微型钢板固定髌骨分层骨折的有限元模型建立和分析

摘 要 

目的：在膝关节损伤中，髌骨骨折发病率较高。对于髌骨骨折的治疗， 虽有诸多学者提出多种不同治疗方案，但都以张力带为主，且多数是针对 髌骨横行或下极骨折。然而在临床上我们也常遇到髌骨分层样骨折，对于 此类型骨折的分类、治疗，目前临床上报道较少，仍缺乏统一的治疗策略。对此，我们提出应用微型钢板固定髌骨分层样骨折，并已取得初步临床疗 效，现通过对微型钢板固定髌骨分层骨折建立三维有限元模型，来进一步 分析该固定方式的应力分布及位移程度，并验证其可行性，为临床治疗髌 骨分层骨折的新方案提供可靠的理论依据。

方法：利用 ANSYS 13.0、Mimics 17.0 、3-matic 9.0、Geomagic Studio 12.0 及 PTC Creo Parametric 3.0 分别对髌骨、钢板及螺钉进行三维建模并 进行有限元分析。

     建立三维模型：将 CT 扫描膝关节获取的图像数据导入 Mimics 软件 中，利用阈值分割、区域增长、编辑蒙罩等功能创建髌骨整体及松质骨三 维图像，并在 Geomagic Studio 软件中进行去噪、松弛、封装、快速平滑、 曲面化等修饰处理，再将图像以 STL 格式输入 3-matic 中，利用布尔减运 算生成髌骨皮质骨模型。利用 PTC Creo Parametric 软件按照实际尺寸设 计微型钢板及螺钉平面草图，使用拉伸及螺旋扫描功能生成 8 孔 T 板及 5 孔直板各 1 枚，锁定螺钉 11 枚，并对微型钢板进行预弯处理，最终将微 型钢板、螺钉模型以 STL 格式输入 3-matic 软件中，对微型钢板、螺钉及 髌骨进行装配，并设计骨折线，生成面网格和体网格模型。

     有限元参数设定：将建立的正常髌骨及髌骨骨折的有限元模型以 CDB 格式导入 ANSYS 软件中，创建模型皮肤及有限元几何体，依次设定 微型钢板、螺钉、皮质骨及松质骨的材料属性，包括弹性模量及泊松比。 根据实验需求设定各模块间接触面、接触类型并重新划分四面体网格。加 载前约束髌骨上下极，对髌骨关节面下、中、上1/3分别施加2.0MP、3.5MP、 4.4MP 应力，以模拟膝关节屈曲 20°、45°、90°时髌骨受力情况。 

     图像后处理：求解出各模型在不同情况下的结果后，插入各模块的等效应力及位移分布云图，并在不同层面对图像进行切割，以便观察各切面 上的应力及位移分布。

结果： 1 正常髌骨模型应力分布：三种屈膝角度下，髌骨上下极韧带约束处 均有不同程度应力集中。另外，下极区域均有应力集中且与屈膝程度正相 关，随着屈曲程度增加，髌骨整体应力逐渐向近端靠近。

2 髌骨骨折模型应力分布：不同屈膝角度下，两极韧带约束处有应力 集中外，髌骨下极应力均较集中，与屈膝程度正相关；钢板均在横行断端 处应力最为集中，与屈膝程度正相关，且应力逐渐向两端递减；远、近端 螺钉应力亦与屈膝程度正相关，且屈膝越大，应力越向近端螺钉集中；横 行骨折断端处均有压力，与屈膝角度正相关，且压力呈现出分布不均—— 均匀——不均的变化趋势；分层骨折断端处亦存在较小压力，与屈膝角度 正相关，且压力呈现出先分布均匀再到分布不均的变化规律。 

3 髌骨骨折模型位移分布：在不同屈膝角度下，髌骨及钢板均呈现出 相似的位移规律。在 Y 轴方向（即水平方向），从髌骨中间向两极，髌 骨及钢板位移逐渐减小；在 Z 轴方向（即垂直方向），从钉头至钉尾， 位移逐渐增加，且近端螺钉位移垂直向下，远端螺钉位移垂直向上。在 Y 轴上，髌骨及钢板在横行骨折处的位移与屈膝角度正相关，当屈曲 90° 时位移最大，约为 0.3mm，而髌骨分层骨块在屈曲 45°时位移最大，约 为 0.9mm；在 Z 轴上，近端螺钉位移与屈膝程度正相关，当屈膝 90°时 位移最大，约为 0.2mm，而远端螺钉在屈曲 45°时位移最大，约为 0.5mm

