骨折轴向分级加压骨电位变化的实验研究
作者：张 益 刘 林 舒胜文 李自力 钟国成
单位：(张 益,刘 林,舒胜文,李自力)100081 北京医科大学口腔医学院口腔颌面外科,(钟国成) 清华大学工程力学系
关键词：骨折；加压固定；骨电位；应力
华西口腔医学杂志990106 摘要 目的:验证骨折加压固定状态下,骨愈合过程中是否存在力-电效应促进骨生成的作用机制。方法:用18根新鲜离体湿骨(均分3组)形成人工骨折,作附设张力带的分级加压固定,3组轴向压力分别为98.62±19.74 N,137.93±8.13 N,169.20±11.33 N。参照Friedenberg和Brighton的骨电位测量系统,测定加压前与加压后最大压力时骨折线两侧相对参比点(ac,bc)以及骨折线同侧(ab)的骨电位。结果:加压固定前后骨电位以及不同级量加压的骨电位变化无显著性差异(P>0.05)。结论:初步认为“力电效应”不存在于加压固定引起骨折Ⅰ期愈合的作用机制中。
, 百拇医药
An Experimental Study on Bone Potentials at Fracture Site with
Axial Interfragmental Gradient Compression
Zhang Yi, Liu Lin, Shu Shengwen, et al
Department of Oral and Maxillofacial Surgery,College of Stomatology, Beijing University of Medical Sciences
Zhong Guocheng
Department of Engineering and Mechanics, Tsinghua University
, 百拇医药
Abstract Objective:To evaluate the mechanism of stress generated potentials in compressive fixation leading to the primary healing. Methods: Eighteen fresh sheep tibiae were divided equally into three groups, and all specimen were fractured artificially and imposed “prestressing” at fracture sites with tension device and plate, meanwhile stainless wire tension band was used in the place opposite to plate. The interfragmental pressue was exerted when applied plates, which were 98.62±19.74 N, 137.93±8.13 N and 169.20±11.33 N. Bone potentials at fracture sites were recorded with reference to the potential mensurement system by Friedenberg and Brighton (1966). Results: There was no significant statistical defference in bone potentials when made comparison between before and after compression fixation in each group and among groups of different axial interfragmental gradient compressions. Conclusion: The mechanism of stress generated potentials may not exist in primary healing with compressive fixation.
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Key words: bone fracture compressive fixation bone potential stress
轴向加压固定使骨折以模造式修复方式产生Ⅰ期骨愈合已被众多实验所证实[1],然而其发生机制尚未得到全面认识。加压可以使骨愈合桥缩短到最小距离,并通过增加骨折断面摩擦力维系骨折“绝对稳定”是广泛认同的机制[2],而加压固定骨断面的预压应力是否可以通过力-电效应促进成骨则是一个有待证实的问题。
1 材料和方法
1.1 样本
羊胫骨18根,分3组,每组6根。骨样本新鲜离体后即刻置于生理盐水中,放在冷冻箱(-25℃)中保存。实验前取出于室温下自然解冻,截取中段1/3,约100 mm长,去除骨髓,内置饱和生理盐水纱布。选相对平整面再磨平,用线锯在靠离心端1/3处作横断人工骨折,磨平断面待用。
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1.2 加压和应变监测装置
钛(TiA2)四孔接骨板横截面积7 mm×1.5 mm。以相同材料制备抗压强度标准试件,在DCS-5000材料力学实验机(日本岛京)上按GB7314-84程序操作。在弹性限度内取ΔL=0.021,F=7350 N,求得钛板的压缩弹性模量为20.8×103 MPa。加压器为小型Muller加压器作接头改良,用L316不锈钢制成。接骨板与加压器的连接见图1。旋动加压螺栓,通过接骨板在应变仪监测下进行可控制性分级轴向加压。
图1 加压装置 旋转加压螺栓,驱动滑行板向固位板移动,带动接骨板对骨折实施加压,平衡杆可以控制加压轴向,压力级量可以通过应变仪定量监控
应变监测选用YJ-25静态电阻应变仪(华东电子仪器厂生产),误差约小于0.002 μm,灵敏系数0.2。在每个接骨板中心区垂直排列粘贴两片电阻应变片(每片平面面积1 mm2),与电桥盒作半桥式连接,并接通应变仪。监测前,仪器先预热30分钟,调准基零平衡和零位测量点,待用。
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1.3 骨电位测定装置
