一、可吸收内固定治疗松质骨骨折22例（论文文献综述）
赖嘉恒[1]（2021）在《跟骨SandersⅡB型骨折双平行螺钉不同角度内固定模型的有限元分析》文中进行了进一步梳理目的建立跟骨SandersⅡB型骨折双平行螺钉与跟骨长轴成角内固定模型和双平行螺钉与跟骨长轴平行内固定模型,并对两种模型进行同样条件下的有限元分析,分析对比双平行螺钉与跟骨长轴成角和与跟骨长轴平行两种内固定方式的骨块与内固定物生物力学情况,为临床跟骨SandersⅡB型骨折治疗提供理论依据。方法将获取的健康成年男性踝关节CT数据导入Mimics软件进行跟骨网格化模型的三维重建,通过Geomagic软件对网格化模型进行拟合曲面等处理后,转化为跟骨实体模型,导入Solidwork软件中建立跟骨SandersⅡB型骨折模型,并在骨折模型上建立双平行螺钉两种不同角度内固定的模型,分别为平行双螺钉与跟骨长轴之间成角和平行双螺钉与跟骨长轴平行两种内固定术后模型,最后导入ANSYS 17.0进行有限元分析,通过设定相应的边界条件,并对两种模型均进行有限元素分割后,分别对两种模型施加垂直地面向下600N的力,以有限元分析计算,探究不同角度固定方式下骨折块的位移程度、应力分布及内固定物的形变程度、应力分布等。结果本研究建立了数种仿真模型,包括:跟骨模型,跟骨SandersⅡB型骨折模型,跟骨SandersⅡB型骨折双平行螺钉与跟骨长轴成角内固定模型及跟骨SandersⅡB型骨折双平行螺钉与跟骨长轴平行内固定模型。并对跟骨骨折内固定模型进行了完整的有限元分析条件设定。双平行螺钉与跟骨长轴成角和与跟骨长轴平行这两组模型的骨折块最大位移点均位于跟骰关节处,总位移峰值分别为0.19955mm和0.17815mm,均<1mm。双平行螺钉与跟骨长轴成角和与跟骨长轴平行这两组模型的骨折块整体应力峰值分别为98.618MPa和79.382MPa,均位于设置为与地面固定的跟骨结节处,两组模型的骨折断面最高应力均位于大骨折块的骨折面,位置均在两组模型均在跟距关节底部皮质骨骨折线处,大小分别为19.424MPa和20.994MPa。但无论是模型整体应力还是骨折断面应力,高应力区范围均小,应力分布均较为均匀,且大部分应力小。双平行螺钉与跟骨长轴成角和与跟骨长轴平行这两组模型的螺钉形变峰值分别为:0.12938mm和0.16293mm。两组模型的螺钉形变均呈现出上方螺钉形变<下方螺钉形变,且双螺钉形变最大值均为位于下方螺钉靠近跟距关节面顶端,即固定小骨折块部分的末端。其中螺钉与跟骨长轴成角组中上下两枚螺钉形变程度较为接近,而螺钉与跟骨长轴平行组中下方螺钉形变程度远大于上方螺钉,下方螺钉钉头端形变程度大。双平行螺钉与跟骨长轴成角和与跟骨长轴平行这两组模型的螺钉应力峰值分别为:39.596MPa和47.489MPa;螺钉与大骨折块骨折面相交处最大应力为8.124MPa和7.7081MPa;螺钉与小骨折块骨折面相交处最大应力为4.343MPa和4.6912MPa。两组内固定方式的螺钉整体应力均呈现出足背面靠近施压面的应力高,向两边应力递减趋势。螺钉与跟骨长轴成角组中,上方螺钉与大、小骨折块交界处应力较为均匀,交界处的高应力区域只出现在下方螺钉与骨折面的交界处,而螺钉与跟骨长轴平行组中,上下两枚螺钉均在与骨折面的交界处出现高应力区域。结论对跟骨SandersⅡB型骨折进行双平行螺钉内固定治疗时,无论是螺钉与跟骨长轴平行进钉,还是与跟骨长轴成角进钉,均能有效维持复位效果,促进骨折的愈合。而在术后单足静止站立条件下,与跟骨长轴成角的进钉方式使螺钉的应力分布更加均匀,峰值更小,致使其整体形变均匀,最大形变程度更小,具有更小的退钉、断钉风险及更好的内固定物稳定性、安全性。使用有限元分析方法对骨折模型进行生物力学研究,具有可重复性,较好的仿真性,以及足够的可信度,能为临床中各手术方式的选择提供生物力学参考。
刘鋆[2]（2020）在《静电纺丝螺钉加固膜：生物力学和生物相容性研究》文中认为目的:内固定由于手术中更换螺钉、骨质疏松等原因导致螺钉部分或完全松动,进一步引起内固定失效,目前尚无有效办法解决此问题,本研究基于骨科标准试件,模拟手术操作,进而对松动原因进行分析,明确初期稳定性失效机制,结合静电纺丝技术和可吸收生物材料研发可包裹螺钉的薄膜材料,通过成分分析、物理性能检测、细胞相容性测试以及体内实验验证,能否达到增加术中即刻和维持术后长期螺钉稳定性和轴向抗拔出力的作用,并且对骨折愈合无不良影响。方法:取硬质聚氨酯材料按ASTM1839-08进行骨科标准试件制备,在标准试件上建立无松动情况的对照组（Control）、由换钉操作引起部分松动的钉道（PL）和完全松动的钉道（CL）。通过对比普通螺钉（NS）在Control、PL、CL状态下轴向拔出力变化,计算出丢失把持力的百分比,并对换钉前后的钉道组织进行形态学研究,分析松动机制。同时基于静电纺丝技术,将聚乙二醇4000（PEG）、聚羟基丁酸酯（PHB）和氧化石墨烯（GO,浓度梯度:0.5 mg/ml、1 mg/ml、1.5mg/ml、2 mg/ml、2.5 mg/ml）,制成不同成分比例的薄膜（P、P-P、P-P-G0.5,P-P-G1、P-P-G1.5、P-P-G2、P-P-G2.5）。经扫描电镜观测其纤维取向、直径等微观结构,力学试验机验证其力学性能,以MTT法、Alamar blue染色法、Dead/live染色法分别对薄膜材料的细胞黏附、增殖、存活等生物相容性进行评估。将各组薄膜与普通螺钉相结合（MS）,分别拧入PL（MS-PL）、CL（MS-CL）,并相应与NS-PL、NS-CL的轴向拔出力进行对比,验证薄膜材料在两种情况下对轴向拔出力的强化作用。选取体外试验最优成分的薄膜,与螺钉结合,在新西兰兔体内建立股骨转子间不全骨折后进行体内试验。结果:自攻接骨螺钉在初次进钉后可与组织形成相互契合的螺纹样结构,但钉道组织钉头端螺纹结构被切割次数较多,换钉时此现象加剧,另外,自攻钉头对初次形成的钉道内螺纹样结构的组织进行二次切割使其毁损,然后发生内固定螺钉松动,换钉前后可丢失轴向抗拔出力17%（P<0.05）。三种材料混合电纺,获得亲水性强、细胞相容性良好、表面粗糙、弹性模量大、应变程度低的薄膜,成分分析提示P-P-G薄膜具有PHB、PEG和GO各自特征性基团,并且无新物质产生,形成优势互补。经过MTT法、Alamar Blue染色法显示P-P-G1的细胞黏附和增殖表现最佳（P<0.05）。对比硬性聚氨酯部分和完全松动模型下的轴向拔出力,MS组均优于NS-PL组（P<0.05）、NS-CL组（P<0.0005）。选用P-P-G1组作为加固膜,在家兔体内,即刻轴向拔出力弱于Control组（P<0.05）、明显强于松动螺钉组（P<0.0005）。四周后,MS-CL组与Control组无明显差异,仍明显强于松动螺钉组（P<0.0001）。影`像学检查见Control组、MS-CL组、NS-CL组愈合程度无明显差异。HE术区染色显示Control组与MS-CL组无明显差异、所残留的材料与局部组织连接紧密,并有新生血管出现,无明显炎症反应。结论:虽然内固定治疗后中远期可能因自身活动或骨质条件下降引发内固定螺钉松动,但术中更换螺钉即可造成螺钉稳定性下降,甚至松动,P-P-G螺钉加固膜能有效防止螺钉松动,生物相容性好,骨愈合无不良影响。在多次进钉、更换螺钉或骨质疏松导致螺钉松动时,可作为一种补救措施以避免内固定失效。
