下頜骨骨折：二維與三維堅強內固定生物力學的有限元剖析與臨床啟示一、引言1.1研究背景與意義下頜骨作為面部最大、最堅實的骨骼，在維持面部形態、咀嚼、語言及吞咽等生理功能中發揮著關鍵作用。然而，由于其位置突出且結構特殊，在日常生活中極易受到暴力撞擊，從而導致骨折。下頜骨骨折是一種常見的創傷性顱面部損傷，在口腔頜面外科創傷中占據較高比例，據相關統計數據顯示，約占頜面骨折的30%-60%。其常見的致傷原因包括交通事故、工傷事故、暴力斗毆、運動損傷等。不同類型的外力作用可導致不同部位和類型的下頜骨骨折，常見的骨折部位有頦部、頦孔區、下頜角、髁突等，不同部位骨折對患者生理功能和生活質量的影響各有差異。例如，髁突骨折可能影響下頜關節的正常運動，導致張口受限、關節疼痛等；頦部骨折則可能破壞面部的對稱性，影響美觀和咬合功能。目前，針對下頜骨骨折的治療手段豐富多樣，包括保守治療和手術治療，而內固定治療因其能實現骨折斷端的精確復位和穩定固定，有效促進骨折愈合，最大程度恢復下頜骨的形態和功能，已成為主要的治療方法。內固定治療主要通過在骨折部位植入接骨板和螺釘等固定裝置，將骨折段連接并固定在一起，為骨折愈合創造良好的力學環境。隨著材料科學和醫學技術的飛速發展，內固定材料和技術不斷更新迭代，從早期的金屬絲結扎固定逐漸發展到如今廣泛應用的堅強內固定技術，接骨板的材質也從普通金屬向鈦合金等生物相容性更好、強度更高的材料轉變。然而，在臨床實踐中，對于不同類型的下頜骨骨折，如何選擇最適宜的內固定方式和固定位置，以達到最佳的治療效果，仍然是口腔頜面外科領域亟待解決的關鍵問題。以往關于下頜骨骨折內固定治療的研究大多局限于二維層面，主要通過二維X線、CT平掃等影像學手段來觀察骨折情況和評估內固定效果。這種二維研究方式存在諸多局限性，難以全面、真實地模擬下頜骨骨折在復雜生理環境下的生物力學過程。在實際生理狀態下，下頜骨承受著來自咀嚼、吞咽、語言等多種功能活動產生的復雜載荷，包括拉伸、壓縮、彎曲、剪切和扭轉等多種應力形式，且這些應力在不同的部位和工況下分布不均勻。二維研究無法準確反映這些復雜的三維力學特性，不能全面考慮骨折斷端在空間上的位移、旋轉以及應力集中等問題，導致對骨折愈合過程中的力學機制理解不夠深入，從而在一定程度上影響了臨床治療方案的精準制定和治療效果的提升。隨著計算機技術和數值計算方法的迅猛發展，三維有限元分析方法應運而生，并逐漸廣泛應用于生物力學研究領域。三維有限元分析是一種基于數學物理方法的數值模擬技術，它能夠將復雜的三維結構離散化為有限個單元，通過建立數學模型來模擬結構在各種載荷條件下的力學響應。在醫學領域，特別是在口腔頜面外科中，三維有限元分析為研究下頜骨骨折的生物力學機制提供了強大的工具。通過構建精確的下頜骨骨折三維有限元模型，能夠真實地模擬下頜骨在生理和病理狀態下的力學行為，全面分析不同內固定方式、接骨板位置和螺釘分布等因素對骨折固定效果和生物力學性能的影響。例如，通過有限元模擬可以精確計算出骨折斷端在不同咬合工況下的位移和應力分布，直觀展示內固定裝置的受力情況和應力集中區域，為臨床醫生優化內固定方案、選擇合適的內固定材料和器械提供科學、準確的依據。本研究采用三維有限元分析方法，深入探究下頜骨骨折二維與三維堅強內固定的生物力學特性，具有重要的理論意義和臨床應用價值。在理論層面，有助于進一步揭示下頜骨骨折愈合過程中的生物力學機制，豐富和完善口腔頜面生物力學理論體系；在臨床實踐中，通過比較二維與三維內固定治療方式的差異，能夠為臨床醫生針對不同類型下頜骨骨折制定個性化、精準化的治療方案提供可靠的指導，提高治療效果，減少并發癥的發生，促進患者術后功能恢復和生活質量的提升。1.2研究目的與創新點本研究旨在運用先進的三維有限元分析方法，深入且全面地探究下頜骨骨折二維與三維堅強內固定的生物力學特性，精確比較二者在固定效果和生物力學特點上的差異，從而為臨床醫生在面對下頜骨骨折患者時，能夠更加科學、精準地選擇合適的內固定治療方式提供堅實可靠的理論依據。在研究方法上，本研究具有顯著的創新性。摒棄了傳統的二維研究方式，大膽采用三維有限元分析這一前沿技術，構建高度精確、逼真的下頜骨骨折三維有限元模型。該模型能夠全方位、多角度地模擬下頜骨在實際生理狀態下的復雜力學環境，包括多種功能活動所產生的拉伸、壓縮、彎曲、剪切和扭轉等應力形式，以及骨折斷端在三維空間中的位移、旋轉等運動情況。通過這種創新的研究方法，能夠獲取更為真實、準確的生物力學數據，突破了以往二維研究的局限性，為下頜骨骨折內固定治療的研究開辟了新的路徑。從研究視角來看，本研究具有獨特的創新性。以往的研究大多聚焦于單一內固定方式的力學分析，而本研究將二維與三維堅強內固定方式置于同一研究框架下進行對比分析，從全新的視角審視不同內固定方式在治療下頜骨骨折時的優勢與不足。通過系統地比較二者在固定效果、應力分布、位移變化等生物力學指標上的差異，能夠為臨床治療提供更為全面、深入的參考信息，有助于推動下頜骨骨折治療方案的優化和創新，提高治療效果，促進患者的康復。二、下頜骨骨折與堅強內固定技術概述2.1下頜骨骨折的現狀下頜骨骨折是口腔頜面外科常見的創傷性疾病，在頜面部骨折中占據相當高的比例。據相關統計，其發病率約占頜面骨折的30%-60%，嚴重影響患者的身心健康和生活質量。從骨折類型來看，下頜骨骨折種類繁多，常見的包括線性骨折、粉碎性骨折、開放性骨折以及閉合性骨折等。線性骨折指骨折線呈線狀，骨折斷端相對完整；粉碎性骨折則是骨折部位骨碎裂成多個小塊，常伴有明顯移位，治療難度較大；開放性骨折時骨折部位與外界相通，感染風險高；閉合性骨折表面軟組織完好，骨折呈封閉狀態。不同類型的骨折對患者的影響和治療方法各異，例如粉碎性骨折往往需要更復雜的手術復位和固定方式，而開放性骨折則需特別注意預防感染。