【关键词】膝关节；有限元；应力；应变
Stressnumericalsimulationofthemovementcourseofkneejoint
【Abstract】ObjectiveToobservethedistributioninrange，sizeandtheregulationofchange.MethodsUsethefiniteelementmethodtoresearchthekneejointsurfacestressandstrainoftheprocessofhumanwalking.RusultsandCondusionThestressandstrainproducedonjointsurfacechangeandincreaseovertimeinwalkandthechangeconformtoparabolaapproximately.Throughanalyzingthestressthatthepersonofdifferentweightproducesonthejointsurfaceinthekneewhilewalking，theweighthassmallerinfluenceontheamountofthestressonthejointsurface，and10%thatthestressdifferencethattheweightbringsonlyaccountsforthetotalstress.
【Keywords】kneejoint;finiteelement;stress;strain
经过长期的进化过程，人体形成了一个近乎完美的力学结构。由于通常的力学实验手法基本上无法直接应用于人体，对人体力学行为进行有限元数值模拟就成为深化对人体认识的一种有效手段。膝关节是人体最主要也是最重要的关节之一，由于其在临床医学、康复工程、生物机械工程等领域的重要研究价值和应用前景，长期以来吸引了大量生物力学研究者投入对其的研究。膝关节属于滑车球状关节，由股骨远端、胫骨近端及髌骨后面的关节面构成，是人体最复杂的关节。膝关节上下骨端均为松质骨，周围软组织包容少，遭受直接或间接暴力时，极易受到损伤。膝关节负重大，结构复杂且浅，骨杠杆又长，易受损伤，前后或两侧受踢击时均可使韧带、肌腱、半月板、膝关节造成裂伤、脱位，且难治愈。因而运用有限单元法深入进行膝关节的研究成为重要课题，随着认识的深入，必将促进骨科疾病诊断和修复计算机辅助设计的实现，使临床治疗技术跃上新台阶，给骨科临床应用提供科学的理论依据，促进生物力学向更深入、更广泛、更光明的前景发展［1，2］。
1膝关节有限元模型的建立
1.1边界条件设置由于建立完整膝关节解剖模型是一件非常费时且非常复杂的工作，所以本文不考虑有关膝关节肌肉、韧带及半月板的模型。在本文中用边界条件来实现韧带的限制位移功能，来保证关节不产生横向及前后位移，以使关节保持稳定，约束限制情况见图1、2。另外，由于关节液的润滑作用而假设在胫-股接触面上无摩擦，即将胫-股接触面的摩擦忽略。
在正常行走情况下，膝关节约承受人体重量的85.6%［3］。假设人体重为60kg，则膝关节承受的作用力为60kg×9.8N×85.6%=503.33N。膝关节受力则是通过在模型上表面作用面载荷，大小为体重的85.6%，并设载荷变化服从线性规律。
1.2材料特性设置［4~6］人体骨骼材料的性质极为复杂，主要由密质骨和松质骨组成，而其密质骨和松质骨的性质也完全不同，涉及的参数多，模型复杂，计算量大。考虑到膝关节骨骼实际承重部分为松质骨，并且在正常情况下骨骼材料并不产生塑性变形，故本文假设骨骼材料为线弹性材料，其Young’s模量大小为800MPa，泊松比为0.2，剪切模量为300MPa。
1.3接触条件设置本研究旨在考察关节在受力接触后上下关节面上的弹性变形及应力分布状况，所以将关节上下两部分分别做设置，并作为变形体处理。另设人膝关节由胫-股关节咬合接触组成，且胫-股关节咬合接触服从赫茨（Hertz）理论假设，即：胫骨和股骨均为均匀连续、各向同性、线弹性的材料组成；股骨与胫骨咬合接触表面的摩擦力由于关节液的存在而忽略不计，亦即咬合表面是理想光滑的；接触表面的尺寸与两接触体股骨与胫骨的曲率半径相比非常小。另外，增加一个刚体用于支撑胫骨下端［7］。