骨电位测定仪为SIXING-DMM2650
位数字多用表(上海嘉龙教学仪器厂生产),选200 mV直流电压档,精度±0.04%读数和±0.02%满度,分辨力10 μV,输入阻抗大于1000 MΩ。测定系统参照Friedenberg和Brighton(1966)的实验设计[3],见图2。
图2 骨电位测量装置(参照Friedenberg和Brighton实验设计)
1.4 分级加压和应变监测
加压固定前,先用4根直径为0.25 mm钢丝作“=”形拴结,起张力带作用。然后,按A、B、C 3组分别以600με,800με,1000με 3种级量标准进行加压,待数据飘移稳定时,记录应变读数作为最大应变值。每组6个样本取平均值,根据公式σ=ε.E/1+γ),求解应变片区应力;接骨板断面总压力=应变片区单位应力×接骨板横截面积。由此得出A、B、C 3组轴向压力分别为98.62±19.74 N,137.93±8.13 N,169.20±11.33 N。
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1.5 骨电位测定
按图2所示设定a、b、c 3个电位测定点,测定加压前和加压后最大应变时骨折线同侧(ab)以及骨折线一侧相对参比点(ac、bc)的骨电位。骨电位测定前先将棉丝电极探头对接,记录基础电位。各样本电位数据重复测定5次,取平均值,再减去基础电位作为骨电位终值。最后作统计分析。
2 结 果
2.1 组内比较
骨折线两侧及骨折线同侧相对参比点在加压前、后最大压力时的骨电位变化无显著性差异,3种不同级量加压均显示同样结果(表1～3)。
表1 98.62±19.74 N轴向加压前后骨电位变化 (
,mV) 项目
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ac
ab
bc
加压前
10.42±20.62
7.33±10.64
4.18±11.02
加压后
10.29±15.04
4.84± 6.11
6.73±17.41
P
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>0.5
>0.2
>0.5
表2 137.93±8.13 N轴向加压前后骨电位变化 (,mV) 项目
ac
ab
bc
加压前
6.34±14.83
5.74±14.56
1.26±1.49
, 百拇医药
加压后
7.78±15.15
6.39±13.04
2.11±3.02
P
>0.5
>0.5
>0.2
表3 169.20±11.33 N轴向加压前后骨电位变化 (,mV) 项目
ac
ab
, http://www.100md.com
bc
加压前
7.78±12.55
3.24±6.32
4.94±10.16
加压后
8.86±15.88
3.17±6.71
5.52±12.76
P
>0.5
>0.5
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>0.5
2.2 组间比较
骨折线两侧以及骨折线同侧相对参比点在加压前与加压后最大压力时的骨电位变化,3组间无显著性差异(表4)。表4 3组不同级量轴向加压后骨电位比较(P值) 项目
ac
ab
bc
AB组间
>0.5
>0.5
>0.05
AC组间
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>0.5
>0.2
>0.5
BC组间
>0.5
>0.2
>0.05
3 讨 论
早期研究证实[4]施加于骨组织的外力负载,一部分转化为机械能,另一部分转化为电能,压应力产生的电效应具有刺激成骨作用。在加压固定导致骨折Ⅰ期愈合的作用机制中,轴向压力除了通过加大骨断面摩擦力,增强固定稳定性外,是否也存在力-电效应促进骨折愈合是一个有待确定的问题。对此尚未见到针对性研究报告。
, 百拇医药
Bassett等和Dwyer等[5,6]的研究发现:压力在骨内产生的应变(stress generated potentials,SGPs)一旦达到高峰,将迅速衰减。Lanyon等[7]的实验显示:间断性张力和压力交替负载比持续性张力或压力单一负载更具有促进成骨能力,原因在于前者可以引发交变电位。加压固定对骨施加的是一种持续性静压力。初始压力在短期内可以衰减约16%,余量压力将持续存在于骨折断面,直到愈合完成[8]。本文实验企图捕捉最大应力时的骨电位,而所测得的电位实际上可能已经发生衰减,因此各组加压前后骨电位均无显著差异,但至少说明这种压力不能在骨断面产生持久电位。McDonald等[9]认为:获得性负载与SGPs呈非线型关系,骨电位峰值不随负载增加而无限增大,对骨逐级施加负载达250 g,骨内产生120 με微应变,SGPs峰值为2.2 mV。本文实验对骨施加3个级量的轴向压力负载,相应产生的骨电位间并无显著性差异,骨电位波动在25 mV以内,结论与McDonald等[9]的观点相近。如此小的应力性骨电位是很难有效促进高阻抗骨成骨,进而实质性改变骨折愈合模式的。
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现有研究[10]认为SGPs源于两种途径:①压电效应,由作用于定向排列的胶原纤维的剪切力产生;②流动电位,由作用于微孔液体的分级压力产生。本文实验采用新鲜离体湿骨作样本,尽管骨内液体成分有别于活体骨,但仍可视为具备压电效应和流动电位产生的条件。实验中,骨电位数据离散度较大可能与电位测定系统的操作灵敏性有关。因此,实验结论只能初步判定加压固定中不存在通过力-电效应促进骨愈合的作用机制。本课题为国家自然科学基金资助项目(编号 39300147)
参考文献
1 Kruger E, Schilli W. Oral and Maxillofacial Traumatology. Chicago: Quintessence Publishing Co. Inc, 1982:139～143
2 Methog RH. Maxillofacial Trauma. Chicago: Williams and Wilkiins, 1984:162～176
, http://www.100md.com
3 Friedenberg ZB, Brighton CT. Bioelectricity and fracture healing. Plast Reconstr Surg, 1981, 68(3):435～443