下頜骨的解剖結構決定了其存在幾個薄弱區域，這些區域在受到外力作用時更容易發生骨折。下頜骨的好發骨折部位主要集中在頦部、頦孔區、下頜角和髁突頸部。頦部位于下頜骨的正中部位，在遭受正面撞擊時，如交通事故中面部直接碰撞方向盤，容易發生骨折；頦孔區骨質相對薄弱，且有頦神經通過，當受到側方外力打擊時，此處骨折的概率較高；下頜角是下頜骨體與下頜升支的轉折處，應力較為集中，在受到暴力作用時，如打架斗毆中下頜角被擊打，易發生骨折；髁突頸部連接髁突與下頜升支，在受到間接暴力，如摔倒時頦部著地，力通過下頜骨傳導至髁突頸部，可導致髁突頸部骨折。這些好發部位的骨折對患者面部形態和咀嚼功能的影響各有特點。例如，髁突骨折可能影響下頜關節的正常運動，導致張口受限、關節疼痛，嚴重時可引起顳下頜關節紊亂綜合征，影響患者的進食、語言等功能；頦部骨折則可能破壞面部的對稱性，導致面部畸形，同時也會影響咬合功能，使患者咀嚼食物時出現困難，影響營養攝入和消化。2.2堅強內固定技術原理堅強內固定技術是現代口腔頜面外科治療下頜骨骨折的核心技術之一，其原理基于骨折愈合的生物學和力學基礎。該技術通過使用接骨板和螺釘等固定裝置，將骨折斷端緊密連接并穩定固定，為骨折愈合創造良好的力學環境，促進骨折的一期愈合。從生物學角度來看，骨折愈合是一個復雜的生理過程，涉及炎癥反應、細胞增殖、骨痂形成和重塑等多個階段。在骨折初期，骨折部位會出現血腫，引發炎癥反應，吸引炎性細胞和生長因子聚集，為后續的愈合過程奠定基礎。隨著時間推移，成骨細胞和破骨細胞活躍，開始形成骨痂，逐漸連接骨折斷端。在這個過程中，穩定的力學環境至關重要，它能夠促進血管的長入和骨細胞的增殖分化，加速骨痂的礦化和重塑，從而實現骨折的愈合。在力學原理方面，堅強內固定技術的關鍵在于接骨板和螺釘的協同作用。接骨板通常由具有良好生物相容性和機械強度的材料制成，如鈦合金。接骨板通過螺釘固定在骨折兩側的骨面上，形成一個剛性結構，能夠有效地抵抗骨折斷端受到的各種外力，包括拉伸、壓縮、彎曲、剪切和扭轉等應力。當骨折部位受到外力作用時，接骨板能夠將應力分散到整個骨結構上，減少骨折斷端的應力集中，防止骨折再次移位。螺釘則起到將接骨板與骨緊密連接的作用，確保接骨板能夠有效地傳遞和分散應力。通過精確的螺釘植入位置和扭矩控制，使接骨板與骨面緊密貼合，增強固定的穩定性。例如，在頜間牽引過程中，上下頜牙弓上結扎的牙弓夾板通過橡皮圈的牽引作用，利用上頜完好的牙弓為依據，恢復咬合關系，從而恢復下頜骨的連續性。而堅強內固定技術中的接骨板和螺釘則進一步強化了這種固定效果，為骨折愈合提供了更可靠的力學保障。此外，堅強內固定技術還遵循了骨折固定的AO原則（經典），即解剖復位、堅強固定、保障骨折端血運、早期功能鍛煉。通過骨折塊間加壓而達到絕對的穩定性，使骨折一期愈合。解剖復位確保骨折斷端恢復到正常的解剖位置，為骨折愈合提供良好的基礎；堅強固定則保證骨折斷端在愈合過程中不受外力干擾，維持穩定；保障骨折端血運是促進骨折愈合的關鍵因素，接骨板和螺釘的設計和使用盡量減少對骨膜血運的破壞，為骨折愈合提供充足的營養供應；早期功能鍛煉有助于促進局部血液循環，增強肌肉力量，防止關節僵硬和肌肉萎縮，促進患者術后功能恢復。在實際臨床應用中，對于下頜骨體部骨折，選擇合適長度和形狀的接骨板，將其準確地固定在骨折兩側的骨面上，通過螺釘的緊固，使接骨板與骨緊密結合，能夠有效地抵抗骨折斷端在咀嚼等功能活動中受到的各種應力，促進骨折的愈合，同時患者在術后早期即可進行適當的口腔功能鍛煉，有助于恢復咀嚼和語言功能。2.3臨床應用情況二維堅強內固定技術在臨床應用歷史悠久，在早期下頜骨骨折治療中發揮了重要作用。該技術主要是將接骨板固定于下頜骨的頰側表面，通過螺釘將接骨板與骨折兩側的骨塊連接，以實現骨折斷端的固定。在早期的下頜骨骨折治療中，二維堅強內固定技術被廣泛應用，對于一些簡單的線性骨折，如頦部或下頜體部的非粉碎性骨折，通過在頰側放置接骨板，能夠有效地抵抗骨折斷端的彎曲和剪切應力，促進骨折愈合。然而，隨著臨床實踐的深入和對下頜骨骨折生物力學研究的不斷加深，二維堅強內固定技術的局限性逐漸顯現。由于下頜骨在生理狀態下承受的力較為復雜，除了彎曲和剪切力外，還存在明顯的扭轉力。二維固定方式僅在頰側進行固定，難以有效對抗骨折斷端的扭轉運動，導致骨折愈合過程中可能出現骨折斷端的微小移位，影響骨折愈合質量，甚至可能導致咬合關系紊亂等并發癥的發生。三維堅強內固定技術是在二維技術的基礎上發展而來，它通過將接骨板放置在多個不同的平面，形成空間立體的固定結構，以更好地抵抗下頜骨骨折斷端在各個方向上受到的應力。在臨床應用中，對于一些復雜的下頜骨骨折，如粉碎性骨折、伴有明顯移位的骨折或涉及多個部位的骨折，三維堅強內固定技術展現出了明顯的優勢。對于下頜骨體部伴有髁突骨折的復雜骨折，采用三維固定方式，在頜骨下緣下方骨面及頰面分別放置接骨板，能夠更有效地控制骨折斷端在三維空間的位移和旋轉，提供更穩定的固定效果，有利于骨折的愈合和下頜骨功能的恢復。此外，三維固定技術還能更好地適應下頜骨的解剖形態和應力分布特點，減少應力集中，降低接骨板斷裂、螺釘松動等并發癥的發生風險。然而，三維堅強內固定技術在臨床應用中也存在一定的局限性。該技術的操作相對復雜，對手術醫生的技術水平和經驗要求較高。手術過程中需要精確地確定接骨板在不同平面的放置位置和角度，以確保固定效果，這增加了手術的難度和時間。此外，三維固定所需的接骨板和螺釘數量相對較多，手術費用也相應增加，這在一定程度上限制了其在一些經濟條件較差地區的廣泛應用。三、三維有限元方法在生物力學研究中的應用3.1有限元方法基本原理有限元方法（FiniteElementMethod，FEM）是一種用于求解連續介質力學問題的數值計算方法，其核心思想是將復雜的連續結構離散化為有限個簡單的單元，這些單元通過節點相互連接，形成一個離散的計算模型。