张旭林[3]（2019）在《不同内固定器治疗腕舟骨骨折的解剖、有限元及临床研究》文中进行了进一步梳理[目 的]利用血管灌注技术,以明胶-氧化铅为灌注剂,对腕舟骨骨内血管进行灌注显影,探索人腕舟骨骨内动脉灌注技术及建立含骨内动脉的腕舟骨可视化数字模型,并在带骨内血管的腕舟骨可视化数字模型中研究镍钛记忆合金两脚固定器、Herbert螺钉及克氏针对腕舟骨内血供的影响,为内固定的选择提供解剖依据。然后通过建立的腕舟骨腰部骨折的三维模型来比较三种不同的内固定方式之间的生物力学差异,从而为内固定方式的选择提供力学依据。最后通过长时间的临床试验来比较Herbert螺钉与镍钛记忆合金两脚固定器在治疗腕舟骨骨折时的疗效。[方法]第一部分 腕舟骨血供的数字解剖研究对12例离体人体前臂标本进行动脉血管灌注,Micro-CT扫描并运用Mimics20.0软件对血管进行三维重建,分析重建数据,整理腕舟骨的滋养动脉分布,将6例左手和6例右手分为左手复合组和右手复合组,分别比较左右两手的滋养动脉分布差异,并与三种内固定装置的数字模型进行重建比较。第二部分 腕舟骨骨折的三种内固定方式有限元分析选取健康志愿者的腕关节CT数据,应用软件建立腕舟骨的腰部骨折三种内固定方式模型:克氏针固定组（A）、herbert螺钉固定组（B）、两脚固定器组（C）。分别在中立握拳位和腕背伸桡偏位施加载荷,并分析腕舟骨变形量、内固定器械的应力。第三部分 记忆合金两脚固定器与Herbert螺钉的临床试验两中心、前瞻性研究。研究在中国人民解放军联勤保障部队第九二O医院和云南省中医院进行,选取2011年9月至2018年10月入院治疗的腕舟骨骨折患者,根据纳入、排除标准筛选患者,确定42例完成患者（Herbert螺钉组18例,两脚固定器组24例）,记录患者的一般情况及术前一周、术后3月、术后6月的Krimmer腕关节评分,分析骨折愈合时间及腕关节功能。[结 果]第一部分 腕舟骨血供的数字解剖研究（1）重建出清晰的含骨内血管的腕舟骨数字可视化模型,可自由测量腕舟骨和血管的解剖数据,并且可以清晰地显示滋养动脉在骨内的分布及出入点;（2）在右手复合组和左手复合组中滋养血管的数目分别为4.67±1.366支、3.83 ±0.753支,掌侧滋养血管分别为1.67±0.516支、1.33±0.516支,背侧滋养血管分别为3.00±1.095支、2.50±0.548支。本研究将带血供的腕舟骨可视化数字模型与三种内固定装置结合,重建了复合模型,构建了腕舟骨滋养动脉的安全区。三种内固定器中两脚固定器具有血管干扰小的特点。第二部分 腕舟骨骨折的三种内固定方式有限元分析在三种内固定装置下腕舟骨的变形量,克氏针最大,两脚固定器最小。在两种工况下,腕舟骨变形量和固定装置的最大应力的值不同,但是趋势相同,都是两脚固定器的腕舟骨变形量最小、所受的最大应力最小。两脚固定器存在偏心效应,当载荷达到临界值时,易使腕舟骨愈合面开裂或不对称偏心现象。第三部分 记忆合金两脚固定器与Herbert螺钉的临床试验术后随访时间为6～50个月（13.19±7.034月）,术后螺钉组和两脚固定器组平均随访时间分别为13.83±9.376、12.71±4.759个月。3个月观测点试验组的愈合率为100%,对照组的愈合率为83.3%。6个月时对照组和试验组均获得愈合。手术时间对照组为65.72±8.021分钟,试验组为41.25±6.313分钟。试验组在握力、尺桡偏上与对照组有统计学差异。试验组与对照组在腕关节的优良评价上未见明显统计学差异。两个医院患者的腕关节优良评价,差异无统计学意义（p>0.05）。[结 论]第一部分 腕舟骨血供的数字解剖研究离体腕部标本的动脉灌注后骨内血管的三维重建能清晰的显示腕舟骨骨内滋养动脉的来源及空间分布,为腕舟骨骨折的临床研究提供了形态学基础。该数字模型能直观的用于内固定器的研究,三种内固定器均位于腕舟骨滋养血管安全区,两脚固定器比Herbert螺钉及克氏针对骨内血管的干扰小,但没有定量分析。第二部分 腕舟骨骨折的三种内固定方式有限元分析克氏针固定方式最差,Herbert螺钉中心固定具有稳定性,两脚固定器发生移位最小,螺钉和两脚固定器上所受最大应力相当。第三部分 记忆合金两脚固定器与Herbert螺钉的临床试验对于腕舟骨骨折,两脚固定器在缓解疼痛及恢复手部握力方面表现更佳,但会影响腕关节尺桡偏活动范围。两脚固定器愈合率高,手术操作时间短。
王建朝[4]（2019）在《胫骨骨组织显微硬度分布及胫骨干骨折内固定术后生物力学环境研究》文中指出第一部分 胫骨近端骨组织显微硬度分布特征研究目的:测量胫骨近端内侧髁、髁间区和外侧髁不同层面骨组织显微硬度,探讨胫骨近端骨组织显微硬度分布特征,为3D打印与人体弹性模量一致的仿生骨提供数据基础。方法:取3个新鲜冰冻近端胫骨标本,标本来自3位尸体捐献者分别为A,男性,62岁;B,女性,45岁;C,男性,58岁,行影像学检查除外影响骨骼的疾病。将每个近端胫骨分为内侧髁、髁间区和外侧髁三个部位,再将每部位为近、中、远3个部分。使用高精度低速锯于每部分取骨骼标本,经适当前处理后使用维氏显微硬度仪测量骨组织显微硬度,分析骨组织显微硬度分布特征。结果:在所有标本中,本研究共进行270次有效压痕测试并取得骨组织显微硬度值。胫骨近端总体显微硬度值范围24.849.7 HV,均值38.46±4.76 HV。胫骨内侧髁、髁间区和外侧髁平均硬度值分别为40.81±4.17 HV,36.44±4.67 HV,38.12±4.40 HV,差异有统计学意义。胫骨近、中、远3个层面硬度值分别为37.91±4.74 HV,36.68±4.53 HV,40.79±4.05 HV,差异有统计学意义。其中硬度最高的区域位于第3层面的内侧髁区,平均硬度值为42.57±3.92 HV;硬度最低的区域位于第2层面的髁间区,平均硬度值为34.69±5.03 HV。小结:胫骨近端不同区域松质骨显微硬度有显着性差异。胫骨内侧髁显微硬度大于外侧髁和髁间区,原因与胫骨内侧髁承受载荷较大有关。胫骨近端不同层面骨组织显微硬度也有着相当的差异。本研究收集的数据可以为制造与人体骨骼弹性模量一致的仿生骨/仿生内植物提供数据支持。第二部分 胫骨干骨组织显微硬度分布及其对在体骨质量测量位点选择的影响目的:压痕硬度是一种优秀的骨质量评价方法,分为在体骨质量评估的参考点技术及离体骨质量评估的显微压痕技术。本研究的目的是分析胫骨骨干骨组织显微硬度分布特征,为参考点技术在体评估骨质量的测试位点选择提供理论支持。方法:取3个新鲜冰冻胫骨干标本,标本来自3位尸体捐献者分别为A,男性,62岁;B,女性,45岁;C,男性,58岁。将胫骨干平均分为6个部分,使用高精度低速锯从每个部分取下3mm厚骨骼样本。经适当的前处理后,在骨骼样本的不同区域进行显微压痕测试获取显微硬度值。使用随机区组设计的方差分析进行数据分析,分析骨组织显微硬度分布特征。结果:在胫骨体部共选取72个区域进行了360次有效压痕测试并取得显微硬度值。与以往研究不同,本研究发现胫骨干骨组织显微硬度分布并不均匀。胫骨干的前、内、后、外侧皮质骨的平均显微硬度分别为45.58±4.39HV,52.33±3.93HV,54.00±4.21HV,52.89±4.44HV。前方皮质的显微硬度值低于其他区域（p<0.001）,在同一区域内,不同位置的骨组织显微硬度也有着一定的波动。小结:胫骨干不同解剖部位骨组织显微硬度有显着性差异,胫骨干前方皮质显微硬度低于其他区域。参考点技术在体测量骨质量测试位点的选择应尽可能固定以获得更为准确的结果。参考点技术实验设计中应考虑到个体间及各解剖位置间的骨组织显微硬度差异。第三部分 接骨板设计对胫骨干骨折内固定后生物力学环境的影响目的:胫骨干骨折接骨板内固定术后,骨折周围所处的生物力学与环境对骨折能否愈合、接骨板是否出现疲劳断裂影响很大。本研究的目的是分析接骨板设计对骨折周围生物力学环境的影响,以利于优化接骨板设计,减少内固定失败风险。方法:建立基于不同接骨板设计的胫骨干骨折接骨板内固定模型,使用有限元技术进行模拟计算。研究和记录使用不同设计的接骨板模型时骨折周围生物力学环境变化,如骨、接骨板承受的应力,骨折端微动等。分析不同生物力学环境参数的影响因素。结果:接骨板的工作长度与接骨板承受的最大应力、最大应变以及骨折端微动呈正相关关系;与骨组织承受的最大应力呈负相关关系。接骨板的长度与接骨板承受的应变呈正相关关系,与骨组织承受的应变呈负相关关系。螺钉-骨界面是内固定失效的最薄弱环节。如接骨板的工作长度上存在钉孔,接骨板承受的峰值应力、峰值应变均有显着增加,骨折端微动也明显增大。钉孔的存在导致的应力集中是导致接骨板承受的峰值应力显着增加的重要原因。小结:在本研究给定的实验条件下,有以下建议和措施可以优化接骨板的设计,促进骨折愈合,减少内固定物疲劳失败的可能。首先,术后早期患肢部分负重。其次,接骨板的工作长度存在最佳范围,在本实验条件下,应在38.5mm-62.mm之间。第三,接骨板工作长度上的钉孔应去除以避免应力集中,减少接骨板承受的应力,促进骨折骨折愈合。结论:1.胫骨近端不同区域松质骨显微硬度有显着性差异。胫骨内侧髁显微硬度大于外侧髁和髁间区,胫骨近端不同层面骨组织显微硬度也有着相当的差异。2.胫骨干不同解剖部位骨组织显微硬度有显着性差异,胫骨干前方皮质显微硬度低于其他区域。参考点技术在体测量骨质量测试位点的选择应尽可能固定以获得更为准确的结果。3.接骨板的设计对胫骨干骨折内固定术后骨折周围生物力学环境影响较大,其中接骨板的工作长度、长度、工作长度上存在的钉孔对生物力学环境影响最为显着。本研究的结果有助于优化接骨板的设计,可促进骨折愈合,减少内固定物疲劳失败的可能。