结论： 1 不同屈膝角度下，髌骨下极应力均较集中。 

2 微型钢板置于髌骨张力侧，固定牢固，对横行、分层骨折块均有不 同程度加压效果。 

3 微型钢板产生的加压效果与屈膝程度正相关，有利于术后早期活 动。

4 微型钢板治疗髌骨骨折具有明显生物力学优势，特别适用于髌骨分 层样骨折。

关键词：微型钢板，髌骨，分层骨折，内固定，有限元

材料与方法

1 一般资料 

1.1 受试对象 选取一名 24 岁健康男性志愿者，同意参加本次研究，身高 170cm， 体重 70Kg，查体髌骨未见异常，膝关节 X 线未见明显异常，既往无膝部 外伤、手术、髌骨骨折等病史，无相关家族遗传病史，确定右膝髌骨为研 究对象。

1.2 设备 PC 机：AMD 四核 A8-4500M 处理器，2GB 独立显存，8GB DDR3 内存，120GB 固态硬盘，500GB 机械硬盘，Windows 7 操作系统； CT 扫描机：Sensation 64 排螺旋 CT。

1.3 软件 有限元软件：ANSYS 13.0（ANSYS 公司，美国）； 髌骨建模软件：Mimics 17.0 及 3-matic 9.0（Materialise 公司，比利 时）；Geomagic Studio 12.0（GEOMAGIC 公司，美国）； 钢板建模软件：PTC Creo Parametric 3.0（Parametric Technology Corporation 公司，美国）。

2 方法 

2.1 髌骨模型建立

2.1.1 髌骨三维图像获取

     选取志愿者仰卧于 CT 扫描机上，对右侧膝关节进行螺旋扫描，扫描 层厚度为 1mm，共得到 369 层膝关节断面图像，将所得图像以 DICOM 格 式保存。打开 Mimics 17.0 软件，导入保存的 DICOM 格式文件，定位髌 骨，利用阈值分割（Thresholding）选项确定髌骨骨质的阈值，选择区域 增长（Region growing）工具分离髌骨，并用编辑蒙罩（Edit Masks）逐层 进行髌骨部分填充，之后可通过创建 3D(Calculate 3D)按钮创建髌骨三维 图像。同样，再利用编辑蒙罩工具逐层手动选取髌骨松质骨，并创建髌骨 骨松质三维图像。

2.1.2 髌骨三维图像修饰

     将得到的三维图像以 STL 格式保存并导入 Geomagic Studio 12.0 中，对三维图像进行去噪、松弛、封装、快速平滑、曲面化等修饰处理，再以 STL 格式保存并导入 3-matic 9.0 中，首先利用布尔减运算（Boolean subtraction）生成髌骨皮质骨模型，并将髌骨模型复制备份，选取髌骨上 下极间中线为横行骨折线（Fig.1），远端骨块前后面中间为分层骨折线， 再运用草图（Sketch）工具生成髌骨横行骨折线和冠状面的下极分层骨折 线，将草图厚度设置为 0.2mm，运用布尔减运算在骨折线处生成骨质缺损 区域，最后分别将骨松质和骨皮质各部分进行自动网格划分（Auto Remesh），为使低质量网格数量为零，网格参数依照形状质量标准（Shape quality threshold）为 0.4，最大几何误差（Maximal geometry error）为 0.5mm， 最大边长（Maximal edge length）为 1.5mm，生成面网格，在此基础上生 成髌骨骨折模型体网格。同样，利用上述网格划分参数标准将备份的正常 髌骨模型划分网格。

2.2 钢板及螺钉模型建立

    以天津正天医疗器械有限公司的微型掌骨钢板、螺钉为模板，在 PTC Creo Parametric 3.0 软件中设计钢板及螺钉平面草图，钢板钉孔内径 2mm， 外径 5mm，宽 3.2mm，孔间距为 6mm，T 板为 8 孔，直板为 5 孔，锁定 螺钉直径为 1.5mm，钉帽直径 2mm，长度从 5-20mm 不等。利用拉伸功 能生成钢板三维模型，拉伸厚度为 1mm，利用旋转功能生成锁定螺钉三 维模型，并以 STL 格式保存。需要说明的是，由于实验设计中螺钉与钢 板、螺钉与髌骨均为绑定关系，故螺钉螺纹对本研究影响较小，并且模型 数据量较大，为减少后期运算量，可不设计锁定螺钉螺纹。