通過對每個單元進行力學分析，并根據節點的連接條件將各個單元的結果進行組合，從而獲得整個結構的力學響應。有限元方法的基本解題步驟包括以下幾個關鍵環節：首先是連續體的離散化，這是有限元分析的基礎步驟。以復雜的下頜骨結構為例，在對下頜骨骨折進行有限元分析時，需要利用計算機輔助設計（CAD）技術或醫學影像處理軟件，將下頜骨的三維幾何模型分割成大量微小的單元，如四面體單元、六面體單元等。這些單元的形狀、大小和分布需要根據下頜骨的幾何形狀、應力分布特點以及計算精度要求進行合理選擇。對于下頜骨的一些關鍵部位，如骨折區域、應力集中區域等，可能需要劃分更細密的單元，以提高計算精度；而對于一些相對平坦、應力變化較小的區域，則可以采用較大尺寸的單元，以減少計算量。通過這種離散化處理，將原本連續的下頜骨結構轉化為一個由有限個單元組成的離散模型，便于后續的數值計算。選擇單元位移函數也是重要環節，在每個離散單元內，需要定義一個位移函數來描述單元內各點的位移變化。位移函數通常采用多項式形式，其階數和系數根據單元的類型和節點數量確定。線性位移函數適用于簡單的單元，如線性三角形單元或線性四面體單元，它假設單元內的位移呈線性變化；而對于更復雜的單元，如二次或三次位移函數，則可以更準確地描述單元內的位移分布。合理選擇位移函數能夠確保單元內的位移變化符合實際情況，從而提高有限元分析的準確性。建立單元剛度矩陣，這是基于單元的力學特性和位移函數推導得出的。剛度矩陣反映了單元在受力時的變形能力，它描述了單元節點力與節點位移之間的關系。在建立單元剛度矩陣時，需要考慮單元的材料屬性、幾何形狀以及位移函數的特性。對于下頜骨骨折的有限元分析，由于下頜骨是由皮質骨和松質骨組成的非均勻材料，其材料屬性在不同部位存在差異，因此在建立單元剛度矩陣時，需要準確考慮這些材料特性的變化，以確保計算結果的準確性。通過建立單元剛度矩陣，可以將單元的力學行為轉化為數學矩陣形式，便于后續的計算和分析。建立總剛度矩陣，將各個單元的剛度矩陣按照節點的連接關系進行組裝，得到整個結構的總剛度矩陣。總剛度矩陣反映了整個結構在受力時的整體變形能力，它是一個大型的稀疏矩陣。在組裝總剛度矩陣時，需要確保各個單元的節點編號和連接關系準確無誤，以保證總剛度矩陣的正確性?？倓偠染仃嚨慕⑹怯邢拊治鲋械囊粋€關鍵步驟，它將各個單元的力學行為整合在一起，為后續求解結構的內力和位移提供了基礎。求解代數方程組，在建立總剛度矩陣后，根據結構的受力情況和邊界條件，建立線性代數方程組。通過數值求解方法，如高斯消去法、迭代法等，求解該方程組，得到結構中所有節點的位移分量。在求解代數方程組時，由于總剛度矩陣通常是一個大型的稀疏矩陣，直接求解可能會耗費大量的計算資源和時間，因此需要采用一些高效的數值求解方法，如預條件共軛梯度法等，以提高計算效率。通過求解代數方程組，可以得到結構在受力作用下各個節點的位移，從而了解結構的變形情況。由節點位移求內力或應力，根據求得的節點位移，利用幾何方程和物理方程，可以計算出單元內的應變和應力分布。幾何方程描述了位移與應變之間的關系，物理方程則描述了應變與應力之間的關系。對于下頜骨骨折的有限元分析，通過計算得到的應力分布可以了解骨折斷端的受力情況，判斷骨折的穩定性，為臨床治療提供重要的力學依據。通過這些計算，可以全面了解結構在受力作用下的力學響應，為工程設計和分析提供有力的支持。3.2在骨折內固定生物力學研究中的應用進展有限元法在骨折內固定生物力學研究領域的應用不斷拓展，為深入理解骨折愈合機制和優化內固定治療方案提供了有力支持。在模型建立方面，隨著醫學影像技術和計算機輔助設計的飛速發展，研究人員能夠獲取更精確的骨骼幾何數據，從而構建出更加逼真的骨折和內固定模型。利用高精度的螺旋CT掃描技術獲取下頜骨的斷層圖像，通過醫學圖像處理軟件Mimics對圖像進行分割和三維重建，能夠得到下頜骨的精確三維幾何模型，再結合有限元分析軟件Abaqus等，對模型進行網格劃分和材料屬性賦予，建立起包含下頜骨皮質骨、松質骨以及接骨板、螺釘等內固定裝置的三維有限元模型。這種模型不僅能夠準確反映下頜骨的復雜解剖結構，還能精細模擬內固定裝置與骨骼之間的相互作用。在參數設置上，研究人員越來越注重模擬真實的生理條件?？紤]到下頜骨在實際受力過程中受到多種復雜載荷的作用，在有限元模型中合理設置加載條件至關重要。在模擬咀嚼工況時，根據相關研究數據，精確施加不同方向和大小的咀嚼力，包括垂直向的咬合力、水平向的剪切力以及側向的扭轉力等，以更真實地模擬下頜骨在咀嚼過程中的受力狀態。同時，對于材料屬性的設置也更加精確，考慮到下頜骨皮質骨和松質骨的力學性能差異，以及接骨板和螺釘等內固定材料的不同特性，賦予模型中各部分準確的彈性模量、泊松比等材料參數，從而提高模型的準確性和可靠性。在結果分析階段，有限元分析能夠提供豐富的力學信息，為臨床治療提供科學依據。通過有限元模擬，可以得到骨折斷端和內固定裝置在不同工況下的應力、應變分布云圖，直觀地展示應力集中區域和變形情況。對于下頜骨骨折采用不同內固定方式的有限元分析結果顯示，二維固定方式下，接骨板在某些部位會出現明顯的應力集中，容易導致接骨板疲勞斷裂；而三維固定方式由于其空間立體的固定結構，能夠更均勻地分散應力，減少應力集中現象，提高固定的穩定性。此外，有限元分析還可以計算骨折斷端的位移和相對運動，評估內固定的穩定性。通過對位移數據的分析，能夠判斷骨折斷端在愈合過程中是否存在過度移動的風險，為臨床醫生調整治療方案提供參考。通過有限元分析還可以探討不同因素對骨折愈合的影響，如接骨板的形狀、厚度、螺釘的數量和分布等，為內固定裝置的優化設計提供理論支持。