1.4工况、作业设置及提交一般情况下，人在行走时大约每分钟可走120步，因而每一步时间大约为60/120=0.5s。本研究将时间工况设为0.5s，并使用固定时间步长0.05s，共计10个增量步。
本文采用的模型为3D实体模型，因而分析类型定义设定为3D分析，输出结果为等效VonMises应力和等效弹性应变。单元元素类型为八节点六面体实体元素。完成以上设置后，将作业提交计算机进行分析计算。
2有限元仿真计算
2.1股骨应力、应变分析本文选取VonMises应力作为衡量应力水平的主要指标。VonMises应力是按照第四强度理论定义的一种综合应力，它反映了材料内部各点的平均应力水平，是有限元分析中最客观的指标之一［3］。股骨在与胫骨平台的接触挤压过程中将发生一定量的弹性变形，从而在接触面上产生一定的应力、应变。0.25s（增量步为5）后膝关节股骨下端等效VonMises应力云图见图3。股骨轴向应力云图见图4。后交叉韧带（应力最大点用a表示）及股骨与胫骨接触处（应力最大点用b表示）的VonMises应力随时间变化的曲线如图5和图6。由图3~8可见，产生的应力主要集中在股骨的下端面与胫骨平台接触区及韧带位置处，并且随着时间的增加而不断增大，在时间达到0.25s（即增量步为5）时，应力达到最大值。而且应力不仅集中于表面区域，在内部也有较大的应力产生。而应变的发生位置与应力的情形基本一致，主要集中于股骨的下端面与胫骨平台接触区和韧带位置，并且随着时间增加而不断增大。
图5不同体重a点VonMises应力曲线
Fig5VonMisesStressCurveof
DifferentWeightofNodea
图6不同体重b点VonMises应力曲线
Fig6VonMisesStressCurveof
DifferentWeightofNodeb
图7a点的轴向应力曲线
Fig7Com11ofStressCurveofNodea
图8b点的轴向应力曲线Fig8Com11ofStressCurveofNodeb
另外，从图5及图6可见，在关节接触面上等效VonMises应力随着体重增加而增大，其随时间的变化趋势也基本呈抛物线形状。50kg与60kg及60kg与70kg体重的等效VonMises应力最大值与最小值仅有2MPa左右的差值，约为总应力的10%，可见体重差异并不会导致在关节面上产生较大应力差异。
对于轴向应力来说，其也随着体重的增加而增大，基本呈现线性变化。在关节面上有较大应力产生，最大值与最小值的差异约为1MPa，约占总应力的10%～20%，可见体重对轴向应力有较大影响。另外，在后交叉韧带位置处有较大应力集中产生，并且分布范围也相对较大。股骨轴向应力云图也可以得出上述结论，这也与实际经常发生膝关节损伤的位置相吻合。尤其对于运动员来说，由于运动中有冲击载荷的产生，从而常常导致在胫骨平台及韧带处发生伤害，这也与模拟结果相吻合。
2.2股骨应力、应变分析胫骨平台在与股骨的接触挤压过程中将发生一定量的弹性变形，从而在接触面上产生一定的应力、应变。计算结果如图9~14所示。由图9~10可见，应力主要集中在胫骨平台面与股骨接触区和韧带位置，并且随着时间增加应力、应变不断增大。由图10~14可见（胫骨与股骨接触处应力最大点用c表示，前交叉韧带处应力最大点用d表示），在时间达到0.25s（即增量步为5）时，VonMises应力的大小达到最大值，随着时间的向前推移，应力又开始减小，直至为零。VonMises应力及轴向应力曲线也基本是抛物线形状，最大值与最小值的差异也很小，仅有2MPa左右，约占总应力的10%左右。与股骨相似的是不仅在表面区域有较大的应力产生，而且在内部也有较大的应力产生，在胫骨平台与股骨接触面下七到八个单元的整个高度范围内都有较大的应力产生。这与实际膝关节胫骨骨折的位置相吻合，证明实际运动中由于冲击载荷的存在而在胫骨平台上产生很大的应力集中。
图11c点的VonMises应力随时间变化曲线