2.3 模型装配

     在 3-matic 9.0 中打开髌骨模型，将微型钢板导入，对照钢板和髌骨表 面的贴服程度，在 PTC Creo Parametric 3.0 中使用弯曲工具反复折弯并再 次导入 3-matic 9.0 中，直至钢板与髌骨贴服合适。之后再依次导入 11 枚 螺钉，长度分别为 20mm 两枚、18mm 四枚，16mm、14mm、11mm、10mm、 7mm 各一枚。然后使用布尔减运算在骨质中生成钉孔，最后再次利用网 格划分工具将髌骨、钢板及螺钉进行划分面网格和体网格，钢板及螺钉网 格划分参数依照形状质量标准（Shape quality threshold）为 0.4，最大几何 误差（Maximal geometry error）为 0.05mm，最大边长（Maximal edge length） 为 0.5mm，将所得三维模型（Fig.2）以 STL 格式保存并导入 Mimics 17.0 中，再以 CDB 格式保存。

2.4 建立有限元最终模型 

2.4.1 设定材料属性

     在 ANSYS13.0 软件中，打开有限元模块（finite element model），依 次导入模型各部分 CBD 格式文件，创建模型皮肤及有限元几何体，再以 FEDB 格式输出。打开 ANSYS 中静态结构分析模块（static structural）， 导入刚才输出的 FEDB 格式文件，在工程数据（Engineering Data）选项中 编辑，将模型定义为线弹性属性（Linear Elastic），其中接骨板、螺钉为 钛合金材质，根据相关参考文献[12，13]，分别录入髌骨骨松质、骨密质、 接骨板及螺钉的材料属性，包括杨氏弹性模量（Young's Modulus）和泊松 比（Poisson's Ratio），具体数据见 Table 1。

2.4.2 设定接触关系 

     打开模型（Model）选项进行编辑模型各部分之间接触关系，首先通 过观察确定每两部分之间接触区域，再进行手动选择两者接触面，最后再 确定接触类型，其中钢板与螺钉、骨松质与骨皮质之间关系设置为绑定 （Bonded），骨折线两端骨块设置为粗糙（Rough），其余关系设置为不 分离（No Separation）。

2.4.3 网格重新划分 

     在 MESH 选项中，创建四面体网格（Patch Conforming），对各部分 模型进行最终网格重划分，得到骨折髌骨的有限元三维模型（Fig.3, Fig.4），其节点数及单元格数见 Table 2。

同样，也可得到正常髌骨的有 限元三维模型（Fig.5），其节点数及单元格数见 Table 3。

2.5 设定模型边界条件及载荷 

      膝关节正常活动时髌骨主要受三个力，分别为上极股四头肌腱、下极 髌韧带拉力以及髌股关节面间的压力，本研究为更好控制可变因素，将髌 骨受力模型简化为对髌骨上下极实行全约束，在髌股关节面施加压力，模 拟膝关节屈膝 20°、45°、90°时髌骨受力。根据国外生物力学实验研 究[14]，当膝关节屈膝 20°、45°、90°时髌股关节面压应力约为 2.0MP、 3.5MP、4.4MP。另外，施加应力的区域也随着屈膝角度不同而发生变化 [15]，膝关节屈曲 90°时髌骨关节面近端 1/3 受力，屈膝 45°时髌骨关节 面中央 1/3 受力，屈膝 20°时髌骨关节面远端 1/3 受力（见 Fig.1）。

    因此，边界条件设置为约束髌骨上下极，并分别在髌骨关节面近端、 中央、远端 1/3 施加 2.0MP、3.5MP、4.4MP 载荷。 2.6 图像后处理：求解出各模型在不同情况下的结果后，插入各模块的等 效应力及位移分布云图，并将图像进行任意切割，以便观察各切面上的应 力及位移分布。

结 果

1 正常髌骨模型应力分布 

     当膝关节分别屈曲不同角度时，正常髌骨应力分布如 Fig.6～Fig.8 所 示。三种屈膝角度下，髌骨上下极韧带约束处均有不同程度应力集中。另 外，下极区域均有应力集中且与屈膝程度正相关，随着屈曲程度增加，髌 骨整体应力逐渐向近端靠近。