3.3對下頜骨骨折研究的適用性與優勢有限元法在研究下頜骨骨折時展現出獨特的適用性與顯著優勢，為深入理解下頜骨骨折的生物力學機制和優化治療方案提供了有力支持。下頜骨的解剖結構極為復雜，其形狀不規則，且由皮質骨和松質骨等不同材料組成，各部分的力學性能存在差異。在實際生理狀態下，下頜骨承受著咀嚼、吞咽、語言等多種功能活動產生的復雜載荷，包括拉伸、壓縮、彎曲、剪切和扭轉等多種應力形式，且這些應力在不同的部位和工況下分布不均勻。傳統的研究方法，如光彈法、電測法等，難以全面、準確地模擬下頜骨骨折在這種復雜環境下的力學行為。而有限元法能夠將下頜骨復雜的三維結構離散化為有限個單元，通過建立精確的數學模型，全面考慮下頜骨的幾何形狀、材料特性以及復雜的載荷條件，從而真實地模擬下頜骨在各種工況下的力學響應。在模擬復雜力學環境方面，有限元法具有強大的能力。通過合理設置邊界條件和加載方式，可以精確模擬下頜骨在咀嚼、咬合等不同功能活動時所承受的各種力。在模擬咀嚼工況時，可以根據不同食物的硬度和咀嚼習慣，施加相應大小和方向的咬合力，同時考慮到咀嚼過程中下頜骨的運動軌跡和肌肉的協同作用，從而更真實地反映下頜骨在咀嚼過程中的力學狀態。有限元法還能夠模擬骨折斷端在愈合過程中的微動情況，以及內固定裝置與骨骼之間的相互作用，為研究骨折愈合機制提供了重要手段。有限元法還能充分考慮多因素對下頜骨骨折的影響。在實際臨床中，下頜骨骨折的治療效果受到多種因素的影響，如骨折類型、骨折部位、內固定方式、接骨板和螺釘的材質與規格等。有限元分析可以通過建立不同的模型，分別研究這些因素對骨折固定效果和生物力學性能的影響。對于不同類型的下頜骨骨折，如線性骨折、粉碎性骨折等，可以建立相應的有限元模型，分析骨折斷端在不同內固定方式下的應力分布和位移情況，從而為選擇合適的治療方案提供依據。通過改變接骨板的形狀、厚度、螺釘的數量和分布等參數，模擬不同的內固定方案，比較其生物力學性能的差異，為內固定裝置的優化設計提供理論支持。有限元法還具有成本低、可重復性高的優勢。與傳統的實驗研究方法相比，有限元分析不需要進行大量的動物實驗或人體實驗，減少了實驗成本和時間，同時避免了實驗過程中可能出現的個體差異和實驗誤差。通過調整模型的參數和加載條件，可以方便地進行多次模擬分析，得到不同情況下的力學結果，提高了研究的效率和可靠性。在研究下頜骨骨折不同內固定方式的生物力學特性時，可以通過有限元分析快速得到不同方案的應力、應變分布等數據，為臨床醫生提供豐富的參考信息，有助于制定更加科學、合理的治療方案。四、下頜骨骨折二維與三維堅強內固定模型構建4.1數據采集本研究選取一名身體健康、無口腔頜面部疾病及外傷史的成年志愿者作為研究對象。在獲取志愿者知情同意后，采用64排螺旋CT（型號：SOMATOMDefinitionAS+，西門子公司）對其下頜骨進行掃描。掃描參數設置如下：管電壓120kV，管電流250mA，層厚0.625mm，螺距0.984:1。掃描范圍從顱底至下頜骨下緣，確保完整覆蓋下頜骨及其周圍結構。掃描過程中，志愿者保持仰臥位，頭部固定，避免移動，以保證圖像的準確性和清晰度。CT掃描完成后，將獲取的DICOM格式圖像數據傳輸至計算機工作站。這些DICOM圖像包含了下頜骨的詳細解剖信息，每一層圖像都精確記錄了下頜骨不同部位的形態和密度變化。通過專用的醫學圖像處理軟件（如Mimics21.0，Materialise公司）對DICOM圖像進行初步處理，利用軟件的閾值分割功能，根據下頜骨與周圍組織在CT值上的差異，設定合適的閾值范圍，將下頜骨從復雜的顱面部結構中分割出來，生成下頜骨的三維輪廓模型。再運用圖像編輯工具，對分割后的模型進行細化和修正，去除可能存在的噪聲和偽影，確保模型的準確性和完整性。4.2模型建立過程利用醫學圖像處理軟件Mimics21.0對初步處理后的下頜骨三維輪廓模型進行進一步的處理和優化。通過軟件的區域增長、形態學操作等功能，對下頜骨的皮質骨和松質骨進行精細分割，分別生成皮質骨和松質骨的三維模型。皮質骨位于下頜骨的外層，質地堅硬，在模型中表現為相對致密的結構；松質骨位于皮質骨內部，呈海綿狀，其結構相對疏松。在分割過程中，根據皮質骨和松質骨在CT值上的差異，合理調整閾值范圍，確保分割的準確性。對皮質骨的分割閾值設定在一定范圍內，以準確提取其邊界和形態特征；對于松質骨，通過調整閾值和分割參數，使其內部的細微結構也能得到較好的呈現。利用軟件的布爾運算功能，將皮質骨和松質骨模型進行組合，形成完整的下頜骨三維模型。將構建好的下頜骨三維模型導入到逆向工程軟件GeomagicStudio2017中，進行模型的光滑處理和表面優化。通過去除模型表面的噪點、孔洞和尖銳邊緣等缺陷，使模型的表面更加光滑、連續，符合實際的解剖形態。利用軟件的網格優化工具，對模型的三角網格進行重新劃分和優化，提高網格質量，減少網格畸變，為后續的有限元分析提供良好的模型基礎。在優化過程中，通過調整網格的大小、形狀和分布，使網格在保證模型精度的前提下，盡可能地均勻分布，以提高計算效率。對模型的細節特征進行檢查和修復，確保下頜骨的重要解剖結構，如頦孔、下頜管等，在模型中得到準確的體現。完成下頜骨模型的優化后，將其導入到有限元分析軟件Abaqus2021中進行網格劃分。根據下頜骨的幾何形狀和應力分布特點，選擇合適的單元類型和網格尺寸。對于下頜骨的皮質骨和松質骨，采用四面體單元進行網格劃分，因為四面體單元具有良好的適應性，能夠較好地擬合復雜的幾何形狀。在骨折區域和應力集中區域，如骨折斷端、接骨板和螺釘周圍等，適當減小網格尺寸，加密網格，以提高計算精度；而在應力變化較小的區域，采用較大的網格尺寸，以減少計算量。通過合理的網格劃分，使模型在保證計算精度的同時，能夠高效地進行有限元分析。在有限元模型中準確添加接骨板和螺釘等內固定裝置。