Fig11VonMisesStressCurveofNodec
图12c点的轴向应力随时间变化曲线
Fig12Com11ofStressCurveofNodec图13d点的VonMises应力随时间变化曲线
Fig13VonMisesStressCurveofNoded
图14d点的轴向应力随时间变化曲线
Fig14Com11ofStressCurveofNoded
3体重对应力影响的分析
本文采用较为典型的中国人体重50～70kg段来作对比研究，未对更重或更轻的体重进行研究，而重点是研究VonMises应力及等效弹性应变随体重的变化规律。通过计算可以发现，无论是应力还是应变，都会随着体重的增加而增大，变化趋势也基本一致，呈抛物线状，并且最大值都出现在0.25s处。VonMises应力在数值上的差异也并不是很大，顶点处最小值与最大值仅有2MPa左右的差距，约占总应力的10%左右。可见，体重对应力大小差异并不是决定性因素。弹性应变的差异则更不显著，仅有300Pa左右。
4结论
（1）膝关节模型由胫-股关节咬合接触组成，且胫-股关节咬合接触服从赫茨（Hertz）理论假设，即：胫骨和股骨均为连续、各向同性、线弹性的材料组成；接触表面的尺寸与两接触体股骨与胫骨的曲率半径相比非常小。
（2）该模型能较真实的反映出膝关节的解剖结构，忽略半月板等结构有利于减小计算量。
（3）在股骨与胫骨平台接触位置处产生较大应力集中，韧带处同样也产生了较大应力集中，比较符合实际情况。
（4）对不同体重人行走时，在膝关节面上产生的应力分析认为，体重对关节面上应力的大小并不产生较大影响，10kg体重仅带来约2MPa应力差异，只占总应力的10%。（本文图片1~4、9、10见封三）
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[关键词]全膝关节置换术；假体；生物力学；动力学模型
[中图分类号]R687.4[文献标识码]A[文章编号]1673-9701（2013）17-0015-02
全膝关节置换术在全世界每年都在快速地增长，经过几十年的蓬勃发展，取得了很大进展。如今全膝关节置换术成为治疗晚期骨性关节炎、类风湿性关节炎等疾病的最有效的方法，被大多数骨科医生认知，对减轻患者膝关节疼痛和改善膝关节功能有显著的疗效，然而术后出现假体松动、伸屈和负重后出现畸形、疼痛等并发症，已经引起了广大骨科医生足够的重视。选择高质量的假体、设计个体化的假体和制定精确化的手术，成为骨科医生必须解决的问题。本文对近年来人工膝关节手术指征、假体、生物力学模型以及手术方式的演变进行阐述；并结合目前最新发展的技术，对TKA未来发展的方向进行了展望和预测。
1手术指征
迄今为止，TKA的手术适应证仍然没有得到统一。不论是何种类型的关节炎，只要有关节不能耐受的疼痛或者有明显破坏，都可以进行人工关节置换。但必须注意以下几点：①患者年龄>60岁，②体重>80kg，这也不是绝对的，可以根据实际情况作出判断。除此之外，患者生活的质量也是影响手术成败的一个关键因素，如血友病、骨骼发育不全、幼年型类风湿性关节炎常有多关节病变，TKA能很好地解决患者的关节功能受限。
2假体的演变及分类
1969年，最原始的膝关节假体[1]——多中心假体，其最难解决的问题就是术后假体松动。1971年出现的几何学型假体[2]，最大的亮点就是符合生物力学的要求去匹配关节，然而遗憾的是没能够解决假体松动的难题。1973年，Insall开创了人工膝关节发展的巅峰时刻，研制了全髁型假体，后来还改进并开发了旋转平台假体。接着Insall又发明了后方稳定型的假体，这是人类史上最能满足患者需要的膝关节假体之一。但是依然不能很好地避免术后假体的磨损、松动情况发生。