    其中，由 Fig.6 可知，当屈曲 20°时，髌骨应力主要集中于髌骨下极 区域，约 1～5MP，关节面应力主要在远端。

    由 Fig.7 可知，当屈曲 45°时，髌骨应力主要集中于髌骨中下部区域， 约 1～10MP，关节面应力主要位于中远部区域。

    Fig.8 可知，当屈曲 90°时，髌骨应力主要集中于中上部区域，另 外从后面看下极仍有应力集中区域，约 3～10MP，关节面应力主要位于 中上端。

2 髌骨骨折模型应力分布 

     当膝关节屈曲不同角度时，髌骨骨折模型应力分布如 Fig.9～Fig.14 所示。同样，不同屈膝角度下，两极韧带约束处有应力集中外，髌骨下极 应力均较集中，与屈膝程度正相关；钢板均在横行断端处应力最为集中， 与屈膝程度正相关，且应力逐渐向两端递减；远、近端螺钉应力亦与屈膝 程度正相关，且屈膝越大，应力越向近端螺钉集中；横行骨折断端处均有 压力，与屈膝角度正相关，且压力呈现出分布不均——均匀——不均的变 化趋势；分层骨折断端处亦存在较小压力，与屈膝角度正相关，且压力呈 现出先分布均匀再到分布不均的变化规律。

     其中，由 Fig.9、Fig.12 可知，当屈曲 20°时，钢板在横行骨折线处 应力最为集中，但范围较小，其次为钢板远端应力集中，近端最小，另外 髌骨下极较其它区域应力集中，约 0.5～2.0MP；从后位上可见髌骨横行 骨折线骨皮质间存在相互压力，但压力较小且分布不均匀，约0.5～1.0MP； 从侧面图像可见髌骨分层骨折线骨松质间相互存在压力，压力较小但分布 较均匀，约 0.1～0.5MP，远端螺钉较近端螺钉应力大。

    由 Fig.10、Fig.13 可知，当屈曲 45°时，钢板在横行骨折线处应力最 为集中，逐渐向两端延伸，以钢板远端范围较大，近端最小，髌骨下极较 研 究 论 文 12 其它区域应力较大，约 1.0～4.0MP；从后位上可见横行骨折线骨皮质间 亦存在相互压力且压力分布较均匀，约 1.0～2.0MP；从侧面图像可见髌 骨分层骨折线骨松质间存在相互压力且压力分布均匀，约 0.5～2.0MP， 远近端螺钉应力均较大。

    由 Fig.11、Fig.14 可知，当屈曲 90°时，钢板整体应力都较大，在横 行骨折线处仍最为集中，向两端依次递减，髌骨除下极应力集中外，近端 及中部应力也较为集中，下极应力约 3.0～10.0MP；从后位上可见横行骨 折线骨皮质间相互压力较大，约 2～10MP，但分布不均匀；从侧位图像 可见髌骨分层骨折线骨松质间存在相互压力且压力分布不均，约 0.5～ 5.0MP，远近端螺钉均应力较大，近端螺钉应力大于远端。

3 髌骨骨折模型位移云图 

     当膝关节屈曲不同角度时，髌骨骨折模型应力分布如 Fig.15～Fig.17 所示。在不同屈膝角度下，髌骨及钢板均呈现出相似的位移规律。在 Y 轴方向（即水平方向），从髌骨中间向两极，髌骨及钢板位移逐渐减小； 在 Z 轴方向（即垂直方向），从钉头至钉尾，位移逐渐增加，且近端螺 钉位移垂直向下，远端螺钉位移垂直向上。在 Y 轴上，髌骨及钢板在横 行骨折处的位移与屈膝角度正相关，当屈曲90°时位移最大，约为0.3mm， 而髌骨分层骨块在屈曲 45°时位移最大，约为 0.9mm；在 Z 轴上，近端 螺钉位移与屈膝程度正相关，当屈膝 90°时位移最大，约为 0.2mm，而 远端螺钉在屈曲 45°时位移最大，约为 0.5mm。