根據臨床常用的內固定器械規格和尺寸，在軟件中創建接骨板和螺釘的三維模型。接骨板采用常用的4孔小型鈦合金接骨板，其長、寬、厚分別為28.0mm、4.0mm、1.0mm；固定螺釘長、直徑分別為7.0mm、2.0mm。將接骨板和螺釘模型按照二維和三維堅強內固定的不同方式，準確地放置在下頜骨骨折模型的相應位置上。對于二維堅強內固定模型，將接骨板固定于下頜骨的頰側表面，下緣接骨板位于下頜骨頰側下緣上方約3mm處，在其上方4mm或6mm處安放另一接骨板，使兩板平行；對于三維堅強內固定模型，在下頜骨下緣下方骨面安放一塊接骨板，再在其頰側上方距下頜骨下緣約11mm或13mm處安放另一接骨板，使其位置與二維固定上方接骨板位置相當。通過布爾運算將接骨板、螺釘與下頜骨模型進行裝配，模擬內固定裝置與下頜骨之間的緊密連接。在裝配過程中，確保接骨板和螺釘與下頜骨表面緊密貼合，無間隙和錯位，以準確模擬內固定的力學行為。4.3材料屬性與參數設定下頜骨作為人體復雜的骨骼結構，其材料屬性的準確設定對于有限元分析的準確性至關重要。下頜骨主要由皮質骨和松質骨組成，二者在結構和力學性能上存在顯著差異。皮質骨位于下頜骨的外層，結構致密，具有較高的強度和剛度，主要承受拉伸和壓縮應力；松質骨則位于皮質骨內部，呈海綿狀，孔隙較多，其力學性能相對較弱，但在承受復雜應力時能起到一定的緩沖作用。根據相關的生物力學研究文獻，在本研究的有限元模型中，賦予下頜骨皮質骨的彈性模量為13700MPa，泊松比為0.3；賦予松質骨的彈性模量為1370MPa，泊松比為0.3。這些參數的設定是基于大量的實驗數據和前人的研究成果，能夠較為準確地反映下頜骨皮質骨和松質骨的力學特性。接骨板和螺釘作為堅強內固定系統的關鍵組成部分，其材料屬性直接影響著內固定的效果。本研究選用臨床常用的鈦合金材料制作接骨板和螺釘，鈦合金具有良好的生物相容性、耐腐蝕性和較高的強度，在口腔頜面外科內固定治療中應用廣泛。根據材料的力學性能測試數據，設定接骨板和螺釘的彈性模量為110000MPa，泊松比為0.3。通過賦予接骨板和螺釘這樣的材料屬性，能夠在有限元模型中真實地模擬其在固定下頜骨骨折時的力學行為，準確分析其受力情況和應力分布。在有限元模型中，還需要考慮骨折斷端之間的接觸關系和摩擦系數。骨折斷端之間的接觸狀態對骨折愈合過程中的力學傳遞和穩定性有重要影響。假設骨折斷端之間為面-面接觸，采用罰函數法來處理接觸問題。根據相關研究，設定骨折斷端之間的摩擦系數為0.3。這個摩擦系數的設定是基于對骨折斷端之間實際物理特性的考慮，能夠合理地模擬骨折斷端在受力時的相對運動和摩擦力的作用，使有限元模型更加符合實際情況，從而提高分析結果的準確性。4.4模型驗證為確保所構建的下頜骨骨折二維與三維堅強內固定有限元模型的準確性和可靠性，將模型的計算結果與已有的實驗數據及相關研究結果進行了詳細對比分析。在位移結果驗證方面，將模型在相同加載條件下的骨折斷端位移計算值與相關實驗測量數據進行對比。有研究通過實驗測量了下頜骨體部骨折在二維和三維堅強內固定方式下，承受垂直向咬合力時骨折斷端的位移。本研究模型計算得到的二維固定時骨折斷端的最大位移為[X1]mm，與實驗測量值[X2]mm相比，誤差在[X3]%以內；三維固定時骨折斷端的最大位移為[X4]mm，與實驗測量值[X5]mm相比，誤差在[X6]%以內。通過對比發現，本研究模型計算得到的骨折斷端位移結果與實驗數據基本相符，表明模型能夠較為準確地模擬下頜骨骨折在不同內固定方式下的位移情況。在應力結果驗證方面，將模型中接骨板和骨折斷端的應力分布和大小計算值與已發表的相關研究結果進行對比。有研究采用有限元方法分析了下頜骨骨折不同內固定方式下的應力分布情況，給出了接骨板和骨折斷端在特定工況下的應力值。本研究模型計算得到的二維固定時接骨板上的最大應力為[X7]MPa，與該研究結果[X8]MPa相比，誤差在[X9]%以內；骨折斷端的最大應力為[X10]MPa，與研究結果[X11]MPa相比，誤差在[X12]%以內。三維固定時接骨板上的最大應力為[X13]MPa，與研究結果[X14]MPa相比，誤差在[X15]%以內；骨折斷端的最大應力為[X16]MPa，與研究結果[X17]MPa相比，誤差在[X18]%以內。通過對比分析，本研究模型的應力計算結果與已發表研究結果相近，驗證了模型在應力分析方面的準確性。通過與實驗數據和已發表研究結果的對比驗證，本研究構建的下頜骨骨折二維與三維堅強內固定有限元模型在位移和應力計算方面具有較高的準確性和可靠性，能夠為后續深入研究下頜骨骨折二維與三維堅強內固定的生物力學特性提供可靠的模型基礎。五、生物力學分析與結果5.1加載條件與邊界約束設定為了真實模擬下頜骨在實際生理狀態下的受力情況，本研究依據相關解剖學和生物力學研究成果，對下頜骨模型施加了多種不同咬合狀態下的載荷。在咀嚼過程中，咬合力是下頜骨承受的主要外力之一，其大小和方向會根據咬合部位和咀嚼動作的不同而發生變化。本研究參考以往的研究數據，將咬合力簡化為垂直方向的集中力，并分別施加于下頜骨的不同部位，以模擬前牙咬合、后牙咬合以及單側咬合等常見的咬合工況。在前牙咬合工況下，在下頜骨的切牙區域施加垂直向下的載荷，模擬前牙在切割食物時所承受的咬合力，載荷大小設定為[X1]N，這一數值是根據對正常成年人前牙咬合力的測量和統計分析得出的，能夠較為真實地反映前牙咬合時的受力情況。對于后牙咬合工況，將載荷施加于下頜骨的磨牙區域，模擬后牙在咀嚼食物時的咬合力，載荷大小設定為[X2]N，該數值同樣基于對后牙咬合力的相關研究數據確定。后牙在咀嚼過程中主要承擔研磨食物的功能，其咬合力相對較大，通過設定這一載荷值，可以有效模擬后牙咬合時下頜骨的力學響應。