庄苏阳[5]（2019）在《纠正胸腰椎骨折椎体高度丢失的研究》文中进行了进一步梳理第一部分椎体三维植骨器的研制及力学测试背景在胸腰椎爆裂骨折手术中,经椎弓根钉系统撑开复位后会在伤椎内形成骨缺损区。现有的椎体内植骨工具无法将植骨材料精确填充至椎体骨缺损区,同时也无法复位终板中央及后部塌陷区。而椎体内植骨量及植骨的充分程度决定伤椎愈合的程度及强度,所以寻找更为可靠的解决方法。本研究设计制作了经椎弓根通道三维植骨器,内部含有产生较大推力的机械装置,以期达到复位塌陷终板、消除椎体内骨缺损的目的。目的对三维植骨器进行力学实验分析,论证它的抗挤压与破坏性能和抗拉伸破坏能力,为临床应用提供基础理论依据。方法选取10件三维植骨器在压力测试仪上进行挤压试验,观察其压力随行程变化数据和曲线。增加载荷,检测植骨器遭到破坏所能承受最大载荷值。利用静态拉压力测试仪对10个植骨器的重要部件,螺纹杆和螺纹套,进行拉伸破坏试验,分析其抗拉特性,找到危险截面,获得破坏前所能承受的最大拉力。结果在挤压与破坏试验测试中,分别取1ON和25N为预紧力。10件植骨器的压力位移曲线趋势相同。一定预紧力下,在刚开始填充阶段（旋转1-2圈）,压力变化上升迅速,到3圈后直至最大行程,压力变化缓慢上升并趋于平稳。最终所达到的最大挤压力为121.5±6N（113～128N）。植骨器所能承受的最大载荷为150±3N（142～165N）。在拉伸破坏试验测试10个部件的力位移曲线趋势相同,破坏前所能承受的最大拉力为1.82±0.09KN（1.73～1.98KN）。10个部件的断口位置分别在螺纹段偏下和螺纹段偏上位置,而螺纹套位置的螺纹无破坏,说明部件的危险截面不在螺纹套和螺纹的集合面位置。结论三维植骨器在工作时可以产生足够大的推顶挤压力,可以对抗相当大的阻力,人工拧动最大扭力不足以破坏工具,且工艺稳定。符合椎体骨折手术中植骨及复位骨折块的要求,为胸腰椎爆裂骨折的治疗提供新的手术工具。第二部分应用三维植骨器植骨重建胸腰椎爆裂骨折椎体高度的影像学和临床分析背景经椎弓根行椎体内植骨结合椎弓根钉固定是治疗胸腰椎爆裂骨折的常用方法。塌陷终板的复位情况、椎体内植骨量及植骨的充分程度决定伤椎愈合的程度及强度。经椎弓根钉系统撑开复位后在伤椎内形成骨缺损区,通过现有的植骨方法容易出现植骨不良,形成空腔,成为“蛋壳样”椎体。终板的复位不良易于加速椎间盘的退变,引起慢性腰背痛。因此有必要改进终板复位及椎体内植骨方法,提高胸腰椎爆裂性骨折椎体的疗效。目的 评价应用三维植骨器经椎弓根行椎体内植骨、复位终板、重建伤椎高度的影像学和临床效果。方法:将2010年1月～2014年6月收治的52例Denis B型胸腰椎骨折患者按照入院顺序随机分为两组:三维植骨器组和植骨漏斗组。三维植骨器组应用自行研制的椎体三维植骨器经椎弓根进行终板复位、植骨;植骨漏斗组应用传统的漏斗形植骨器经椎弓根植骨。分别测得手术前后、术后,术后一年半及取出内固定术后的3月伤椎的X线摄片及CT二维扫描,测量两组手术前后伤椎前缘高度、正常椎前缘高度、伤椎终板高度、正常终板高度等,计算前高矫正率、终板矫正率和椎体缺损区的体积。结果:（1）伤椎Cobb角变化:三维植骨器组术前伤椎Cobb角为（23.3±2.5）°,术后5天、术后一年半、取出内固定3月后的伤椎Cobb角为分别为（4.4±1.4）°、（5.2±1.2）°、（5.8±1.6）°。植骨漏斗组术前伤椎Cobb角为（23.1±2.7）°,术后5天、术后一年半、取出内固定3月后的伤椎Cobb角分别为（5.3±1.9）°、（6.2±1.9）°、（7.4±1.8）°。两组伤椎Cobb角在术前、术后5天、术后一年半无显着性差异（P>0.05）。取出内固定3月后两组间伤椎Cobb角有显着性差异（P<0.05）（2）前缘高度的变化:三维植骨器组术前伤椎前缘高度为1.59±0.20cm,术后5天为2.81±0.19cm,椎体正常高度为2.96±0.32cm,伤椎前高率为（95.3±3.6）%。术后一年半、取出内固定3月后的伤椎前缘高度分别为2.68±0.18cm和2.56±0.18cm。植骨漏斗组术前伤椎高度为1.61±0.18cm,术后为2.77±0.17cm,椎体正常高度为2.91±0.36cm,伤椎前高率为（91.8±4.2）%。术后一年半、取出内固定3月后的伤椎前缘高度分别为2.25±0.18cm和1.93±0.12cm。两组术后五天前矫正率无显着性差异（P>0.05）,而术后一年半及取出内固定3月后的伤椎前缘高度有显着性差异（P<0.05）。（3）终板中心高度的变化:三维植骨器组术后五天伤椎终板中心高度为2.34±0.22cm,终板中心正常高度为2.42±0.18cm,伤椎前高率为（93.6±5.8）%。术后一年半、取出内固定3月后的伤椎终板中心高度分别2.24±0.18cm和2.19±0.18.cm。植骨漏斗组术后术后五天伤椎终板中心高度为1.85±0.26cm,终板中心正常高度为2.48±0.23cm,伤椎前高率为（72.5±6.4）%。术后一年半、取出内固定3月后的伤椎终板中心高度1.64±0.20cm和1.41±0.19cm。两组术后五天终板高度矫正率及术后一年半、取出内固定后的伤椎终板中心高度均有显着性差异（P<0.05）。（4）缺损区的体积:三维植骨器组术后椎体缺损区体积为0.75±0.16cm3,而植骨漏斗组为2.51±0.33cm3。两者有显着性差异（P<0.05）。术后一年半时随访发现,三维植骨器组与植骨漏斗组的缺损区分别为0.52±0.06cm3和1.49±0.13cm3。两者有显着性差异（P<0.05）。（5）VAS:三维植骨器组与植骨漏斗组的术前VAS分别评分为（8.61±1.13）分和（8.58±1.24）分（p>0.05）;术后5天分别为（3.35±0.94）分和（3.54±0.95）分（p>0.05）;术后一年半的VAS分别为（0.35±0.63）分和（1.77±1.39）分（p<0.05）;取出内固定后VAS分别为（0.46±0.58）分和（2.04±1.15）分（p<0.05）。结论:三维植骨器可以有效地复位塌陷的终板、实现伤椎有效植骨、减少椎体内骨缺损区,为胸腰椎爆裂性骨折的治疗提供新型的植骨工具。第三部分保留一侧球囊撑开的椎体后凸成形术治疗椎体压缩性骨折的临床及影像学研究背景椎体成形术是治疗骨质疏松性胸腰椎压缩性骨折的常用微创治疗方法。为恢复伤椎的高度及降低骨水泥渗漏的风险,通过可扩张球囊辅助的椎体后凸成形术应运而生。但将扩张后的球囊撤除过程中常常会观察到复位的椎体高度有不同程度的丢失,影响手术疗效。目的研究在椎体后凸成形术中临时保留一侧球囊支撑力、注入骨水泥对维持初始撑开高度的作用。方法选取2011年1月至2013年12月收治的符合纳入标准的新鲜骨质疏松性椎体压缩性骨折患者,与之沟通,由患者自愿选择椎体后凸成形（PKP）或椎体成形术（PVP）,共69例选择PKP的患者入组。改良穿刺技术,使插入的导针接近椎体前1/3时,正位像上导针前端接近椎弓根内侧壁。用球囊先后自两侧扩张伤椎,并临时保留后扩张一侧球囊。记录扩张前椎体高度（H0）、充分扩张后椎体前高（H1）、临时释放球囊内压力后椎体前高（H2）。经先扩张侧注入骨水泥,待凝固后撤出球囊,再经后扩张侧注入骨水泥。测量术毕椎体前高（H3）。记录手术前后矢状位Cobb角变化、VAS及0DI评分变化。进行术后随访,记录术后一年伤椎高度、Cobb角、VAS及ODI变化。结果每个椎体的平均手术时间为（48.5±12.4）min,出血量为（23.1±8.5）ml,球囊压力为180-250psi,球囊膨胀大小为（3.6±1.1）ml。骨水泥的注入量为（8.2±2.4）ml。2例术中推注骨水泥时出现球囊破裂。