讨 论

1 正常髌骨模型应力分析 

     正常情况下髌骨主要受三个力，即股四头肌腱向上的拉力、髌腱向下 的拉力及髌股关节间垂直于关节面间的压力[16]。在膝关节活动过程中，三 个力始终保持动态平衡，随着屈膝程度的增加，股四头肌肌力增大，随之 髌腱及髌骨关节面间的作用力也逐渐增大。Huberti[17]等学者认为通过髌 腱传导的力量最大可以达到自身体重的 8 倍。Reilly 等学者[18]认为膝关节 屈曲至 90°时髌股间作用力可达自身体重的 2～3 倍，当上下楼梯时，其 峰值可达体重 3.3 倍。

    本实验选择屈曲不同角度时施加的关节面间作用力是根据 Huberti 和 Hayes[14]等人所做的髌股关节生物力学实验结果，该实验结果表明膝关节 屈曲从 20°至 90°时，髌股关节压应力从（2.0±0.4）MPa 升至（4.4± 1.0）MPa，当屈曲从 30°至 45°时，髌股关节接触面积从 2.4MPa 升至 3.5MPa，当膝关节屈曲 120°时，压力为（3.5±0.5）MPa。可见，膝关 节屈曲至 90°时髌股间作用力达到最大，再继续屈曲，髌骨间压力并不 再继续增加，此时股四头肌腱与股骨髁接触面积及压力随屈膝继续增大。

    对正常髌骨受力的有限元研究中，本实验得出从屈曲 20°～90°过 程中应力始终在下极集中，这与生理状态下髌骨受力正好相符合，由于髌 骨下极相对较窄较薄且无关节面，在屈膝过程中，此处力矩最大，因此应 力也最集中，这也就解释了膝关节突然剧烈屈曲或屈曲状态下再受到间接 暴力打击时，骨折最容易发生下极骨折，且多较粉碎，甚至出现分层骨折， 而在临床当中也以下极骨折多见。刘爱峰[5]等人对正常髌骨进行的三维有 限元分析中也同样得出髌骨所受应力主要集中于髌骨下极。

     另外，从研究结果中可见随着屈曲角度不同，髌骨整体受力位置逐渐 向近端靠近，这正和髌骨关节面受力向对应。屈曲过程中，髌骨关节面受 力区域从关节面远端逐渐向关节面近端移动，当屈曲至 120°时，接触面 积达到最大[19]。

2 髌骨分层骨折模型应力分析 

     本研究中，对髌骨分层骨折实施接骨板固定，为了更好控制变量，对髌骨施加外力进行简化处理，将髌骨上下极约束，对关节面不同部位施加 大小不同的力来模拟屈膝活动时的受力。需要说明的是，只施加一个力并 不表示髌骨此时只收到一个力，对髌骨上下极约束后，髌骨上下极处相当 于受到两个不同方向的拉力来限制髌骨整体位移，并始终保持动态平衡， 而上极约束处可改变约束方向，使屈曲时髌骨上极拉力方向与生理状态下 膝关节运动时股四头肌腱拉力方向一致，从而达到利用简化模型模拟实际 人体膝关节受力效果。

   从应力云图结果中可以看出，无论屈曲角度如何，髌骨上下极韧带连 接处均有应力集中，这正是对髌骨上下极进行约束从而产生拉力的结果， 说明此时髌骨受三个外力，髌骨骨折有限元模型达到预期效果。而且，此 髌骨骨折模型也同样在下极有应力集中，并随屈膝角度逐渐增加，这与正 常髌骨模型得出的结果相似，表明微型钢板固定髌骨后，可以很好地将应 力传导至髌骨下极。

     此外，虽然可见在髌骨横断处钢板应力较为集中，向上下两端应力逐 渐较小，并与屈膝角度呈正相关，但从 90°应力云图可见，最大应力约 在 50～100MP 之间，这未达到钛合金的屈服强度[20]约 215～816MP，因 此，微型钢板固定强度足以对抗屈膝时的应力。由于膝关节屈膝时关节面 受力区域逐渐上移，因此髌骨、钢板、螺钉三者整体应力也逐步上移，这 与正常髌骨模型应力分布结果相似。