4 Starkwbaum M, Korostoff E. Microelectrode sdudies of stress generated potentials in four-point bending of bone. J Biomed Mater Res, 1979, 13(13):729～751
5 Bassett RD, Becker RO. Generation of electric potentials by bone in response to mechanical stress. Science (New York),1962, 137(3535):1063～1064
, 百拇医药
6 Dwyer N, Matthews B. The electrical response to stress in dries, recently excised and, living bone. Injury, 1970, 1(7):279～284
7 Lanyon LE, Rubin CT. Static vs dynamic loads as an influence in bone remodelling. J Biomech, 1984, 17(12):897～905
8 Spiessl B. Internal fation of mandible-A manual of AO/ASIF principles. Berlin: Springer-Verlag, 1989:38～40
9 McDonald F, Houston WJB. An in vivo assessment of muscular activity and the importance of electrical phenomena in bone remodelling. J Anat, 1990, 172(5):165～175
10 Noguchi K. Study on dynamic callus and electric callus. J Jpn Orthop Assoc, 1957, 31(11):643～651
(1997-06-11收稿), http://www.100md.com
单位：(张 益,刘 林,舒胜文,李自力)100081 北京医科大学口腔医学院口腔颌面外科,(钟国成) 清华大学工程力学系
关键词：骨折；加压固定；骨电位；应力
华西口腔医学杂志990106 摘要 目的:验证骨折加压固定状态下,骨愈合过程中是否存在力-电效应促进骨生成的作用机制。方法:用18根新鲜离体湿骨(均分3组)形成人工骨折,作附设张力带的分级加压固定,3组轴向压力分别为98.62±19.74 N,137.93±8.13 N,169.20±11.33 N。参照Friedenberg和Brighton的骨电位测量系统,测定加压前与加压后最大压力时骨折线两侧相对参比点(ac,bc)以及骨折线同侧(ab)的骨电位。结果:加压固定前后骨电位以及不同级量加压的骨电位变化无显著性差异(P>0.05)。结论:初步认为“力电效应”不存在于加压固定引起骨折Ⅰ期愈合的作用机制中。
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An Experimental Study on Bone Potentials at Fracture Site with
Axial Interfragmental Gradient Compression
Zhang Yi, Liu Lin, Shu Shengwen, et al
Department of Oral and Maxillofacial Surgery,College of Stomatology, Beijing University of Medical Sciences
Zhong Guocheng
Department of Engineering and Mechanics, Tsinghua University
, 百拇医药
Abstract Objective:To evaluate the mechanism of stress generated potentials in compressive fixation leading to the primary healing. Methods: Eighteen fresh sheep tibiae were divided equally into three groups, and all specimen were fractured artificially and imposed “prestressing” at fracture sites with tension device and plate, meanwhile stainless wire tension band was used in the place opposite to plate. The interfragmental pressue was exerted when applied plates, which were 98.62±19.74 N, 137.93±8.13 N and 169.20±11.33 N. Bone potentials at fracture sites were recorded with reference to the potential mensurement system by Friedenberg and Brighton (1966). Results: There was no significant statistical defference in bone potentials when made comparison between before and after compression fixation in each group and among groups of different axial interfragmental gradient compressions. Conclusion: The mechanism of stress generated potentials may not exist in primary healing with compressive fixation.