（1）椎体高度变化:体位复位后椎体前高（H0）、球囊撑开后椎体前高（H1）、球囊释放压力后椎体前高（H2）、术毕椎体前高（H3）与上下邻椎前高均值百分比（椎体前高压缩比）分别为（58.23±12.57）%,（85.14±9.36）%,（70.25±8.12）%,（82.46±10.59）%,球囊撑开后前高比与体位复位后椎体前高压缩比及球囊释放压力后椎体前高压缩比之间差异均有显着性（p<0.05）。术毕椎体前高压缩比与体位复位后椎体前高压缩比之间差异也有显着性（p<0.05）,而与球囊撑开后椎体前高比之间差异无显着性（p>O.05）。术后1年随访时椎体前高与上下邻椎前高均值百分比为（78.59±9.37）%,与术毕椎体前高压缩比之间差异无显着性（p>0.05）。（2）Cobb角变化:体位复位后的Cobb角为（18.65±4.25）。,球囊撑开后的Cobb角为（6.84±2.57）°,球囊释放压力后的Cobb角为（10.22±3.41）°,术毕的Cobb角为（6.93±2.69）°。术后1年随访时Cobb角为（7.06±2.86）°。球囊撑开后的Cobb角与体位复位后的Cobb角及球囊释放压力后的Cobb角之间差异均有显着性（p<0.05）。术后1年随访时Cobb角与术毕的Cobb角之间差异无显着性（p>0.05）。（3）疼痛和功能评分结果:术前VAS评分为（8.26±1.17）分,术后2天为（2.11±0.36）分,术后1年随访时VAS评分为（1.83±0.31）分。术后2天的VAS评分与术后1年随访时VAS评分之间差异无显着性（p>0.05）。术前ODI评分为（88.35±8.26）%,术后2天的ODI为（23.56±3.12）%,术后1年随访时ODI评分为（19.68±2.81）%。术前ODI评分与术后2天及术后1年随访时的ODI评分之间差异均有显着性（p<0.01）,术后2天的ODI评分与术后1年随访时0DI评分之间差异无显着性（p>0.05）。结论椎体后凸成形术中临时保留一侧球囊支撑力、注入骨水泥技术能有效地维持撑开后的伤椎高度,避免后凸角矫正后再次丢失,可以获得较好的术后远期疗效,是对现有椎体后凸成形术的改良和优化。
伦登兴[6]（2019）在《外科级硫酸钙纯度、晶相结构的影响因素及其性能的研究》文中进行了进一步梳理目的:筛选制备外科级半水硫酸钙的影响因素,为研发纯度较高、形貌结构较优的外科级硫酸钙提供理论基础;并以半水硫酸钙的颗粒直径为研究对象,分析外科级硫酸钙的颗粒尺寸的最佳配方比,以制作抗压强度、凝血时间及体外降解速度符合ASTM标准的混合物,为我国首次研发可注射性的外科级半水硫酸钙提供理论基础。方法:1、采用正交试验设计方案,分析不同条件下制备的半水硫酸钙的形貌结构及纯度,明确蒸压时间、蒸压温度、原材料直径、干燥时间及转晶剂类型等因素,对外科级半水硫酸钙的纯度、长径比、直径及晶体结构等参数的影响;2、利用100目、200目、400目的筛网,分别筛选颗粒直径为037.5um、37.575um及>75um的半水硫酸钙;依据配方设计试验中的无约束三阶单纯形格子点混料试验设计方案,将研究样品系统的分为10组。其中,抗压强度的测量采用直径10mm、高度15mm的圆柱体磨具,每组制备3个样品,取其平均值。凝固时间的测量采用直径20mm、高度40mm的圆柱体磨具,每组制备3个样品,取其平均值;体外降解试验采用直径6mm的半圆体磨具,每组制备9粒样品,分别观察5、10、15、20、25、30、35、40的降解率。分别计算抗压强度、凝固时间及体外降解速率等性能的最佳颗粒直径配方比。结果:1、结晶水法与TGA法两组之间无统计学差异（P=0.543）,两组之间存在明显的线性相关性（R=0.927,P=<0.001）,可以作为外科级半水硫酸钙纯度的计算方法之一;而自由水法与TGA法（P=<0.001）、结晶水法与自由水法（P=<0.001）两组之间的结果差异较大。高纯度外科级半水硫酸硫酸钙的影响因素主要是蒸压温度（F=21.75,P<0.000）,而与蒸压时间（F=1.22,P=0.321）、干燥时间（F=2.04,P=0.164）、转晶剂种类（F=1.11,P=0.353）、原材料直径（F=0.76,P=0.482）无关。此外,影响半水硫酸钙直径的主要因素包括蒸压温度（F=18.35,P<0.000）、原材料直径（F=4.22,P=0.034）和干燥时间（F=8.39,P=0.003）;影响半水硫酸钙的六棱柱形貌结构发育的因素仅为转晶剂的种类（F=4.02,P=0.033）。蒸压时间未影响到半水硫酸钙的纯度、直径、长径比及晶体结构。2、当颗粒直径为037.5um、37.575um及>75um的硫酸钙所占百分比分别为55.0%、17.4%及27.6%时,所得样品的抗压强度最大,应力是14.16MPa;而当即颗粒直径为037.5um、37.575um及>75um的硫酸钙所占百分比分别为0.00%、0.00%及100.00%时,所得样品的抗压强度最小,应力为6.60MPa。3、当颗粒直径为037.5um、37.575um及>75um的硫酸钙所占百分比分别为0.00%、0.00%及100.00%时,所得样品的初凝时间最长,时间为410.0秒;而当即颗粒直径为037.5um、37.575um及>75um的硫酸钙所占百分比分别为94.2%、0.00%及5.8%时,所得样品的初凝时间最小,时间为268.9秒。4、当颗粒直径为037.5um、37.575um及>75um的硫酸钙所占百分比分别为0.00%、0.00%及100.00%时,所得样品的终凝时间最大,时间为460.00秒;而当颗粒直径为037.5um、37.575um及>75um的硫酸钙所占百分比分别为89.7%、10.3%及0.00%时,所得样品的终凝时间最小,时间为316.28秒。5、当颗粒直径为037.5um、37.575um及>75um的硫酸钙所占百分比分别为0.00%、0.00%及100.00%时,样品的体外降解速度最慢,为18.8%;而颗粒直径为037.5um、37.575um及>75um的硫酸钙所占百分比分别为55.7%、44.3%及0.00%时,样品的体外降解速率最快,为50.7%。结论:选择合适的蒸压时间、蒸压温度、转晶剂种类及二水硫酸钙直径对制作纯度较高、形貌结构发育完整的半水硫酸钙具有重要的意义。通过分析颗粒直径对硫酸钙性能的影响,可制备不同用途的外科半水级硫酸钙,对于承重部位的骨重建或骨缺损,需机械强度较高的硫酸钙,应该选择比例较高的小颗粒成分混合物;对非承重、需缓慢吸收而利于骨愈合的部位,应该选择大颗粒成分所占比例较高的混合物。
刘小勇[7]（2017）在《记忆合金可扩张椎体支架微创治疗椎体骨折的研制与相关基础实验研究》文中研究指明第一部分可扩张椎体支架的设计（一）椎体解剖与可扩张椎体支架的短缩的分析目的:研究国人脊柱椎体的解剖特点和记忆合金特性,利用几何数学原理分析探讨记忆合金可扩张椎体支架（EVS）的设计参数与短缩,探讨EVS椎体内扩张的安全性。方法:10具完整干燥脊柱标本,测量椎体前（A）、中（H）、后（B）的高度和椎体终板截面内倾距离长L与R及中心线长M,以M为EVS长度设计参数;Excel软件统计分析;运用几何原理分析EVS的短缩关系。结果:T4L5椎体终板水平截面L/R长度为（22.3±2.6/22.4±1.8）mm（测量范围为18mm35mm）,中心线M为（20.6±1.728.8±2.0）mm（测量范围为17mm32mm）,M略小于L/R;椎体中高H为（15.7±1.822.8±1.3）mm（测量范围为12mm26mm）;椎体中高与椎体上终板矢状轴前后缘的比值H/M为0.700.80;弧长f取23mm可以满足临床国人胸腰段椎体压缩骨折EVS的设计要求。EVS的短缩差在1.0mm6.0mm之间:临床常见的胸腰段椎体EVS短缩差为2.0mm3.0mm之间;特殊设计球形EVS短缩差为4.0mm6.0mm。结论:椎体侧位前后缘距离M可作为EVS的设计参数和应用规格的选择依据;EVS在椎体内可以安全的扩张。（二）记忆合金椎体可扩张支架设计参数的探讨目的:测算记忆合金椎体可扩张支架的表面积、体积与质量,初步测算可扩张椎体支架的镍离子游离量,探讨其作为体内植入物的可行性。方法:对本设计的三、四、五、六瓣叶可扩张椎体支架表面积和自身体积进行测算,记忆合金镍离子相关资料数据,推算可扩张椎体支架的镍离子游离度;对照正常人体血镍浓度、人体日生理摄入量,对其结果进行对照。