按固定方式可分为骨水泥型、非骨水泥型；按置换范围可分为单髁型、全髁型；按活动范围分为固定型、旋转平台型；按限制程度又分为限制型、非限制型。尽管有庞大的假体系统供我们选择，根据患者自身条件选择最合适类型的假体，直接关系到手术效果。相对于膝关节表面置换术，单髁关节置换术对病变间室进行表面置换，适用于单间室骨关节炎，内侧髁进行置换已经发展成熟，但外侧髁置换罕见报道。UKA的早期因假体设计、病例选择、手术技术等问题，失败率较高。Riddle等[3]报道美国UKA置换数量逐年明显增加。目前以骨水泥固定型人工关节居多；只要很好地把握手术指征、熟练掌握关节置换的技能，也会得到显著的疗效[4，5]。而生物型固定型假体的制造原理是通过骨与假体之间的紧密贴附达到稳固的作用。但是这种假体对骨骼质量、术者操作能力的要求高，而且术后恢复功能的时间长。限制性假体主要指铰链式假体，术后膝关节只能在某一平面运动内活动，容易发生假体与骨水泥和骨组织之间应力分布高，从而出现假体松动[6]，现在很少用在初次TKA的患者上，但是对于二次翻修术、骨肿瘤术后的关节的重建、严重的关节不稳等患者[7，8]有显著疗效。临床上常用的非限制型假体有三大类：后方稳定型假体、侧副韧带稳定型假体、保留后交叉韧带型假体。针对人TKA中是否需要保存后十字韧带，目前还有很多的工作需要进行。Wang等[9]进行了一系列研究发现临床效果并没有显著的提高。认为后交叉保留型假体没有破坏后交叉韧带，膝关节在屈曲的时候，股骨会向后方移动，从而增加了膝关节的活动度，而周围的韧带能把运动产生的应力抵消，使接触力明显下降[10]。因此，要最大程度地维持膝关节的稳定，降低假体-骨水泥-骨组织界面应力，后十字韧带必须保留；而不保留后十字韧带的后方稳定型假体的研制是为了增加稳定性、减少假体间应力。通常不保留后叉韧带的后方稳定型假体[11]首选严重畸形及后叉韧带有缺损的患者。
3膝关节生物力学模型
3.1物理模型
膝关节物理模型是将膝关节运动机制概括为四连杆的模型[12]。有学者认为膝关节是由十字韧带和股、胫骨在矢状面上构成的四连杆结构。胫骨平台与股骨髁接触的状态下，十字韧带的拉伸不明显[13]。十字韧带的长度及其在股骨、胫骨上的附着位置计算可以得到其形态。因此膝关节物理模型可以简化成以十字韧带为核心的股胫关节二维模型[14]。还有些学者建立了三维的四连杆股胫关节模型[15]，并对股骨、胫骨的位置进行了基本的描述。
3.2解剖模型
膝关节解剖学模型的建立必须先完成其几何解剖模型。Perie等利用MRI、袁平等利用计算机分别以标本和人体膝关节为核心建立了几何模型[16，17]。张文等[18]以实体膝关节为研究对象，把原始数据都导入ANSYS软件计算三维有限元模型，并对模型以及膝关节的受力情况进行了分析。Silvia根据MRI扫描得到的dicom数据利用计算机处理得到了下肢的骨肌三维模型[19]。最典型的是潘哲尔等[20]模拟的三维有限元模型能够真实地模拟膝关节的力学特性。目前，对于膝关节软骨和半月板几何模型的建立也有零星报道。但是没有一个确实依据证实其准确性。
3.3运动学模型
Hefzy等[21]将解剖模型分为运动学模型和动力学模型，描述了运动学模型并建立膝关节的各个运动学参数之间的内在联系，但并未将这些运动学参数与负荷的大小相联系。Hartfel等[22]将螺旋轴的问题扩展到三维立体空间上。证实了两个物体运动时，两个直纹曲面是由于螺旋轴位置的连续性改变形成的。然而不足的是，Hartfel等应用的数据不能构建出精确的螺旋轴曲面模型。构建膝关节精确的螺旋轴曲面模型还有很多工作需要进行。
4膝关节置换手术方式的发展
TKA的远期疗效关键因素是恢复精确的下肢力线，这就涉及到术中精确截骨和软组织的平衡。通过文献分析得出以下结论：术后恢复的下肢力线应控制在冠状面上膝内外翻3°以内；假体的安置应控制股骨髁假体应相对于后髁轴线外旋3°～6°，并平行于STEA。传统的TKA通常是用手工定位截骨，术者仅凭肉眼和手感辅以术中X线片来判断假体安置时下肢力线和软组织平衡等情况，必然会影响截骨的精确度，即使是经验丰富的关节外科医生，也会出现>3°的下肢力线不良等结果，以及旋转定位与关节稳定等问题，术中必然会出现难以估量的因素。因此，传统TKA的精确度一直是手术医生最棘手的问题。迄今为止，诞生了一些手术装置，但由于膝关节的特殊性，尤其是患者伴有膝关节严重畸形，给精确的定位和截骨、假体的选择和安置带来了重重困难。为了获得良好的膝关节置换效果，计算机辅助人工膝关节置换手术系统应运而生，从1993年格勒诺布尔着手计算机辅助人工膝关节置换手术系统的研制，于1997年计算机导航TKA系统开始在临床使用，目的是解决手术医生困惑已久的难题，达到理想的手术疗效[23]。计算机辅助膝关节置换手术系统对置换的膝关节在屈伸过程中的等距间隙和韧带平衡稳定有独特的控制能力。计算机导航手术系统在术中可以密切观察，能够精确地控制软组织平衡，而且能获得膝内外翻3°范围内的精确的下肢力线和屈伸膝关节的间隙平衡。
