髕骨應力分布如 Fig.6～Fig.8 所 示。三種屈膝角度下，髕骨上下極韌帶約束處均有不同程度應力集中。另 外，下極區(qū)域均有應力集中且與屈膝程度正相關，隨著屈曲程度增加，髕 骨整體應力逐漸向近端靠近。

? ??其中，由 Fig.6 可知，當屈曲 20°時，髕骨應力主要集中于髕骨下極 區(qū)域，約 1～5MP，關節(jié)面應力主要在遠端。

? ? 由 Fig.7 可知，當屈曲 45°時，髕骨應力主要集中于髕骨中下部區(qū)域， 約 1～10MP，關節(jié)面應力主要位于中遠部區(qū)域。

? ? Fig.8 可知，當屈曲 90°時，髕骨應力主要集中于中上部區(qū)域，另 外從后面看下極仍有應力集中區(qū)域，約 3～10MP，關節(jié)面應力主要位于 中上端。

2 髕骨骨折模型應力分布?

? ? ?當膝關節(jié)屈曲不同角度時，髕骨骨折模型應力分布如 Fig.9～Fig.14 所示。同樣，不同屈膝角度下，兩極韌帶約束處有應力集中外，髕骨下極 應力均較集中，與屈膝程度正相關；鋼板均在橫行斷端處應力最為集中， 與屈膝程度正相關，且應力逐漸向兩端遞減；遠、近端螺釘應力亦與屈膝 程度正相關，且屈膝越大，應力越向近端螺釘集中；橫行骨折斷端處均有 壓力，與屈膝角度正相關，且壓力呈現(xiàn)出分布不均——均勻——不均的變 化趨勢；分層骨折斷端處亦存在較小壓力，與屈膝角度正相關，且壓力呈 現(xiàn)出先分布均勻再到分布不均的變化規(guī)律。

? ? ?其中，由 Fig.9、Fig.12 可知，當屈曲 20°時，鋼板在橫行骨折線處 應力最為集中，但范圍較小，其次為鋼板遠端應力集中，近端最小，另外 髕骨下極較其它區(qū)域應力集中，約 0.5～2.0MP；從后位上可見髕骨橫行 骨折線骨皮質間存在相互壓力，但壓力較小且分布不均勻，約0.5～1.0MP； 從側面圖像可見髕骨分層骨折線骨松質間相互存在壓力，壓力較小但分布 較均勻，約 0.1～0.5MP，遠端螺釘較近端螺釘應力大。

? ??由 Fig.10、Fig.13 可知，當屈曲 45°時，鋼板在橫行骨折線處應力最 為集中，逐漸向兩端延伸，以鋼板遠端范圍較大，近端最小，髕骨下極較 研 究 論 文 12 其它區(qū)域應力較大，約 1.0～4.0MP；從后位上可見橫行骨折線骨皮質間 亦存在相互壓力且壓力分布較均勻，約 1.0～2.0MP；從側面圖像可見髕 骨分層骨折線骨松質間存在相互壓力且壓力分布均勻，約 0.5～2.0MP， 遠近端螺釘應力均較大。

? ??由 Fig.11、Fig.14 可知，當屈曲 90°時，鋼板整體應力都較大，在橫 行骨折線處仍最為集中，向兩端依次遞減，髕骨除下極應力集中外，近端 及中部應力也較為集中，下極應力約 3.0～10.0MP；從后位上可見橫行骨 折線骨皮質間相互壓力較大，約 2～10MP，但分布不均勻；從側位圖像 可見髕骨分層骨折線骨松質間存在相互壓力且壓力分布不均，約 0.5～ 5.0MP，遠近端螺釘均應力較大，近端螺釘應力大于遠端。

3 髕骨骨折模型位移云圖?