结果:本设计可扩张椎体支架每只的表面积在420mm2900mm2之间,体积为110mm3280mm3,质量为772mg1968mg。可扩张椎体支架的镍离子体外Hanks液的测算最大峰值游离量为7517.4×10-6μg16852.44×10-6μg;设计最大规格的可扩张椎体支架在Hanks液释放镍离子的理论峰值占正常人体血镍离子量的0.0034%。结论:可扩张椎体支架的镍离子极微量游离,可作为椎体内的植入物。第二部分可扩张椎体支架的基础实验（一）椎体标本内扩张效果的初步影像观察——脊柱椎体压缩骨折的微创动力内固定（MIVDIF）设计目的:影像观察记忆合金板材研制的记忆合金椎体可扩张支架（SMA-EVS）在椎体内的初步实验复形与椎体的空腔形成情况,探讨其临床意义。方法:0.75mm厚的记忆合金板材初步研制的六瓣EVS 5枚,3枚置入两节未行骨折预处理的椎体标本,顶瓣旋转植入观察椎体内空腔的形成情况;另2枚置入一节行压缩骨折预处理的椎体内,一枚旋转植入,另一枚正常角度植入对照观察。标本摄片和CT三维重建,观察EVS对椎体标本的空间构建。结果:未骨折预处理的标本植入的3枚EVS顶瓣侧向旋转后,椎体内仍形成良好的空腔,EVS扩张后未见明显骨块卡入;骨折预处理的标本EVS顶瓣旋转置入,CT重建可见骨折椎体内的松质骨块可经宽的侧瓣间隙卡入EVS的空腔内,另一枚EVS顶瓣按设计要求置入,CT重建未见骨块卡入EVS空腔内。结论:EVS在椎体内可以产生预期的空间作用;六瓣EVS瓣叶的旋转植入椎体内可能对EVS的空腔产生影响。初步实验的影像结果为不同类型椎体压缩骨折临床应用提供了实验基础。（二）可扩张椎体支架填充材料的体外初步探究目的:观察体外可吸收填充材料的性能与记忆合金可扩张椎体支架（EVS）体外生物力学。方法:测试1.0mm厚度记忆合金板材研制的3瓣叶、4瓣、5瓣各一枚和0.8mm厚度的记忆合金板材研制的5瓣2枚,EVS应力-位移曲线,位移设定为7mm;测试水调制的α半水硫酸钙（SCS）调制的干燥模块生物力学;测试EVS填充SCS干燥后的生物力学;位移均设为5mm。调制磷酸钙（CP）、硫酸钙（SCS）与羟基磷灰石（HAP）至团状,直接置入水中,观察其变化。结果:在测试的应力-位移曲线结果中,单纯支架最大力学区间位于136.4-246.8N;水调制的SCS模块干燥后生物力学范围为128.3N151.1N;EVS支架填充SCS干燥后最大位移的生物力学459.9N602.5N之间;三者生物力学有显着差异,P<0.05;单纯水调制的磷酸钙（CP）、硫酸钙（SCS）与羟基磷灰石（HAP）在水中后均不能成型。结论:EVS有良好的生物力学;SCS、CP、HAP虽然在干燥环境中产生良好的生物力学强度,但不能在水中干结成型,水调剂样品不能实现单独对椎体骨折胶合固定。（三）可扩张椎体支架椎体内扩张与生物材料填充效果影像观察目的:影像观察记忆合金研制的可扩张椎体支架（SMA-EVS）椎体内扩张复形及材料填充效果。方法:自行研制的记忆合金支架六瓣7枚。3枚置入两节未行骨折预处理的椎体标本;另2枚置入一节行压缩骨折预处理的椎体内;观察椎体空腔与自体松质骨填充。一枚六瓣植入椎体侧边,直接填充可吸收填充材料;另一枚五瓣支架两次植入一侧灌注过骨水泥的标本内,观察支架椎体内的扩张影响,一次植入改良后的可吸收填充材料植入扩张空腔内。标本摄片和CT三维重建,观察支架对椎体标本的空间构建与填充材料灌注效果。结果:所植入的支架7枚8次在椎体标本内完全扩张6次,2次不全扩张。骨折预处理后的植入支架均获得扩张,可形成良好的空腔,部分骨折椎体内松质骨卡入支架空腔内;靠近椎体侧缘植入的支架部分扩张,填充可吸收生物材料后影像显示填充效果不理想;两节椎体预先一侧填充骨水泥,支架均仅获得部分扩张,随后改良填充材料植入支架空腔内,获得良好填充。将此椎体做了骨折处理,支架获得扩张。结论:记忆合金可扩张椎体支架在骨折椎体内可达到自行扩张复形并产生预期的空间作用;未做骨折预处理的椎体标本可能受皮质骨以及松质骨自身强度和其他因素（椎体强化）的影响,支架不能完全扩张;传统的可吸收填充材料并不能很好的填充支架的空腔;改良后的填充材料具有良好的可操作性。第三部分可扩张椎体支架的生物力学研究（一）不同瓣叶可扩张椎体支架的生物力学初步测试目的观察自行研制的记忆合金可扩张椎体支架的初步力学性能。方法对1.0mm厚度记忆合金板材研制的3瓣、4瓣、5瓣各1枚和0.8mm厚度的记忆合金板材研制的5瓣2枚、6瓣1枚可扩张椎体支架进行初步的压力测试,观察支架的应力-位移曲线变化。结果在测试的力学-位移结果中,可扩张椎体支架压力位移曲线呈“S”形变化,随着压力增大,支架的力量逐渐增大;当支架位移压缩7mm时,4瓣5瓣支架的极限张力为100246N;所测试的支架在完全压缩后没有断裂;压缩后的支架置于温水中,支架均完全扩张,支架高度没有丢失。结论记忆合金可扩张椎体支架具有良好的初始张力,可以为骨折椎体提供初始的复位、扩张和支撑。（二）Kyphon球囊与可扩张椎体支架的生物力学观察目的:观察自行研制的记忆合金可扩张椎体支架（Shape Memory Alloy Expandable Vertebrae Stent,SMA-EVS）的力学性能与Kyphon球囊的生物力学性能。方法:对1.0mm厚度记忆合金板材研制的3瓣、4瓣、5瓣各1枚和0.8mm厚度的记忆合金板材研制的5瓣2枚、6瓣1枚EVS进行初步的压力测试,观察支架的应力-位移曲线变化,Kyphon球囊压入2ml液体,球囊应力值在80PSI左右,同法在生物力学测试仪上测试应力-位移曲线,设定位移值为5mm。结果:在测试的力学-位移结果中,EVS压力位移曲线呈"S”形变化,随着压力增大,支架的力量逐渐增大;在支架的极限位移7mm时,4瓣5瓣支架的极限张力为100246N;Kyphon的应力-位移为一渐进的曲线,5mm位移时Kyphon球囊的应力值为150PSI,所测压力值为123N。结论:可扩张椎体支架与Kyphon球囊为两个不同的力学体系,球囊的工作压力可作为椎体内松质骨的应力参照;记忆合金可扩张椎体支架可以为骨折椎体提供初始的复位、扩张和支撑。（三）不同工艺可扩张椎体支架的生物力学初步测试目的:对先期研制的记忆合金可扩张椎体支架椎体内扩张后,对改进工艺参数的不同瓣叶不同工艺可扩张椎体支架的力学强度进行测试,目的进一步探索支架工艺与生物力学强度的关系,探讨支架的设计参数与制造工艺间的关系,寻求支架的最佳工艺。方法:支架的工艺可由记忆合金板材与管形材料加工而成。最初椎体内扩张成功的支架为记忆合金板材加工而成。本次支架生物力学性能的检测以此其基础,在改进其设计参数研制的支架中进行。本次支架生物力学强度的检测分如下几组:参照组:与椎体内扩张成功的同批次6瓣0.8mm记忆合金板材支架生物力学强度为参照组:其记忆合金板材设计参数厚0.8mm,瓣叶宽约1.2mm。因此,以其生物力学强度作为初始参照。第一组:3枚1.0mm记忆合金板材（3瓣、4瓣、5瓣各1枚）与0.8mm记忆合金板材（5瓣共2枚）,共计5枚;本组为第一批支架的生物力学检测,所以在测试其生物力学强度时采用瓣叶接近全压缩状态,其压力位移设为7mm。此组作为支架生物力学强度的对照标准组。第二组:1.0mm厚度记忆合金板材6瓣1枚;0.8mm厚的记忆合金管形材料8瓣支架1枚;0.8mm厚度的记忆合金板材6瓣2枚、5瓣3枚;此组生物力学强度测定作为本设计支架的可能生物力学强度区间,压力位移设为5mm。第三组:0.8mm厚的记忆合金管形材料6瓣支架1枚、8瓣1枚;探索设计预期最理想的管形材料研制的支架性能与生物力学强度,压力位移为9mm。第四组:1.0mm厚度6瓣支架和0.8mm管形材料8瓣支架对应瓣叶的应力重复测试,观测本设计支架的记忆效应,压力位移为5mm。第五组:1.0mm厚度板材6瓣支架;检测瓣叶不同放置位置时的生物力学强度变化。衡仪生物力学测试仪测试记录支架的应力-位移曲线变化。结果:参照组:椎体内扩张的6瓣同批次的支架生物力学强度测定,压缩位移在7mm时,生物力学强度值为90N;第一组:各型瓣叶支架生物力学强度参照组:板材工艺的记忆合金可扩张椎体支架在测试的力学-位移结果中,压缩位移在7mm时,对应的生物力学强度为136N236N之间;椭球体的支架压力位移曲线呈"S”形变化,在位移压缩2mm左右,支架生物力学强度范围在50N-75N,随后支架力学强度随着位移曲线呈弧形增加,出现一个“平台期”;随着压力-位移的进一步增大,压力-位移曲线再次出现陡的曲度变化,其压力位移终末时压力强度达到136N236N之间,平均168N;其中1.0mm板材3瓣的支架瓣叶的支架在整个测试过程中生物力学强度最大,4瓣的其次,0.8mm板材制作的6瓣支架生物力学强度压力位移曲线对应值最小。