     从髌骨后方应力云图可明显看到横行骨折线处存在相互压应力，这表 明髌骨横行骨折用钢板固定可产生对断端加压的效果，且随着屈膝角度增 加压力逐渐增大，这就要求术后早期活动膝关节，一方面增加骨折间压力， 另一方面也可预防膝关节僵硬，改善患者功能。但后方断端间压力还呈现 出分布不均——均匀——不均的变化规律，这是因为当屈膝 45°时，髌 骨关节面受力区域为关节面中 1/3，而骨折线位于此区域内，所以屈膝时 上下骨折块均直接受到髌股关节间压力，整体受力时骨块间的压力分布也 就较均匀。而屈膝 20°或 90°时，髌骨关节面受力区域分别为远、近端 1/3 区域，此时横行骨折线两端骨块受力不均，因此导致断端压力不均匀。

    从髌骨矢状断面应力云图上可见分层骨折线处松质骨间亦存在较小 的压应力，表明髌骨分层骨折使用微型钢板固定亦可产生轻度加压效果， 而且压力与屈膝程度呈正相关，这同样有利于术后骨折愈合及早期活动。但该分层骨折间压力呈现出从分布均匀到不均的变化趋势，出现这种变化 可能是由于当屈曲 20°时，髌骨关节面下 1/3 受力，此处正是分层骨折块 处，因此分层骨折间存在压力且较均匀。而当膝关节继续屈曲时，分层骨 折块所受压力逐渐偏离中心或不再受直接压力，这时从应力云图可见分层 骨折间的应力集中区域均围绕螺钉产生，这是由于螺钉斜形穿过分层骨折 线，屈膝时螺钉有向内聚拢的趋势，因此对分层骨折间产生较小的压应力， 而这种压应力是围绕螺钉呈现不均匀分布。

3 髌骨分层骨折模型位移分析

     模型中，髌骨、钢板及螺钉均产生了不同程度的位移，但最大位移仅 为 0.9mm，可见这对关节面影响很小，并不会导致固定失败。从髌骨位移 云图上可看出在水平方向上，髌骨及钢板整体上有被向后弯曲的趋势，屈 膝角度越大，弯曲的趋势约明显，这正与钢板在横行骨折线处出现应力集 中相对应。在水平方向上还可看到后方分层骨块向前的位移要大于前方分 层骨块向前的位移，这也就表明分层骨块间存在压应力，尤其在屈膝 20° 和 45°时更为明显。

     从螺钉的垂直方向位移云图可见螺钉位移均呈现从前向后逐渐增加 趋势，即在钉尾处位移最大。而且所有近端螺钉位移向下，所有远端螺钉 位移向上，即螺钉有向内聚拢趋势，这正是分层骨折处螺钉周围产生轻度 压应力的原因。然而远近端螺钉位移大小随着屈膝角度改变呈现出不同的 变化趋势，即近端螺钉在屈膝 90°时位移最大，远端螺钉在屈膝 45°时 最大，这可能与施加力的大小及位置有关。

4 髌骨分层骨折临床处理 

     目前还没有关于该类型骨折的具体分类及诊治标准，并且关于该类骨 折的国内外文献报道较少。我们通过临床上影像学资料发现髌骨横行骨折 有时合并有远端骨折块的冠状位骨折，或靠近髌骨中下极的粉碎骨折亦存 在冠状位的分层骨折块，而髌骨上极部位的冠状位骨折极少。上述骨折类 型我们都认为是髌骨分层样骨折。

     对于单纯髌骨横行骨折的治疗仍是克氏针张力带为金标准，而对于其 他类型骨折，如下极或粉碎骨折的治疗不同学者看法不一[21，22]，尽管目 前也有学者[23，24]提出使用钢板固定髌骨髌骨骨折，但主要是用来治疗下 极粉碎骨折。国外 Veselko 和 Kastelec[25]学者运用篮网状钢板治疗髌骨下极粉碎骨折 11 例，功能评分达 94.1 分，但他们所设计的篮网状钢板并不 适合治疗下极分层样骨折。另外，Yang 和 Byun[26]设计并提出使用独立垂 直钢丝固定髌骨下极较小的分层样骨折，但并不适用于中段横行伴有下极 分层骨折，因为若采用此种固定方式，钢丝会进入关节面。国内刘世平[27] 等报道了 36 例髌骨分层样骨折病例，均采用克氏针张力带固定，认为效 果满意。然而我们认为对于较小的骨折块很难用克氏针固定。