? ? ?當膝關節(jié)屈曲不同角度時，髕骨骨折模型應力分布如 Fig.15～Fig.17 所示。在不同屈膝角度下，髕骨及鋼板均呈現(xiàn)出相似的位移規(guī)律。在 Y 軸方向（即水平方向），從髕骨中間向兩極，髕骨及鋼板位移逐漸減小； 在 Z 軸方向（即垂直方向），從釘頭至釘尾，位移逐漸增加，且近端螺 釘位移垂直向下，遠端螺釘位移垂直向上。在 Y 軸上，髕骨及鋼板在橫 行骨折處的位移與屈膝角度正相關，當屈曲90°時位移最大，約為0.3mm， 而髕骨分層骨塊在屈曲 45°時位移最大，約為 0.9mm；在 Z 軸上，近端 螺釘位移與屈膝程度正相關，當屈膝 90°時位移最大，約為 0.2mm，而 遠端螺釘在屈曲 45°時位移最大，約為 0.5mm。

討 論

1 正常髕骨模型應力分析?

? ? ?正常情況下髕骨主要受三個力，即股四頭肌腱向上的拉力、髕腱向下 的拉力及髕股關節(jié)間垂直于關節(jié)面間的壓力[16]。在膝關節(jié)活動過程中，三 個力始終保持動態(tài)平衡，隨著屈膝程度的增加，股四頭肌肌力增大，隨之 髕腱及髕骨關節(jié)面間的作用力也逐漸增大。Huberti[17]等學者認為通過髕 腱傳導的力量最大可以達到自身體重的 8 倍。Reilly 等學者[18]認為膝關節(jié) 屈曲至 90°時髕股間作用力可達自身體重的 2～3 倍，當上下樓梯時，其 峰值可達體重 3.3 倍。

? ??本實驗選擇屈曲不同角度時施加的關節(jié)面間作用力是根據(jù) Huberti 和 Hayes[14]等人所做的髕股關節(jié)生物力學實驗結果，該實驗結果表明膝關節(jié) 屈曲從 20°至 90°時，髕股關節(jié)壓應力從（2.0±0.4）MPa 升至（4.4± 1.0）MPa，當屈曲從 30°至 45°時，髕股關節(jié)接觸面積從 2.4MPa 升至 3.5MPa，當膝關節(jié)屈曲 120°時，壓力為（3.5±0.5）MPa?？梢?，膝關 節(jié)屈曲至 90°時髕股間作用力達到最大，再繼續(xù)屈曲，髕骨間壓力并不 再繼續(xù)增加，此時股四頭肌腱與股骨髁接觸面積及壓力隨屈膝繼續(xù)增大。

? ??對正常髕骨受力的有限元研究中，本實驗得出從屈曲 20°～90°過 程中應力始終在下極集中，這與生理狀態(tài)下髕骨受力正好相符合，由于髕 骨下極相對較窄較薄且無關節(jié)面，在屈膝過程中，此處力矩最大，因此應 力也最集中，這也就解釋了膝關節(jié)突然劇烈屈曲或屈曲狀態(tài)下再受到間接 暴力打擊時，骨折最容易發(fā)生下極骨折，且多較粉碎，甚至出現(xiàn)分層骨折， 而在臨床當中也以下極骨折多見。劉愛峰[5]等人對正常髕骨進行的三維有 限元分析中也同樣得出髕骨所受應力主要集中于髕骨下極。

? ? ?另外，從研究結果中可見隨著屈曲角度不同，髕骨整體受力位置逐漸 向近端靠近，這正和髕骨關節(jié)面受力向對應。屈曲過程中，髕骨關節(jié)面受 力區(qū)域從關節(jié)面遠端逐漸向關節(jié)面近端移動，當屈曲至 120°時，接觸面 積達到最大[19]。

2 髕骨分層骨折模型應力分析?