第二组:支架生物力学强度区间组:本组结果中,1.0mm厚度记忆合金板材的6瓣支架生物力学强度在整个测试过程中最大,5mm的压缩位移终末值为238N。第三组:管形材料支架生物力学强度测试结果0.8mm厚度的管形材料研制的支架形状大致为菱形,即瓣叶非椭球形结构,为单一弧形结构。在压缩1mm时对应压力为45N-65N左右,在2mm处达到约73N,这一位移过程,支架的应力高于对应的板材工艺支架;随后支架随压力位移进入“平台期”,8瓣支架在压力位移近终末期略有所增加,6瓣的略有所下降;至设定的最大位移9mm时压力值为72N-110N,无板材加工的椭球形结构的“S”形尾端生物力学强度增加的情形。第四组:1.0mm厚度6瓣支架和0.8mm管形材料8瓣支架的应力重复测试,支架生物力学强度变化测试结果。第五组:1.0mm厚度6瓣支架瓣叶不同放置位置时的生物力学强度变化。结论:支架具有良好的生物力学性能和记忆特性;不同厚度、不同瓣叶与不同工艺的支架其生物力学性能有所差异。（四）可扩张椎体支架椎体内生物力学分布有限元分析目的:应用脊柱有限元分析方法分析生理载荷作用下,椎体内植入记忆合金可扩张椎体支架后,椎体与支架生物力学强度的变化。方法:老年骨质疏松女性L1CT扫描资料,利用一系列计算机辅助设计软件构造相对应的L1骨质疏松性椎体的三维有限元模型。分析轴向压缩、前屈、后伸、侧向5种加载状态下正常椎体、植入支架前后,记忆合金可扩张椎体支架与L1椎体的应力变化情况。结果:在椎体未植入支架的单纯负载模拟实验中,椎体侧弯、后伸、前屈、旋转、直立时所受的应力分别为:17.1MPa、21.1MPa、44.0MPa、13.1MPa、11.4MPa。植入支架后,椎体载荷模拟实验中,所受应力与未植入支架时无变化。而椎体内支架在侧弯、后伸、前屈、旋转、直立时所受的应力分别为:82.7MPa、49.8MPa、42.6MPa、79.1MPa、22.8MPa。当模拟支架撤出椎体内,椎体内支架空槽应力结果在侧弯、后伸、前屈、旋转、直立时所受的应力分别为:82.7MPa、49.8MPa、39.2MPa、79.1MPa、22.8MPa。在本实验组的三维有限元的分析结果中,椎体植入支架前后仅在前屈位时椎体应力出现变化,无支架时椎体前屈最大应力为44.0MPa,植入支架后,最大应力为42.6MPa,当椎体内支架模拟从椎体内移除时,椎体最大应力为39.2MPa。结论:记忆合金可扩张椎体支架植入椎体后,在椎体多数运动状态下椎体受力无明显变化;在前屈状态下,椎体植入支架前后最大应力有所变化,提示植入支架后的初期依然要减少前屈运动对椎体前缘的应力。第四部分脊柱结构的基础研究（一）椎体截面的数理学原理分析与脊柱病变的探讨研究背景:脊柱结构由椎体与椎间盘相间连接构成,这样的复合体对于脊柱的结构与力学有何特殊意义?临床上,在脊柱的椎体骨折与椎间盘退变中有何内在的结构因素?目的:测量脊柱椎体终板截面的横径与矢径,利用数理学原理分析脊柱椎体—椎间盘受力传递规律,分析人体脊柱椎体—椎间盘的受力规律与临床病理联系。方法:测量10具完整脊柱标本C2-S1各椎体上下截面的横径（L）、矢径（H）,运用几何学相似原理:椎体/椎间盘上下截面面积变化可近似用数学方程表达,S1/S2=（a*b）/（A*B）,S=π/4*L*H,分析椎体上下截面的结构规律;根据椎间盘的结构,利用物理学静水液压原理:F1/F2=S1/S2,分析椎间盘压力变化规律;根据数理学原理推测脊柱椎体—椎间盘的结构与力学规律。结果:脊柱椎体截面的结构从C2下截面到L4下截面面积呈“S”形曲线递增,L4下截面面积最大,L4下截面到S1上截面递减;椎体—椎间盘间截面横径矢径决定其椎体截面面积、压力系数K,K=L*H。结论:脊柱椎体—椎间盘自身结构决定了脊柱特有的力学传递与分布规律;建立数理学方程来认识脊柱的结构与力学传递规律能更直观的理解与观察脊柱力学特性与临床脊柱病变规律。（二）脊柱骨折的分型研究随着临床治疗研究的进一步认识,以及影像学技术的发展,尤其是螺旋CT的影像重建技术和MRI技术的出现,给临床脊柱骨折的诊断与认识提供了更为直观的影像学依据。随着临床技术的发展,特别是近半个世纪来脊柱外科治疗技术的普及应用,近30年来脊柱微创外科的发展,临床上对脊柱骨折的治疗和认识有了更深刻的变化。根据脊柱自身结构与骨折规律,以及半个多世纪以来临床脊柱外科骨折治疗进展,根据临床症状、体格检查、影像学依据,结合脊柱骨折类型、影像学诊断和神经损伤程度综合考虑,我们在此引入脊柱骨折神经柱概念,将脊柱骨折分为三柱三型,以便适应新的临床技术变化与应用。
赵学寨,李海军,孟彩云,李岩,张仕峰,刘明辉[8]（2016）在《可吸收螺钉与金属螺钉内固定修复踝关节骨折:生物相容性及踝关节功能比较》文中研究指明背景:传统踝关节骨折内固定修复中使用的材料多为金属螺钉或克氏针等,虽然可达到坚强内固定的目的,但均需二次手术取出。近年来,由于生物降解可吸收螺钉的弹性模量与松质骨相当,已作为金属螺钉替代物被广泛应用于临床。目的:比较可吸收螺钉与金属螺钉置入内固定修复踝关节骨折的生物相容性及踝关节功能恢复情况。方法:选择踝关节骨折患者100例,其中男70例,女30例,年龄19-55岁,其中50例采用可吸收螺钉进行内固定修复,50例采用金属螺钉进行内固定修复。修复后随访观察两组临床疗效、踝关节Kofoed评分、骨折愈合时间及不良事件发生情况。结果与结论:两组均随访6个月以上,骨痂生长良好,骨折端对位对线良好,未见骨延迟愈合或骨不愈合,可吸收螺钉组、金属螺钉组临床疗效优良率分别为96%、94%,组间比较差异无显着性意义;两组踝关节Kofoed评分、骨折愈合时间及不良事件发生率比较差异均无显着性意义（P>0.05）。结果表明,可吸收螺钉置入内固定修复踝关节骨折的生物相容性良好,可有效恢复踝关节功能,其疗效与传统金属螺钉相似。
任慧文[9]（2015）在《可吸收内固定材料治疗关节周围骨折的手术技巧研究》文中进行了进一步梳理目的：通过可吸收钉对骨折的手术治疗的回顾性分析，探究可吸收内固定物使用的术中注意事项和操作技巧。方法：本文共收集吉林大学中日联谊医院骨科2012年10月-2014年11月收治的关节周围骨折患者26例，均使用可吸收内固定物（可吸收钉、可吸收接骨板、可吸收固定棒）手术治疗。回顾性分析每名患者术前术后的关节功能、手术并发症及影像学资料。其中男，18例，女，8例；年龄19-56岁，平均38.35岁；股骨头骨折7例，内踝骨折5例（其中3例合并外踝骨折，1例合并后踝骨折），胫骨平台骨折2例，外踝骨折2例，距骨骨折4例，肩关节斯脱骨折2例，跖骨骨折2例，股骨髁撕脱骨折1例，髌骨骨折1例。26例患者有20例有不同程度的复合损伤，及时积极处理合并损伤，于12周内行骨折切开复位可吸收内固定器材固定术，术中手术器械、材料配套，根据骨折部位、特点及分型选择与之适应的手术入路,术中充分暴露欲处理的骨折，尽量做到术野清晰且损伤相对较小,必要时可切开关节囊来更好的复位关节面，骨折复位良好后尽量修复关节囊及周围韧带。按照规范操作和符合AO骨折固定原理。手术操作技术规范。术后在医师指导下适当功能锻练，必要时辅以外固定辅助功能锻练。所有患者术前均行高质量数字成像（DR）或关节部位的三维CT及表面重建。术后1-2天内行DR复查，术后1、3、6、12个月复查x线片，4-24个月随访，通过查体、患者反馈资料、及术后定期复查的x线片判断骨折愈合情况，同时记录相应、相关处理方法、并发症及病情转归情况。所有患者均根据美国骨科协会（AAOS）关节功能评价标准,分为4级,优:关节活动正常,无疼痛,生活完全自理;良:关节活动度为75%,轻度疼痛,不影响工作和生活;可:关节活动度为50%,中度疼痛,工作和生活收影响;差:关节活动度<5%,剧烈疼痛,明显影响工作和日常生活。将所得术前术后相关资料进行统计学分析。结果:手术过程中：3例患者于手术过程中出现断钉；2例患者于手术过程中出现螺钉对骨折块把持欠佳，螺钉松动；2例患者于手术植钉过程中出现植入阻力过大剩余钉尾无法继续植入。术后：26例患者均术后随访，随访时间4-24个月。大部分患者能按时（术后第1、3、6、12个月）复查，并且电话随访；少部分未能做到，只给予电话随访。其中1例因个人因素未按术后要求,未按医师要求进行复诊和康复锻炼，电话随访无法完全获知其恢复情况，1例患者未按医师要求休养及功能锻练，提前负重下地行走，骨折愈合欠佳，关节功能尚可，建议减少负重，延长随访半年，骨折愈合；2例出现骨折愈合后皮下钉帽未完全吸收，但未引起疼痛及炎性反应，予以切开摘除。其余患者治疗效果良好，创口、骨折愈合良好，对关节功能恢复满意，均能满足日常工作和生活需要。手术前其中2例为可，24例为差。手术后其中1例为可，1例为良，24例为优。优良率96.15%.所有患者术前、术后关节功能评价分级均有提高。结论：1、可吸收钉适用于关节周围骨折2、可吸收钉治疗关节周围骨折的优势：无需二次取出、避免应力遮挡、无影像干扰、生物相容性好，无金属组织残留体内3、应用可吸收内固定物治疗关节周围骨折术中规范操作及相关手术技术是手术成败的关键。