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Key words: bone fracture compressive fixation bone potential stress
轴向加压固定使骨折以模造式修复方式产生Ⅰ期骨愈合已被众多实验所证实[1],然而其发生机制尚未得到全面认识。加压可以使骨愈合桥缩短到最小距离,并通过增加骨折断面摩擦力维系骨折“绝对稳定”是广泛认同的机制[2],而加压固定骨断面的预压应力是否可以通过力-电效应促进成骨则是一个有待证实的问题。
1 材料和方法
1.1 样本
羊胫骨18根,分3组,每组6根。骨样本新鲜离体后即刻置于生理盐水中,放在冷冻箱(-25℃)中保存。实验前取出于室温下自然解冻,截取中段1/3,约100 mm长,去除骨髓,内置饱和生理盐水纱布。选相对平整面再磨平,用线锯在靠离心端1/3处作横断人工骨折,磨平断面待用。
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1.2 加压和应变监测装置
钛(TiA2)四孔接骨板横截面积7 mm×1.5 mm。以相同材料制备抗压强度标准试件,在DCS-5000材料力学实验机(日本岛京)上按GB7314-84程序操作。在弹性限度内取ΔL=0.021,F=7350 N,求得钛板的压缩弹性模量为20.8×103 MPa。加压器为小型Muller加压器作接头改良,用L316不锈钢制成。接骨板与加压器的连接见图1。旋动加压螺栓,通过接骨板在应变仪监测下进行可控制性分级轴向加压。
图1 加压装置 旋转加压螺栓,驱动滑行板向固位板移动,带动接骨板对骨折实施加压,平衡杆可以控制加压轴向,压力级量可以通过应变仪定量监控
应变监测选用YJ-25静态电阻应变仪(华东电子仪器厂生产),误差约小于0.002 μm,灵敏系数0.2。在每个接骨板中心区垂直排列粘贴两片电阻应变片(每片平面面积1 mm2),与电桥盒作半桥式连接,并接通应变仪。监测前,仪器先预热30分钟,调准基零平衡和零位测量点,待用。
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1.3 骨电位测定装置
骨电位测定仪为SIXING-DMM2650
位数字多用表(上海嘉龙教学仪器厂生产),选200 mV直流电压档,精度±0.04%读数和±0.02%满度,分辨力10 μV,输入阻抗大于1000 MΩ。测定系统参照Friedenberg和Brighton(1966)的实验设计[3],见图2。图2 骨电位测量装置(参照Friedenberg和Brighton实验设计)
1.4 分级加压和应变监测
加压固定前,先用4根直径为0.25 mm钢丝作“=”形拴结,起张力带作用。然后,按A、B、C 3组分别以600με,800με,1000με 3种级量标准进行加压,待数据飘移稳定时,记录应变读数作为最大应变值。每组6个样本取平均值,根据公式σ=ε.E/1+γ),求解应变片区应力;接骨板断面总压力=应变片区单位应力×接骨板横截面积。由此得出A、B、C 3组轴向压力分别为98.62±19.74 N,137.93±8.13 N,169.20±11.33 N。
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1.5 骨电位测定
按图2所示设定a、b、c 3个电位测定点,测定加压前和加压后最大应变时骨折线同侧(ab)以及骨折线一侧相对参比点(ac、bc)的骨电位。骨电位测定前先将棉丝电极探头对接,记录基础电位。各样本电位数据重复测定5次,取平均值,再减去基础电位作为骨电位终值。最后作统计分析。
2 结 果
2.1 组内比较
骨折线两侧及骨折线同侧相对参比点在加压前、后最大压力时的骨电位变化无显著性差异,3种不同级量加压均显示同样结果(表1～3)。
表1 98.62±19.74 N轴向加压前后骨电位变化 (
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ac
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加压前
10.42±20.62
7.33±10.64
4.18±11.02
加压后
10.29±15.04
4.84± 6.11
6.73±17.41
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表2 137.93±8.13 N轴向加压前后骨电位变化 (
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6.34±14.83
5.74±14.56
1.26±1.49
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7.78±15.15
6.39±13.04
2.11±3.02
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表3 169.20±11.33 N轴向加压前后骨电位变化 (
,mV) 项目ac
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加压前
7.78±12.55
3.24±6.32
4.94±10.16
加压后
8.86±15.88
3.17±6.71
5.52±12.76
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2.2 组间比较
骨折线两侧以及骨折线同侧相对参比点在加压前与加压后最大压力时的骨电位变化,3组间无显著性差异(表4)。表4 3组不同级量轴向加压后骨电位比较(P值) 项目