? ? ?本研究中，對髕骨分層骨折實施接骨板固定，為了更好控制變量，對髕骨施加外力進行簡化處理，將髕骨上下極約束，對關節(jié)面不同部位施加 大小不同的力來模擬屈膝活動時的受力。需要說明的是，只施加一個力并 不表示髕骨此時只收到一個力，對髕骨上下極約束后，髕骨上下極處相當 于受到兩個不同方向的拉力來限制髕骨整體位移，并始終保持動態(tài)平衡， 而上極約束處可改變約束方向，使屈曲時髕骨上極拉力方向與生理狀態(tài)下 膝關節(jié)運動時股四頭肌腱拉力方向一致，從而達到利用簡化模型模擬實際 人體膝關節(jié)受力效果。

? ?從應力云圖結果中可以看出，無論屈曲角度如何，髕骨上下極韌帶連 接處均有應力集中，這正是對髕骨上下極進行約束從而產生拉力的結果， 說明此時髕骨受三個外力，髕骨骨折有限元模型達到預期效果。而且，此 髕骨骨折模型也同樣在下極有應力集中，并隨屈膝角度逐漸增加，這與正 常髕骨模型得出的結果相似，表明微型鋼板固定髕骨后，可以很好地將應 力傳導至髕骨下極。

? ? ?此外，雖然可見在髕骨橫斷處鋼板應力較為集中，向上下兩端應力逐 漸較小，并與屈膝角度呈正相關，但從 90°應力云圖可見，最大應力約 在 50～100MP 之間，這未達到鈦合金的屈服強度[20]約 215～816MP，因 此，微型鋼板固定強度足以對抗屈膝時的應力。由于膝關節(jié)屈膝時關節(jié)面 受力區(qū)域逐漸上移，因此髕骨、鋼板、螺釘三者整體應力也逐步上移，這 與正常髕骨模型應力分布結果相似。

? ? ?從髕骨后方應力云圖可明顯看到橫行骨折線處存在相互壓應力，這表 明髕骨橫行骨折用鋼板固定可產生對斷端加壓的效果，且隨著屈膝角度增 加壓力逐漸增大，這就要求術后早期活動膝關節(jié)，一方面增加骨折間壓力， 另一方面也可預防膝關節(jié)僵硬，改善患者功能。但后方斷端間壓力還呈現(xiàn) 出分布不均——均勻——不均的變化規(guī)律，這是因為當屈膝 45°時，髕 骨關節(jié)面受力區(qū)域為關節(jié)面中 1/3，而骨折線位于此區(qū)域內，所以屈膝時 上下骨折塊均直接受到髕股關節(jié)間壓力，整體受力時骨塊間的壓力分布也 就較均勻。而屈膝 20°或 90°時，髕骨關節(jié)面受力區(qū)域分別為遠、近端 1/3 區(qū)域，此時橫行骨折線兩端骨塊受力不均，因此導致斷端壓力不均勻。

? ? 從髕骨矢狀斷面應力云圖上可見分層骨折線處松質骨間亦存在較小 的壓應力，表明髕骨分層骨折使用微型鋼板固定亦可產生輕度加壓效果， 而且壓力與屈膝程度呈正相關，這同樣有利于術后骨折愈合及早期活動。但該分層骨折間壓力呈現(xiàn)出從分布均勻到不均的變化趨勢，出現(xiàn)這種變化 可能是由于當屈曲 20°時，髕骨關節(jié)面下 1/3 受力，此處正是分層骨折塊 處，因此分層骨折間存在壓力且較均勻。而當膝關節(jié)繼續(xù)屈曲時，分層骨 折塊所受壓力逐漸偏離中心或不再受直接壓力，這時從應力云圖可見分層 骨折間的應力集中區(qū)域均圍繞螺釘產生，這是由于螺釘斜形穿過分層骨折 線，屈膝時螺釘有向內聚攏的趨勢，因此對分層骨折間產生較小的壓應力， 而這種壓應力是圍繞螺釘呈現(xiàn)不均勻分布。