5展望
人工膝关节经过几十年的发展，在基础研究、假体设计、生物力学以及手术技术等方面均取得了卓越的成就。但是随着科学技术的不断发展，设计出个性化假体、提高假体的使用寿命和提高术后的功能、减轻手术创伤和提高手术精确度，数字化医学将是今后努力的方向，也必将会对骨科学带来革命性的变化。
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【关键词】胫骨内侧平台骨折有限元分析
合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折是一种较严重的平台骨折，发生率约占胫骨平台骨折的10％［1］。这种骨折不仅在内侧平台有较大的骨折块，还有外侧平台、髁间棘的骨折以及韧带松弛而合并膝关节的半脱位，往往需手术治疗。但是手术复位固定较困难，目前已有很多固定方法，如内侧双钢板(MDP)、双侧双钢板(BDP)、外侧锁定钢板+拉力螺钉(LLP)、内侧T型单钢板+拉力螺钉（MSP）等，哪种方法更好仍在不断的实践和研究中。Jiang等［1］用生物力学测定的方法比较了以上4种不同内固定方法的稳定性，认为MDP最可靠，LLP最差。本研究采用有限元分析方法比较了这4种内固定方法的稳定性。
1材料和方法
1.1材料
1.1.1胫骨Synbone人工骨，型号1118，瑞士Synthes医疗器械有限公司。
1.1.2内固定器材4.5系统不锈钢“T”型支撑钢板及螺钉及3.5系统钛合金有限接触动力加压钢板（LC-DCP）、螺钉，武进医疗器械公司。微创内固定系统（LISS），瑞士Synthes医疗器械有限公司。
1.1.3三维有限元模型建立的硬件设备及软件条件DELLPRESIONTTM650工作站。医学影像控制系统Mimics10.0（Materiaise′sInteractiveMedicalImageControlSystem，UK)；有限元分析软件ANSYS10.0；计算机辅助设计软件Pro/Engineer2001；绘图软件AutoCAD14.0、3DMAX6.0、CINEMA4D9.0；图像处理软件Photoshop10.0。
1.2方法
1.2.1有限元模型的重建对一完整的Synbone人工骨的胫骨（型号1118）进行CT（西门子CT扫描机）断层成像。在CT成像过程中，将扫描对象置于扫描视野中心，保持纵轴方向不动，扫描条件为：140kV，320mA，层厚1mm。扫描范围从胫骨平台到胫骨远端1/3，得到CT图片，在Mimics中转化为数字信号，处理后生成合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折三维CAD模型并输出，见图1。
图1合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折
三维CAD模型多视角截图
1.2.24种内固定后模型的三维重建以绘图软件AutoCAD、3DMAX、CINEMA4D等重建内固定物，外形尺寸数据由内固定物的生产商（瑞士Synthes医疗器械有限公司，江苏武进医疗器械公司）提供。将上一步的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折的三维CAD模型导入Pro/Engineer2001中，将两部分按实际相对位置和尺寸比例相结合，螺钉在胫骨内部的部分也完全按原比例结合，最终生成三维CAD模型，储存时的几何精度与第一步的三维重建模型相同，以确保不损失数据。
1.2.34种内固定方法生物力学性能的ANSYS分析