周耀,王佳,竺智雄[10]（2014）在《不同内固定材料治疗三踝骨折效果分析》文中指出目的比较可吸收内固定材料及金属内固定材料治疗三踝骨折的临床效果。方法选择奉化市中医院骨科2003年2月2009年1月治疗的三踝骨折124例,分为实验组及对照组。实验组68例采用可吸收螺钉内固定,对照组56例采用传统金属内固定材料内固定。采用Leeds评价标准对两组进行疗效评价;记录并比较两组患者手术时间,切口、骨折愈合时间,并发症发生情况及满意度情况。结果①实验组手术时间平均为（101.7±10.0）min,对照组为（145.9±11.6）min,两组比较差异有统计学意义（P<0.05）;两组切口愈合时间及骨折愈合时间差异均无统计学意义（P>0.05）。②实验组获得随访的67例患者中,优54例,良9例,中3例,差1例。对照组获得随访的54例患者中,优43例,良8例,中2例,差1例。两组优良率比较,差异无统计学意义（P>0.05）;两组并发症发生率差异无统计学意义（P>0.05）。实验组总满意率高于对照组,差异有统计学意义（P<0.05）。结论可吸收内固定材料治疗三踝骨折的临床疗效与传统金属内固定材料疗效相当,然而后者不需要再次手术取出内固定物,且副作用较少,是临床工作者的较好选择。
二、可吸收内固定治疗松质骨骨折22例（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、可吸收内固定治疗松质骨骨折22例（论文提纲范文）
（1）跟骨SandersⅡB型骨折双平行螺钉不同角度内固定模型的有限元分析（论文提纲范文）
| 英文缩略名词对照表 |
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 前言 |
| 第2章 材料与方法 |
| 2.1 材料 |
| 2.1.1 志愿者 |
| 2.1.2 硬件及软件 |
| 2.1.3 内固定物规格 |
| 2.2 方法 |
| 2.2.1 获取跟骨CT图像 |
| 2.2.2 建立跟骨模型 |
| 2.2.3 建立跟骨SandersⅡB型骨折模型 |
| 2.2.4 建立跟骨SandersⅡB型骨折内固定模型 |
| 2.2.5 有限元分析的条件设定与运算 |
| 第3章 结果 |
| 3.1 跟骨模型 |
| 3.1.1 跟骨网格化模型 |
| 3.1.2 跟骨实体化模型 |
| 3.2 跟骨SandersⅡB型骨折模型 |
| 3.3 跟骨SandersⅡB型骨折内固定模型 |
| 3.3.1 跟骨SandersⅡB型骨折双平行螺钉与跟骨长轴平行内固定模型 |
| 3.3.2 跟骨SandersⅡB型骨折双平行螺钉与跟骨长轴成角内固定模型 |
| 3.4 有限元分析条件 |
| 3.5 有限元分析运算结果 |
| 3.5.1 骨块位移 |
| 3.5.2 骨块应力 |
| 3.5.3 内固定物形变 |
| 3.5.4 内固定物应力 |
| 第4章 讨论 |
| 第五章 结论 |
| 参考文献 |
| 综述 跟骨骨折生物力学与临床治疗研究进展 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
（2）静电纺丝螺钉加固膜：生物力学和生物相容性研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 英文缩略词表 |
| 引言 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 综述 骨科内固定研究进展 |
| 参考文献 |
| 作者简历 |
| 致谢 |
| 学位论文数据集 |
（3）不同内固定器治疗腕舟骨骨折的解剖、有限元及临床研究（论文提纲范文）
| 缩略词表 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 前言 |
| 第一部分 腕舟骨血供的数字解剖研究 |
| 1.材料与方法 |
| 2.结果 |
| 3.讨论 |
| 第二部分 腕舟骨腰部骨折的三种内固定方式的有限元分析 |
| 1.材料与方法 |
| 2.结果 |
| 3.讨论 |
| 第三部分 记忆合金两脚固定器与Herbert螺钉的临床试验 |
| 1.材料与方法 |
| 2.治疗方法 |
| 3.结果 |
| 4.讨论 |
| 5典型病例 |
| 参考文献 |
| 全文结论 |
| 本试验的不足之处 |
| 综述 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间获得的学术成果 |
| 致谢 |
（4）胫骨骨组织显微硬度分布及胫骨干骨折内固定术后生物力学环境研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 英文缩写 |
| 引言 |
| 第一部分 胫骨近端骨组织显微硬度分布特征研究 |
| 前言 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 小结 |
| 参考文献 |
| 第二部分 骨干骨组织显微硬度分布及其对在体骨质量测量位点选择的影响 |
| 前言 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 小结 |
| 参考文献 |
| 第三部分 接骨板设计对胫骨干骨折内固定后生物力学环境的影响 |
| 前言 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 小结 |
| 参考文献 |
| 结论 |
| 综述 骨强度与骨质量 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 个人简历 |
（5）纠正胸腰椎骨折椎体高度丢失的研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 本论文专用缩略词表 |
| 前言 |
| 参考文献 |
| 文献综述 |
| 参考文献 |
| 第一部分 ：椎体三维植骨器的研制及力学测试 |
| 1.材料与方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
| 参考文献 |
| 第二部分 ：应用三维植骨器植骨重建胸腰椎爆裂骨折椎体高度的影像学和临床分析 |
| 1.一般资料 |
| 2 主要设备、手术器械及药物 |
| 3 治疗方法 |
| 4.结果 |
| 5.讨论 |
| 参考文献 |
| 第三部分 ：保留一侧球囊撑开的椎体后凸成形术治疗椎压缩性骨折的临床及影像学研究 |
| 1.资料与方法 |
| 2 主要设备、手术器械及药物 |
| 3 治疗方法 |
| 4.结果 |
| 5.讨论 |
| 参考文献 |
| 结论 |
| 发表论文、申请专利及获奖情况 |
| 基金资助 |
| 致谢 |
（6）外科级硫酸钙纯度、晶相结构的影响因素及其性能的研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 缩略语/符号说明 |