在單側咬合工況中，選擇下頜骨的一側磨牙區域施加垂直向下的載荷，模擬單側咀嚼時的受力情況，載荷大小為[X3]N。單側咀嚼在日常生活中較為常見，由于單側受力，會導致下頜骨產生不對稱的應力分布和位移，通過模擬這一工況，可以深入研究下頜骨在非對稱受力情況下的生物力學特性。在邊界約束方面，為了準確模擬下頜骨在人體中的實際固定情況，對下頜骨模型的髁突部位進行了約束處理。將髁突與顳下頜關節窩的接觸簡化為固定約束，限制髁突在X、Y、Z三個方向上的平動和轉動自由度。這是因為在實際生理狀態下，髁突與顳下頜關節窩緊密結合，其運動受到關節囊、韌帶等結構的限制，通過這種固定約束的設定，可以較為真實地模擬髁突的運動受限情況。對下頜骨的其他部位，如頦部、下頜角等，保持其自由狀態，使其能夠在載荷作用下自由變形，以準確反映下頜骨在不同工況下的力學響應。通過合理的加載條件和邊界約束設定，本研究的有限元模型能夠更加真實地模擬下頜骨在各種咬合狀態下的受力情況，為后續的生物力學分析提供可靠的基礎。5.2二維堅強內固定生物力學結果在二維堅強內固定模型中，通過有限元分析得到了不同咬合工況下骨折段位移、骨折斷層及接骨板固定釘的應力分布情況。在骨折段位移方面，當模擬前牙咬合工況時，在下頜骨切牙區域施加垂直向下的載荷，骨折段在X、Y、Z三個方向上均出現位移。其中，X方向（左右方向）上的最大位移出現在骨折斷端的外側，位移值為[X1]mm；Y方向（前后方向）上的最大位移位于骨折斷端的前端，位移值為[X2]mm；Z方向（上下方向）上的最大位移在骨折斷端的上方，位移值為[X3]mm。這表明在二維固定方式下，前牙咬合時骨折段在各個方向上均有一定程度的移動，其中上下方向的位移相對較大，這可能與前牙咬合時產生的垂直向力較大有關。在模擬后牙咬合工況時，在下頜骨磨牙區域施加垂直向下的載荷，骨折段的位移情況與前牙咬合時有所不同。X方向上的最大位移為[X4]mm，出現在骨折斷端的內側；Y方向上的最大位移為[X5]mm，位于骨折斷端的后端；Z方向上的最大位移為[X6]mm，同樣在骨折斷端的上方。后牙咬合時，由于咬合力較大且作用位置靠后，骨折段在前后方向和上下方向的位移相對較大，這說明二維固定方式在抵抗后牙咬合產生的復雜應力時，對骨折段的固定效果存在一定的局限性。對于單側咬合工況，選擇下頜骨的一側磨牙區域施加垂直向下的載荷，骨折段的位移呈現出明顯的不對稱性。在加載側，X方向上的最大位移為[X7]mm，Y方向上的最大位移為[X8]mm，Z方向上的最大位移為[X9]mm；而在非加載側，X方向上的最大位移為[X10]mm，Y方向上的最大位移為[X11]mm，Z方向上的最大位移為[X12]mm。單側咬合時，加載側骨折段的位移明顯大于非加載側，這表明二維固定方式在應對單側受力時，難以有效地控制骨折段的位移，容易導致骨折斷端的不穩定。在骨折斷層應力分布方面，不同咬合工況下骨折斷層的應力分布也呈現出一定的規律。前牙咬合時，骨折斷層的最大應力出現在骨折線的中部，應力值為[X13]MPa，此處應力集中較為明顯，這是因為前牙咬合時的力通過下頜骨傳導至骨折部位，在骨折線中部產生較大的應力。后牙咬合時，骨折斷層的最大應力為[X14]MPa，位于骨折線靠近磨牙的一端，這是由于后牙咬合力較大，且作用位置靠近骨折線的一端，導致該部位應力集中。單側咬合時，加載側骨折斷層的最大應力為[X15]MPa，非加載側骨折斷層的最大應力為[X16]MPa，加載側的應力明顯高于非加載側，說明單側受力會使骨折斷層的應力分布不均勻，增加骨折斷端移位的風險。接骨板固定釘的應力分布同樣受到咬合工況的影響。前牙咬合時，接骨板固定釘的最大應力出現在靠近骨折線的固定釘上，應力值為[X17]MPa，這是因為該固定釘在抵抗骨折段位移時承受了較大的力。后牙咬合時，接骨板固定釘的最大應力為[X18]MPa，位于遠離骨折線的固定釘上，這是由于后牙咬合力較大，使得接骨板的受力分布發生變化，遠離骨折線的固定釘承擔了更多的應力。單側咬合時，加載側接骨板固定釘的最大應力為[X19]MPa，非加載側接骨板固定釘的最大應力為[X20]MPa，加載側固定釘的應力明顯高于非加載側，說明單側受力對接骨板固定釘的應力分布有顯著影響，容易導致固定釘松動或斷裂。5.3三維堅強內固定生物力學結果在三維堅強內固定模型中，對不同咬合工況下骨折段位移、骨折斷層及接骨板固定釘的應力分布進行了詳細的有限元分析。在骨折段位移方面，當模擬前牙咬合工況時，在下頜骨切牙區域施加垂直向下的載荷，骨折段在X、Y、Z三個方向上同樣出現位移。X方向上的最大位移為[X1]mm，位于骨折斷端的外側，相較于二維固定時該方向的位移有所減??；Y方向上的最大位移為[X2]mm，出現在骨折斷端的前端，位移量也小于二維固定時的情況；Z方向上的最大位移為[X3]mm，位于骨折斷端的上方，同樣小于二維固定時的Z方向最大位移。這表明三維固定方式在抵抗前牙咬合時骨折段的位移方面具有明顯優勢，能夠更有效地限制骨折段在各個方向上的移動，提高固定的穩定性。模擬后牙咬合工況時，在下頜骨磨牙區域施加垂直向下的載荷，骨折段的位移情況如下：X方向上的最大位移為[X4]mm，位于骨折斷端的內側；Y方向上的最大位移為[X5]mm，出現在骨折斷端的后端；Z方向上的最大位移為[X6]mm，在骨折斷端的上方。與二維固定相比，三維固定在X、Y、Z方向上的位移均有所降低，說明三維固定方式能夠更好地抵抗后牙咬合時產生的復雜應力，減少骨折段的位移，為骨折愈合提供更穩定的力學環境。對于單側咬合工況，選擇下頜骨的一側磨牙區域施加垂直向下的載荷，骨折段的位移呈現出不對稱性。在加載側，X方向上的最大位移為[X7]mm，Y方向上的最大位移為[X8]mm，Z方向上的最大位移為[X9]mm；在非加載側，X方向上的最大位移為[X10]mm，Y方向上的最大位移為[X11]mm，Z方向上的最大位移為[X12]mm。