     尽管使用克氏针张力带固定能将张应力转化为压应力，可达到让断端 产生加压的效果，但在临床中我们发现，由于分层骨折块较薄，很难将克 氏针穿入分层骨折后方骨块，多数实际情况要比模型骨折更为复杂，因此 使用克氏针时需反复调整穿入角度，加重刺激周围软组织，不利于髌骨愈 合，张力过大可能还会造成骨块进一步劈裂。相比之下，使用微型钢板固 定不仅操作简单且固定牢固，对软组织损伤小，对横行骨折及分层骨折均 可产生一定压应力，即使遇到复杂分层样骨折，也可单独应用克氏针辅助 并加强固定。

     髌骨作为伸膝装置的重要组成部分之一，它的完整性对力量的传导至 关重要，因此手术时需要坚强的固定才能保证术后早期功能锻炼[28]。对于 横行骨折，无论采用克氏针还是微型钢板固定均能起到加压效果。对于分 层骨折，如果能在保证克氏针准确穿入后方骨折块并且钢丝张力合适的情 况下，其垂直加压固定效果理论上要比钢板牢固。但分层骨块间并无使其 直接分离的力，因此固定时只需保证骨块维持原位即可。使用钢板固定分 层骨折的最大作用是保证了骨块不向远端移位并维持原位，此时远端对骨 块间虽有加压效果但压力较小。所以使用微型钢板固定分层骨折的方法可 行。

5 有限元在骨科领域的应用 

      三维有限元分析方法是由 Courant 等人在 1943 年提出[29]，最初主要 应用于机械力学分析，之后又有学者[30]用此法进行心血管内流体力学分 析，直到 70 年代初期才应用于骨科生物力学研究，此后被广泛应用于脊 柱、四肢、颅面骨等骨组织的力学分析。近年来，随着计算机技术的飞速 发展以及相关有限元软件不断更新，其模拟的数字模型越来越精确并与人 体相接近，更多学者[31，32]应用有限元方法分析假体、内固定材料的力学 性能来评价效果，甚至也有学者[33]在模型中添加相关韧带及肌肉组织，进行模型的动态分析。

     目前，有限元技术已被广泛应用于骨科领域，但针对髌骨的有限元研 究仍然较少，尤其是髌骨内固定方面的研究。国外学者[34，35]更倾向于使 用有限元技术研究髌股关节问题。国内已有学者[11，36]建立了髌骨骨折使 用不同张力带、髌骨爪固定的有限元模型，并结合临床进一步分析其受力 特点。而我们首次建立了微型钢板固定髌骨骨折的有限元模型，其建模技 术难点主要是钢板、螺钉及髌骨之间的装配，必须要保证钢板与髌骨表面 贴服以及三者紧密接触，我们采用相关软件的折弯及布尔运算功能来达到 这一目的。

    有限元分析时需首先建立相关骨骼三维模型，现在最多用的是医学 Mimics 软件，此软件可将 CT 或 MRI 影像快速转化为三维图像，并可任 意制作各种骨折或其它模型，分析时主要采用ANSYS软件进行数字模拟。 采用有限元分析的优势有：节约成本，并且可以反复加载，重复使用；可 对模型进行任意设计并且加载条件也可以任意变化；结果更直观，可以从 应力、位移、局部、整体等多角度进行分析，并可以看到模型任意层面云 图；可对结果进行量化研究，更加精确。

     然而，有限元研究必须结合相关生物力学及临床研究，并进行相互验 证，才能得出可靠的结果。

6 本研究的不足 

     该研究仅建立了髌骨有限元模型，并未建立股骨、胫骨模型及相关韧 带肌肉，这对分析时会产生一定影响，但要建立完整的膝关节模型不但耗 时长，而且技术要求高、数据量大，并且需要进行动态分析，目前我们难 以建立及分析这种高难度模型。另外，该髌骨模型并未考虑关节软骨，并 且只添加一个外力，这对实验结果会产生相应影响但影响较小。最后，该 研究还需进一步结合生物力学研究并应进行多种固定方式对比，才能得出 更符合实际情况的结果。

结 论 

1 不同屈膝角度下，髌骨下极应力均较集中。 

2 微型钢板置于髌骨张力侧，固定牢固，对横行、分层骨折块均有不 同程度加压效果。 

3 微型钢板产生的加压效果与屈膝程度正相关，有利于术后早期活 动。 

4 微型钢板治疗髌骨骨折具有明显生物力学优势，特别适用于髌骨分 层样骨折

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