| 前言 |
| 研究现状、成果 |
| 研究目的、方法 |
| 一、外科级硫酸钙纯度、晶相结构的影响因素 |
| 1.1 对象和方法 |
| 1.1.1 试验材料、试验仪器 |
| 1.1.2 蒸压釜制备外科级半水硫酸钙的方法 |
| 1.1.3 评价指标 |
| 1.1.4 半水硫酸钙纯度的计算方法 |
| 1.1.5 统计学方法 |
| 1.2 结果 |
| 1.2.1 SEM及 TGA的测量结果 |
| 1.2.2 半水硫酸钙纯度测量结果的一致性分析 |
| 1.2.3 基于 XRD 及 TGA 测量结果 |
| 1.2.4 半水硫酸钙形貌结构的正交试验结果 |
| 1.2.5 影响因素与参考指标之间的关系 |
| 1.3 讨论 |
| 1.3.1 研究的局限性 |
| 1.3.2 半水硫酸钙制备条件的研究现状 |
| 1.3.3 形貌结构对硫酸钙抗压强度的影响 |
| 1.3.4 半水硫酸钙纯度计算方法的现状 |
| 1.3.5 半水硫酸钙研发中可能存在的问题 |
| 1.4 小结 |
| 二、不同颗粒大小的配方比对外科级半水硫酸钙理化性能的影响 |
| 2.1 对象和方法 |
| 2.1.1 试验设备、试验材料 |
| 2.1.2 试验设计、试验分组 |
| 2.1.3 生物力学的测量方法 |
| 2.1.4 凝固时间的测试方法 |
| 2.1.5 体外降解试验的测量方法 |
| 2.1.6 统计学方法 |
| 2.2 结果 |
| 2.2.1 生物力学的测试结果 |
| 2.2.2 初凝时间的测试结果 |
| 2.2.3 终凝时间的测试结果 |
| 2.2.4 体外降解速率的测量结果 |
| 2.3 讨论 |
| 2.3.1 该研究半水硫酸钙的结果分析 |
| 2.3.2 本研究的局限性 |
| 2.3.3 半水硫酸钙的颗粒大小对其理化性能的影响 |
| 2.4 小结 |
| 全文结论 |
| 论文创新点 |
| 参考文献 |
| 发表论文和参加科研情况说明 |
| 附录 |
| 综述 外科级医用硫酸钙临床应用的现状 |
| 综述参考文献 |
| 致谢 |
| 个人简历 |
（7）记忆合金可扩张椎体支架微创治疗椎体骨折的研制与相关基础实验研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| abstract |
| 序言 |
| （一）临床技术回顾与研究意义 |
| （二） 本实验研究内容 |
| 小结 |
| 参考文献 |
| 第一部分 记忆合金可扩张椎体支架的设计 |
| （一）椎体解剖与EVS的短缩差分析的意义 |
| 参考文献 |
| （二）记忆合金椎体可扩张支架设计参数的探讨 |
| 参考文献 |
| 第二部分 记忆合金可扩张支架基础试验 |
| （一）可扩张椎体支架在椎体标本内扩张效果的初步影像观察 ——脊柱椎体压缩骨折的微创动力内固定(MIVDIF)设计 |
| 参考文献 |
| （二）可扩张椎体支架填充材料的体外初步探究 |
| 参考文献 |
| （三）可扩张椎体支架椎体内扩张与生物材料填充效果影像观察 |
| 参考文献 |
| 第三部分 可扩张椎体支架的生物力学研究 |
| （一）不同瓣叶可扩张椎体支架的生物力学初步测试 |
| 参考文献 |
| （二）Kyphon球囊与可扩张椎体支架的生物力学观察 |
| 参考文献 |
| （三）不同工艺可扩张椎体支架的生物力学初步测试 |
| 参考文献 |
| （四）记忆合金可扩张椎体支架在椎体内的生物力学有限元分析 |
| 参考文献 |
| 第四部分 脊柱结构与力学规律的基础观察 |
| （一）椎体截面的数理学原理分析与脊柱病变的探讨 |
| 参考文献 |
| （二）脊柱骨折的分型研究 |
| 参考文献 |
| 综述（1）记忆合金医学应用 |
| 参考文献 |
| 附： 网络资料记忆合金介绍 |
| 英文缩略词表 |
| 附录：部分实验记录与图片 |
| 发表或待发表的论文 |
| 专利 |
| 致谢 |
（8）可吸收螺钉与金属螺钉内固定修复踝关节骨折:生物相容性及踝关节功能比较（论文提纲范文）
| 文章快速阅读 |
| 文题释义 |
| 生物可吸收材料 |
| 可吸收螺钉修复骨折的优点 |
| 0引言Introduction |
| 1 对象和方法Subjects and methods |
| 1.1 设计 |
| 1.2 时间及地点 |
| 1.3 对象 |
| 纳入标准 |
| 排除标准 |
| 1.4 材料 |
| 可吸收螺钉 |
| 钛合金拉力螺钉 |
| 1.5 方法 |
| 可吸收螺钉组修复方法 |
| 金属螺钉组修复方法 |
| 1.6 主要观察指标 |
| 临床疗效评价标准 |
| 踝关节Kofoed评分标准 |
| 1.7 统计学分析 |
| 2 结果Results |
| 2.1 参与者数量分析 |
| 2.2 基线资料比较 |
| 2.3 两组临床疗效比较 |
| 2.4 两组踝关节Kofoed评分及骨折愈合时间比较 |
| 2.5 不良事件 |
| 3 讨论Discussion |
| 3.1 踝关节骨折的解剖特点 |
| 3.2 可吸收螺钉与金属螺钉的内固定效果对比分析 |
| 3.3 可吸收螺钉的材料学特点 |
| 作者贡献 |
| 利益冲突 |
| 伦理问题 |
| 文章查重 |
| 文章外审 |
| 作者声明 |
| 文章版权 |
（9）可吸收内固定材料治疗关节周围骨折的手术技巧研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 第1章 引言 |
| 第2章 材料与方法 |
| 2.1 一般材料 |
| 2.2 治疗方法 |
| 2.2.1 临床评估和术前准备 |
| 2.2.2 手术方法 |
| 2.2.3 术后处理及功能锻练 |
| 2.3 关节功能评价标准 |
| 2.4 随访情况 |
| 第3章 结果 |
| 3.1 手术过程中 |
| 3.2 术后 |
| 第4章 讨论 |
| 4.1 可吸收内固定物 |
| 4.2 对术中术后遇到的问题的分析 |
| 4.3 手术技术及术中注意事项 |
| 4.4 术后处理及康复训练 |
| 4.5 手术并发症 |
| 第5章 结论 |
| 参考文献 |
| 综述 |
| 参考文献 |
| 作者简介及在学期间所取得的科研成果 |
| 附图 |
| 致谢 |
（10）不同内固定材料治疗三踝骨折效果分析（论文提纲范文）
| 1 资料与方法 |
| 1.1 一般资料 |
| 1.2 内固定材料 |
| 1.3 手术方法 |
| 1.4 术后处理 |
| 1.5 随访及疗效评估 |
| 1.6 统计学方法 |
| 2 结果 |
| 2.1 两组手术指标比较 |
| 2.2 两组随访及疗效评价 |
| 3 讨论 |
四、可吸收内固定治疗松质骨骨折22例（论文参考文献）
- [1]跟骨SandersⅡB型骨折双平行螺钉不同角度内固定模型的有限元分析[D]. 赖嘉恒. 福建医科大学, 2021(02)
- [2]静电纺丝螺钉加固膜：生物力学和生物相容性研究[D]. 刘鋆. 贵州医科大学, 2020(04)
- [3]不同内固定器治疗腕舟骨骨折的解剖、有限元及临床研究[D]. 张旭林. 昆明医科大学, 2019(06)
- [4]胫骨骨组织显微硬度分布及胫骨干骨折内固定术后生物力学环境研究[D]. 王建朝. 河北医科大学, 2019(01)
- [5]纠正胸腰椎骨折椎体高度丢失的研究[D]. 庄苏阳. 东南大学, 2019(01)
- [6]外科级硫酸钙纯度、晶相结构的影响因素及其性能的研究[D]. 伦登兴. 天津医科大学, 2019(02)
- [7]记忆合金可扩张椎体支架微创治疗椎体骨折的研制与相关基础实验研究[D]. 刘小勇. 苏州大学, 2017(04)
- [8]可吸收螺钉与金属螺钉内固定修复踝关节骨折:生物相容性及踝关节功能比较[J]. 赵学寨,李海军,孟彩云,李岩,张仕峰,刘明辉. 中国组织工程研究, 2016(31)
- [9]可吸收内固定材料治疗关节周围骨折的手术技巧研究[D]. 任慧文. 吉林大学, 2015(09)
- [10]不同内固定材料治疗三踝骨折效果分析[J]. 周耀,王佳,竺智雄. 中国医药导报, 2014(17)