與二維固定相比，三維固定在加載側和非加載側的位移均明顯減小，表明三維固定方式在應對單側受力時，能夠更有效地控制骨折段的位移，降低骨折斷端移位的風險，提高下頜骨在非對稱受力情況下的穩定性。在骨折斷層應力分布方面，不同咬合工況下骨折斷層的應力分布也呈現出一定的規律。前牙咬合時，骨折斷層的最大應力出現在骨折線的中部，應力值為[X13]MPa，相較于二維固定時該部位的應力有所降低。這是因為三維固定方式能夠更均勻地分散應力，減少骨折線中部的應力集中。后牙咬合時，骨折斷層的最大應力為[X14]MPa，位于骨折線靠近磨牙的一端，同樣低于二維固定時該部位的應力。這說明三維固定方式在抵抗后牙咬合力時，能夠更好地分散應力，降低骨折斷層的應力集中程度，有利于骨折的愈合。單側咬合時，加載側骨折斷層的最大應力為[X15]MPa，非加載側骨折斷層的最大應力為[X16]MPa，加載側的應力明顯高于非加載側，但與二維固定相比，三維固定在加載側和非加載側的應力均有所降低。這表明三維固定方式在應對單側受力時，能夠有效調整骨折斷層的應力分布，減少應力集中，提高骨折固定的穩定性。接骨板固定釘的應力分布同樣受到咬合工況的影響。前牙咬合時，接骨板固定釘的最大應力出現在靠近骨折線的固定釘上，應力值為[X17]MPa，低于二維固定時該固定釘的應力。這是因為三維固定方式通過多個接骨板在不同平面的協同作用，能夠更均勻地分擔應力，減少單個固定釘的受力。后牙咬合時，接骨板固定釘的最大應力為[X18]MPa，位于遠離骨折線的固定釘上，也低于二維固定時該固定釘的應力。這說明三維固定方式在抵抗后牙咬合力時，能夠更好地分配應力，降低固定釘的應力集中，減少固定釘松動或斷裂的風險。單側咬合時，加載側接骨板固定釘的最大應力為[X19]MPa，非加載側接骨板固定釘的最大應力為[X20]MPa，加載側固定釘的應力明顯高于非加載側，但與二維固定相比，三維固定在加載側和非加載側的固定釘應力均有所降低。這表明三維固定方式在應對單側受力時，能夠有效地調整接骨板固定釘的應力分布，提高固定釘的穩定性，保障內固定系統的可靠性。5.4二維與三維結果對比通過對下頜骨骨折二維與三維堅強內固定模型在不同咬合工況下的生物力學分析，結果顯示二者在位移、應力分布等方面存在顯著差異，這些差異具有重要的臨床意義。在骨折段位移方面，無論是前牙咬合、后牙咬合還是單側咬合工況，三維堅強內固定模型的骨折段位移均小于二維模型。在模擬前牙咬合時，二維固定方式下骨折段在X方向（左右方向）的最大位移為[X1]mm，而三維固定時僅為[X2]mm；在Y方向（前后方向），二維固定的最大位移是[X3]mm，三維固定則為[X4]mm；Z方向（上下方向）上，二維固定的最大位移達[X5]mm，三維固定僅為[X6]mm。這種位移差異的原因在于，二維堅強內固定僅在頰側進行固定，難以有效抵抗骨折斷端在各個方向上的復雜運動，尤其是扭轉運動；而三維堅強內固定通過在多個平面放置接骨板，形成了空間立體的固定結構，能夠更好地約束骨折段在三維空間的位移，從而顯著降低了骨折段的移動幅度。從臨床意義來看，較小的骨折段位移意味著骨折斷端更加穩定，有利于骨折的愈合。骨折斷端的過度位移可能導致骨折間隙增大，影響骨痂的形成和生長，延長骨折愈合時間，甚至可能導致骨折不愈合或畸形愈合。因此，三維堅強內固定在減少骨折段位移方面的優勢，能夠為骨折愈合提供更有利的力學環境，提高骨折愈合的質量和成功率。在骨折斷層應力分布上，二維與三維固定方式也存在明顯不同。在各種咬合工況下，二維固定時骨折斷層的應力集中現象更為明顯，最大應力值相對較高；而三維固定能夠更均勻地分散應力，使骨折斷層的應力分布更加均勻，最大應力值較低。以單側咬合工況為例，二維固定時加載側骨折斷層的最大應力為[X7]MPa，非加載側為[X8]MPa；而三維固定時加載側的最大應力降至[X9]MPa，非加載側為[X10]MPa。這是因為二維固定方式在抵抗單側受力時，應力主要集中在接骨板與骨折斷端的接觸部位，導致該部位應力過高；而三維固定通過多個接骨板在不同平面的協同作用，能夠將應力更廣泛地分散到整個骨折區域，減少了應力集中現象。在臨床實踐中，骨折斷層的應力集中可能會導致局部骨質吸收、接骨板松動或斷裂等問題，影響骨折的治療效果。三維固定方式在降低骨折斷層應力集中方面的優勢，能夠有效減少這些并發癥的發生，提高內固定的穩定性和可靠性。接骨板固定釘的應力分布在二維與三維固定方式下同樣表現出差異。在不同咬合工況下，二維固定時接骨板固定釘的應力相對較高，尤其是在靠近骨折線或遠離骨折線的固定釘上，容易出現應力集中現象；而三維固定能夠更合理地分配應力，使固定釘的應力分布更加均勻，最大應力值較低。在模擬后牙咬合時，二維固定方式下接骨板固定釘的最大應力為[X11]MPa，出現在遠離骨折線的固定釘上；而三維固定時固定釘的最大應力為[X12]MPa，且各固定釘之間的應力差異較小。這是由于二維固定方式在抵抗后牙咬合力時，接骨板的受力分布不均勻，導致部分固定釘承受了過大的應力；而三維固定通過其空間立體的固定結構，能夠更好地分擔應力，降低單個固定釘的受力。接骨板固定釘的應力過高可能會導致固定釘松動、斷裂，從而影響內固定的效果。三維固定方式在優化接骨板固定釘應力分布方面的優勢，能夠提高固定釘的穩定性，保障內固定系統的長期有效性。六、結果討論與臨床指導6.1結果討論通過對下頜骨骨折二維與三維堅強內固定有限元模型在不同咬合工況下的生物力學分析，本研究發現二者在位移、應力分布等方面存在顯著差異，這些差異主要源于固定方式的不同。二維堅強內固定僅在頰側進行固定，接骨板主要抵抗骨折斷端的彎曲和剪切應力，但對于骨折斷端在三維空間中的扭轉運動，二維固定方式的抵抗能力較弱。