1.2.3.1网格划分将上一步最终生成的CAD模型导入ANSYS软件，采用ANSYS前处理系统，胫骨选择SOLID98号单元，钢板采用PLANE42号单元，螺钉采用LINK8号单元，划分网格，高应力区自动网格加密处理，获得合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折不同固定方法的有限元模型。
1.2.3.2接触条件骨骼视为正交各向同性材料，其他所有材料均为弹性材料。拉力螺钉在胫骨平台及胫骨干内为完全固定，摩擦系数为0.3，骨折界面摩擦系数亦为0.3，微创内固定系统（LISS）钢板与螺钉间为刚性连接。
1.2.3.3载荷及边界条件将固定后的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折三维有限元模型远端固支，即远端各节点在X、Y、Z轴上的位移为0。以500、1000、1500N的纵向静载荷分别进行加载。
1.2.3.4生物力学性能分析对不同固定方法固定后的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折有限元模型分析胫骨近端的应力分布，得出最大应力值。
2结果
2.1应力分布各模型加载500、1000、1500N后胫骨近端的应力图见图2，最大应力值及其集中部位见表1。从这些结果可以看出，4种固定方法固定后的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折最大应力分布区域均位于内侧骨折块内。
2.2应力值4种固定方法的最大应力值在不同载荷强度下均依次为LLP＞MSP＞BDP＞MDP，LLP固定的最大应力值是其他3种固定方法的2.8～6.3倍。
3讨论
合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折多由高能量的内翻应力和轴向应力所致，骨折累及包括部分外侧平台、髁间棘及整个内侧平台在内的大块区域，通常都伴有一个较大的内侧或后内侧的“关键骨块”［1］。由于前后交叉韧带的附着点分别位于髁间棘偏内及后方，因此虽然此型骨折中股骨髁与内侧平台骨块相互关系仍可保持一致，但外侧平台可因失去了交叉韧带的控制而向外上方移位，导致膝关节半脱位。这种骨折非常不稳定，预后也较其他类型的平台骨折差［1-2］。其原因不仅包括骨折时较多的软组织合并伤，也很大程度上与这种骨折的复位固定较难、术后并发症较多有关［3］。这种骨折的处理较难，手术要恢复骨与关节正确的解剖关系，并给予可靠的固定，以利于膝关节早期活动。虽然文献报道有多种治疗方法可供选择，但钢板内固定仍是最有效的治疗方法［1］。
转贴于目前临床上最常用的方法是通过髌旁内侧入路使用支撑钢板结合前后位拉力螺钉固定，这种方法虽然可经单一切口完成骨折固定，但是其对于后内侧骨块的复位及固定均有一定难度。由于膝关节屈曲时平台后内侧的剪切应力较大，如果这些骨块复位不佳或固定不稳均容易导致内侧股骨髁向后下方半脱位，将严重影响膝关节的功能［2］。为了解决这些问题，可采用内外侧双切口联合入路的方法。由于人体正常步态周期中膝关节应力的60％～75％由内侧平台承载，加之下肢的解剖轴线及机械轴线均位于膝关节内侧方，因此内侧平台骨折的移位趋势主要是内翻下沉移位。根据这一特点，内侧双钢板技术被应用于合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折的治疗。这项技术仍然使用后内侧切口防滑钢板对后内侧骨块进行复位固定，同时为了增加对内侧干骺端的支撑，更有效地对抗内翻及轴向应力，将以往外侧的支撑钢板应用于前内侧［1］。此外LISS由于钢板与螺钉锁定后具有角稳定性，因而可以防止干骺端骨折或累及胫骨内侧髁骨折后的内翻塌陷。