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AB组间
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早期研究证实[4]施加于骨组织的外力负载,一部分转化为机械能,另一部分转化为电能,压应力产生的电效应具有刺激成骨作用。在加压固定导致骨折Ⅰ期愈合的作用机制中,轴向压力除了通过加大骨断面摩擦力,增强固定稳定性外,是否也存在力-电效应促进骨折愈合是一个有待确定的问题。对此尚未见到针对性研究报告。
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Bassett等和Dwyer等[5,6]的研究发现:压力在骨内产生的应变(stress generated potentials,SGPs)一旦达到高峰,将迅速衰减。Lanyon等[7]的实验显示:间断性张力和压力交替负载比持续性张力或压力单一负载更具有促进成骨能力,原因在于前者可以引发交变电位。加压固定对骨施加的是一种持续性静压力。初始压力在短期内可以衰减约16%,余量压力将持续存在于骨折断面,直到愈合完成[8]。本文实验企图捕捉最大应力时的骨电位,而所测得的电位实际上可能已经发生衰减,因此各组加压前后骨电位均无显著差异,但至少说明这种压力不能在骨断面产生持久电位。McDonald等[9]认为:获得性负载与SGPs呈非线型关系,骨电位峰值不随负载增加而无限增大,对骨逐级施加负载达250 g,骨内产生120 με微应变,SGPs峰值为2.2 mV。本文实验对骨施加3个级量的轴向压力负载,相应产生的骨电位间并无显著性差异,骨电位波动在25 mV以内,结论与McDonald等[9]的观点相近。如此小的应力性骨电位是很难有效促进高阻抗骨成骨,进而实质性改变骨折愈合模式的。
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现有研究[10]认为SGPs源于两种途径:①压电效应,由作用于定向排列的胶原纤维的剪切力产生;②流动电位,由作用于微孔液体的分级压力产生。本文实验采用新鲜离体湿骨作样本,尽管骨内液体成分有别于活体骨,但仍可视为具备压电效应和流动电位产生的条件。实验中,骨电位数据离散度较大可能与电位测定系统的操作灵敏性有关。因此,实验结论只能初步判定加压固定中不存在通过力-电效应促进骨愈合的作用机制。本课题为国家自然科学基金资助项目(编号 39300147)
参考文献
1 Kruger E, Schilli W. Oral and Maxillofacial Traumatology. Chicago: Quintessence Publishing Co. Inc, 1982:139～143
2 Methog RH. Maxillofacial Trauma. Chicago: Williams and Wilkiins, 1984:162～176
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3 Friedenberg ZB, Brighton CT. Bioelectricity and fracture healing. Plast Reconstr Surg, 1981, 68(3):435～443
4 Starkwbaum M, Korostoff E. Microelectrode sdudies of stress generated potentials in four-point bending of bone. J Biomed Mater Res, 1979, 13(13):729～751
5 Bassett RD, Becker RO. Generation of electric potentials by bone in response to mechanical stress. Science (New York),1962, 137(3535):1063～1064
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6 Dwyer N, Matthews B. The electrical response to stress in dries, recently excised and, living bone. Injury, 1970, 1(7):279～284
7 Lanyon LE, Rubin CT. Static vs dynamic loads as an influence in bone remodelling. J Biomech, 1984, 17(12):897～905
8 Spiessl B. Internal fation of mandible-A manual of AO/ASIF principles. Berlin: Springer-Verlag, 1989:38～40
9 McDonald F, Houston WJB. An in vivo assessment of muscular activity and the importance of electrical phenomena in bone remodelling. J Anat, 1990, 172(5):165～175
10 Noguchi K. Study on dynamic callus and electric callus. J Jpn Orthop Assoc, 1957, 31(11):643～651
(1997-06-11收稿), http://www.100md.com