3 髕骨分層骨折模型位移分析

? ? ?模型中，髕骨、鋼板及螺釘均產生了不同程度的位移，但最大位移僅 為 0.9mm，可見這對關節(jié)面影響很小，并不會導致固定失敗。從髕骨位移 云圖上可看出在水平方向上，髕骨及鋼板整體上有被向后彎曲的趨勢，屈 膝角度越大，彎曲的趨勢約明顯，這正與鋼板在橫行骨折線處出現(xiàn)應力集 中相對應。在水平方向上還可看到后方分層骨塊向前的位移要大于前方分 層骨塊向前的位移，這也就表明分層骨塊間存在壓應力，尤其在屈膝 20° 和 45°時更為明顯。

? ? ?從螺釘?shù)拇怪狈较蛭灰圃茍D可見螺釘位移均呈現(xiàn)從前向后逐漸增加 趨勢，即在釘尾處位移最大。而且所有近端螺釘位移向下，所有遠端螺釘 位移向上，即螺釘有向內聚攏趨勢，這正是分層骨折處螺釘周圍產生輕度 壓應力的原因。然而遠近端螺釘位移大小隨著屈膝角度改變呈現(xiàn)出不同的 變化趨勢，即近端螺釘在屈膝 90°時位移最大，遠端螺釘在屈膝 45°時 最大，這可能與施加力的大小及位置有關。

4 髕骨分層骨折臨床處理?

? ? ?目前還沒有關于該類型骨折的具體分類及診治標準，并且關于該類骨 折的國內外文獻報道較少。我們通過臨床上影像學資料發(fā)現(xiàn)髕骨橫行骨折 有時合并有遠端骨折塊的冠狀位骨折，或靠近髕骨中下極的粉碎骨折亦存 在冠狀位的分層骨折塊，而髕骨上極部位的冠狀位骨折極少。上述骨折類 型我們都認為是髕骨分層樣骨折。

? ? ?對于單純髕骨橫行骨折的治療仍是克氏針張力帶為金標準，而對于其 他類型骨折，如下極或粉碎骨折的治療不同學者看法不一[21，22]，盡管目 前也有學者[23，24]提出使用鋼板固定髕骨髕骨骨折，但主要是用來治療下 極粉碎骨折。國外 Veselko 和 Kastelec[25]學者運用籃網狀鋼板治療髕骨下極粉碎骨折 11 例，功能評分達 94.1 分，但他們所設計的籃網狀鋼板并不 適合治療下極分層樣骨折。另外，Yang 和 Byun[26]設計并提出使用獨立垂 直鋼絲固定髕骨下極較小的分層樣骨折，但并不適用于中段橫行伴有下極 分層骨折，因為若采用此種固定方式，鋼絲會進入關節(jié)面。國內劉世平[27] 等報道了 36 例髕骨分層樣骨折病例，均采用克氏針張力帶固定，認為效 果滿意。然而我們認為對于較小的骨折塊很難用克氏針固定。

? ? ?盡管使用克氏針張力帶固定能將張應力轉化為壓應力，可達到讓斷端 產生加壓的效果，但在臨床中我們發(fā)現(xiàn)，由于分層骨折塊較薄，很難將克 氏針穿入分層骨折后方骨塊，多數(shù)實際情況要比模型骨折更為復雜，因此 使用克氏針時需反復調整穿入角度，加重刺激周圍軟組織，不利于髕骨愈 合，張力過大可能還會造成骨塊進一步劈裂。相比之下，使用微型鋼板固 定不僅操作簡單且固定牢固，對軟組織損傷小，對橫行骨折及分層骨折均 可產生一定壓應力，即使遇到復雜分層樣骨折，也可單獨應用克氏針輔助 并加強固定。

? ? ?髕骨作為伸膝裝置的重要組成部分之一，它的完整性對力量的傳導至 關重要，因此手術時需要堅強的固定才能保證術后早期功能鍛煉[28]。對于 橫行骨折，無論采用克氏針還是微型鋼板固定均能起到加壓效果。對于分 層骨折，如果能在保證克氏針準確穿入后方骨折塊并且鋼絲張力合適的情 況下，其垂直加壓固定效果理論上要比鋼板牢固。但分層骨塊間并無使其 直接分離的力，因此固定時只需保證骨塊維持原位即可。使用鋼板固定分 層骨折的最大作用是保證了骨塊不向遠端移位并維持原位，此時遠端對骨 塊間雖有加壓效果但壓力較小。所以使用微型鋼板固定分層骨折的方法可 行。

5 有限元在骨科領域的應用?