本研究中4种方法固定后胫骨近端的应力分布结果表明：MDP固定后的应力最小，其后依次为BDP与MSP，而LLP固定的应力最高。根据骨折固定的生物力学原理，作用在胫骨平台上的应力主要由刚度较高的内固定物承担。MDP和BDP固定中2块钢板在不同平面上对内侧骨折块进行固定，在这种双柱固定方式中，应力可以通过2块钢板和较多的螺钉均匀分散，从而大大减少了应力集中。MSP固定时内侧应力的传递主要有2种途径：一是经钢板跨过干骺端传递至胫骨干，二是通过螺钉将应力传递至外侧平台及外侧干骺端。由于其应力仅由1块钢板及相对较少的螺钉承担，因此每一承载单元的应力明显高于MDP和BDP2种双柱固定方法。而LLP固定时内侧应力大部分是经过作用在内侧平台的锁定螺钉及拉力螺钉传递至外侧平台及外侧干骺端，小部分经由骨折接触面传递至胫骨干，由于其承载部位更为有限，因此每一承载单元的应力极高。这种高应力必然导致骨折端的高应变，从骨折愈合角度来讲，这种高应变不利于骨折局部骨痂的生长。本研究中选用的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折模型仅是一种相对理想化的模型，临床上此型骨折还可能伴有干骺端的粉碎和后内侧的劈裂等，这些病理变化又加重了骨折端的不稳定。通过有限元分析的结果可以看到，LLP固定由于承载部位有限而导致应力较高，因而从生物力学角度看，并不适用于合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折；在局部软组织允许的条件下，MDP固定是治疗合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折较理想的固定方法。
有限元分析是一种新兴的虚拟现实技术，在医学研究中应用的可靠性已得到公认［5］，近年来，有限元分析方法开始越来越多的被用于骨折内外固定方法的生物力学评价中［1，6］，为临床选择有效的固定方法提供了实验依据。
本研究中三维有限元模型的建立采用CT扫描技术，通过对Synbone人工骨结构的扫描，利用ANSYS软件重建胫骨近端的有限元模型，在此基础上制备的合并膝关节脱位的胫骨内侧平台骨折三维有限元模型进行生物力学数据分析。由于这种人工骨是完全按照人体骨的形态结构制备的，因此其扫描后骨的组织结构和构成比例也与人体骨相似，赋予人体骨的特性参数后完全符合实验需要。
由于腓骨对应力分散作用的影响较小，仅占4.6%左右［1］，因此在分析中我们忽略了腓骨的作用。膝关节在正常生理活动中要承受弯曲、扭转、剪切、压缩等不同类型的复杂应力，其在不同步态周期及运动状态下力的作用类型与大小又有很大差异，但垂直压缩应力是导致骨折块移位及内固定失效的最主要成分，因此实验中我们仅对胫骨平台施加了垂直方向的静载荷，以观察不同固定方法固定后胫骨近端的应力分布情况，不同步态周期及运动状态下的作用结果还有待进一步的研究。
参考文献
［1］JiangR，LuoCF，ZengBF.Biomechanicalevaluationofdifferentfixationmethodsforfracturedislocationinvolvingtheproximaltibia［J］.ClinBiomech(Bristol，Avon)，2008，May15.［Epubaheadofprint］［2］PapagelopoulosPJ，PartsinevelosAA，ThemistocleousGS，etal.Complicationsaftertibiaplateaufracturesurgery［J］.Injury，2006，7(6):475-484.
［3］LuoCF，JiangR.Medialdouble-platingforfracturedislocationsinvolvingtheproximaltibia［J］.Knee，2006，13(5):389-394.
［4］罗从风，姜锐，周曼瑜，等.胫骨内侧平台骨折手术治疗失败的原因分析［J］.中华创伤骨科杂志，2006，8(7):642-646.
［5］GeorgiadisGM.Combinedanteriorandposteriorapproachesforcomplextibialplateaufractures［J］.JBoneJointSurgBr，1994，76(2):285-289.