? ? ? 三維有限元分析方法是由 Courant 等人在 1943 年提出[29]，最初主要 應用于機械力學分析，之后又有學者[30]用此法進行心血管內流體力學分 析，直到 70 年代初期才應用于骨科生物力學研究，此后被廣泛應用于脊 柱、四肢、顱面骨等骨組織的力學分析。近年來，隨著計算機技術的飛速 發(fā)展以及相關有限元軟件不斷更新，其模擬的數(shù)字模型越來越精確并與人 體相接近，更多學者[31，32]應用有限元方法分析假體、內固定材料的力學 性能來評價效果，甚至也有學者[33]在模型中添加相關韌帶及肌肉組織，進行模型的動態(tài)分析。

? ? ?目前，有限元技術已被廣泛應用于骨科領域，但針對髕骨的有限元研 究仍然較少，尤其是髕骨內固定方面的研究。國外學者[34，35]更傾向于使 用有限元技術研究髕股關節(jié)問題。國內已有學者[11，36]建立了髕骨骨折使 用不同張力帶、髕骨爪固定的有限元模型，并結合臨床進一步分析其受力 特點。而我們首次建立了微型鋼板固定髕骨骨折的有限元模型，其建模技 術難點主要是鋼板、螺釘及髕骨之間的裝配，必須要保證鋼板與髕骨表面 貼服以及三者緊密接觸，我們采用相關軟件的折彎及布爾運算功能來達到 這一目的。

? ? 有限元分析時需首先建立相關骨骼三維模型，現(xiàn)在最多用的是醫(yī)學 Mimics 軟件，此軟件可將 CT 或 MRI 影像快速轉化為三維圖像，并可任 意制作各種骨折或其它模型，分析時主要采用ANSYS軟件進行數(shù)字模擬。 采用有限元分析的優(yōu)勢有：節(jié)約成本，并且可以反復加載，重復使用；可 對模型進行任意設計并且加載條件也可以任意變化；結果更直觀，可以從 應力、位移、局部、整體等多角度進行分析，并可以看到模型任意層面云 圖；可對結果進行量化研究，更加精確。

? ? ?然而，有限元研究必須結合相關生物力學及臨床研究，并進行相互驗 證，才能得出可靠的結果。

6 本研究的不足?

? ? ?該研究僅建立了髕骨有限元模型，并未建立股骨、脛骨模型及相關韌 帶肌肉，這對分析時會產生一定影響，但要建立完整的膝關節(jié)模型不但耗 時長，而且技術要求高、數(shù)據(jù)量大，并且需要進行動態(tài)分析，目前我們難 以建立及分析這種高難度模型。另外，該髕骨模型并未考慮關節(jié)軟骨，并 且只添加一個外力，這對實驗結果會產生相應影響但影響較小。最后，該 研究還需進一步結合生物力學研究并應進行多種固定方式對比，才能得出 更符合實際情況的結果。

結 論?

1 不同屈膝角度下，髕骨下極應力均較集中。?

2 微型鋼板置于髕骨張力側，固定牢固，對橫行、分層骨折塊均有不 同程度加壓效果。?

3 微型鋼板產生的加壓效果與屈膝程度正相關，有利于術后早期活 動。?

4 微型鋼板治療髕骨骨折具有明顯生物力學優(yōu)勢，特別適用于髕骨分 層樣骨折

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