當下頜骨受到非對稱的咬合力時，如單側咬合工況，二維固定難以有效控制骨折段在扭轉方向上的位移，導致骨折段在X、Y、Z方向上的位移相對較大。而三維堅強內固定通過在多個平面放置接骨板，形成空間立體的固定結構，能夠從多個方向約束骨折段的運動，有效抵抗骨折斷端在各個方向上的復雜應力，包括扭轉應力。在下頜骨下緣下方骨面和頰面分別放置接骨板，使固定系統在空間上形成一個穩定的框架，從而顯著降低了骨折段在各個方向上的位移，提高了固定的穩定性。在骨折斷層應力分布方面，二維固定時骨折斷層的應力集中現象更為明顯，主要是因為二維固定方式在抵抗復雜應力時，應力無法均勻地分散到整個骨折區域，而是集中在接骨板與骨折斷端的接觸部位，導致該部位應力過高。在單側咬合工況下，由于骨折段受到非對稱的力，二維固定方式難以有效分散應力，使得加載側骨折斷層的應力明顯升高。相比之下，三維固定通過多個接骨板在不同平面的協同作用，能夠將應力更廣泛地分散到整個骨折區域，使骨折斷層的應力分布更加均勻，最大應力值降低。三維固定方式能夠更好地適應下頜骨在生理狀態下承受的復雜應力，減少應力集中對骨折愈合的不利影響。接骨板固定釘的應力分布在二維與三維固定方式下也存在差異。二維固定時，由于接骨板的受力分布不均勻，部分固定釘承受了過大的應力，尤其是在靠近骨折線或遠離骨折線的固定釘上，容易出現應力集中現象。在模擬后牙咬合時，二維固定方式下接骨板固定釘的最大應力出現在遠離骨折線的固定釘上，這是因為后牙咬合力較大，使得接骨板的受力分布發生變化，遠離骨折線的固定釘承擔了更多的應力。而三維固定通過其空間立體的固定結構，能夠更合理地分配應力，使固定釘的應力分布更加均勻，最大應力值較低。三維固定方式下，各個固定釘之間的應力差異較小，能夠有效地降低單個固定釘的受力，減少固定釘松動或斷裂的風險。從骨折愈合和功能恢復的角度來看，這些生物力學差異具有重要影響。骨折段的穩定是骨折愈合的關鍵因素之一，較小的骨折段位移能夠減少骨折間隙的變化，有利于骨痂的形成和生長，促進骨折的愈合。三維堅強內固定在減少骨折段位移方面的優勢，能夠為骨折愈合提供更穩定的力學環境，降低骨折不愈合或畸形愈合的風險。應力分布的均勻性也對骨折愈合至關重要。骨折斷層應力集中可能導致局部骨質吸收，影響骨折愈合的質量；而接骨板固定釘的應力過高則可能導致固定釘松動、斷裂，影響內固定的效果。三維固定方式在降低骨折斷層應力集中和優化接骨板固定釘應力分布方面的優勢，能夠有效減少這些并發癥的發生，提高內固定的穩定性和可靠性，從而促進患者術后下頜骨功能的恢復。在臨床實踐中，對于復雜的下頜骨骨折，如粉碎性骨折、伴有明顯移位的骨折或涉及多個部位的骨折，采用三維堅強內固定技術能夠更好地滿足骨折愈合和功能恢復的要求，提高治療效果。6.2對臨床治療的指導意義基于本研究的結果，在臨床治療下頜骨骨折時，醫生應根據骨折的具體類型和嚴重程度，科學合理地選擇二維或三維堅強內固定方式，以提高治療效果，促進患者康復。對于簡單的下頜骨骨折，如線性骨折且移位不明顯、骨折部位相對穩定的情況，二維堅強內固定可能是一種合適的選擇。在一些頦部的線性骨折，骨折斷端無明顯移位，受力相對較小，采用二維堅強內固定，將接骨板固定于下頜骨的頰側表面，即可有效地抵抗骨折斷端受到的彎曲和剪切應力，維持骨折斷端的穩定，促進骨折愈合。二維堅強內固定具有操作相對簡單、手術時間短、費用較低等優點，能夠滿足這類簡單骨折的治療需求。然而，對于復雜的下頜骨骨折，如粉碎性骨折、伴有明顯移位的骨折或涉及多個部位的骨折，三維堅強內固定則具有顯著的優勢。在粉碎性骨折中，骨折塊數量多且移位復雜，需要更穩定的固定方式來確保骨折塊的復位和愈合。三維堅強內固定通過在多個平面放置接骨板，形成空間立體的固定結構，能夠更有效地抵抗骨折斷端在各個方向上的復雜應力，減少骨折段的位移，降低骨折不愈合或畸形愈合的風險。對于伴有明顯移位的骨折，三維固定方式能夠更好地控制骨折段的位置，為骨折愈合提供更有利的力學環境。在涉及多個部位的骨折中，三維固定可以通過合理的接骨板布局，實現對不同骨折部位的有效固定，提高固定的整體穩定性。在選擇內固定方式時，還需綜合考慮患者的個體情況，如年齡、身體狀況、口腔衛生條件等。老年患者由于骨質疏松，骨骼的力學性能下降，對骨折固定的穩定性要求更高，三維堅強內固定可能更適合他們。而對于身體狀況較差、無法耐受長時間手術的患者，在保證治療效果的前提下，可優先考慮操作相對簡單的二維堅強內固定?？谇恍l生條件差的患者，術后感染的風險較高，應選擇更穩定的內固定方式，以減少因感染導致的內固定失敗的風險。除了內固定方式的選擇，接骨板和螺釘的規格、材質等也對治療效果有重要影響。在臨床實踐中，應根據下頜骨的解剖結構和骨折部位的受力特點，選擇合適規格的接骨板和螺釘。對于承受較大應力的部位，可選用強度更高、厚度更大的接骨板和螺釘；對于一些解剖結構復雜的部位，應選擇形狀更貼合、適應性更好的接骨板。材質方面，鈦合金因其良好的生物相容性和機械性能，是目前常用的內固定材料，但在一些特殊情況下，如患者對鈦合金過敏，可考慮其他替代材料。本研究結果還為臨床醫生在手術操作中提供了參考。在進行三維堅強內固定手術時，應精確確定接骨板在不同平面的放置位置和角度，確保接骨板與骨面緊密貼合，螺釘的植入位置和扭矩應準確控制，以提高固定的穩定性。在術后隨訪中，可根據本研究的生物力學分析結果，關注骨折斷端的位移和應力分布變化，及時發現并處理可能出現的問題，如接骨板松動、螺釘斷裂等，保障患者的治療效果和康復進程。6.3研究局限性與展望本研究在運用三維有限元方法探究下頜骨骨折二維與三維堅強內固定生物力學特性的過程中，雖然取得了一些有價值的成果，但仍存在一定的局限性。在模型簡化方面，盡管本研究致力于構建精確的下頜骨骨折有限元模型，但由于實際下頜骨結構和生理環境的極端復雜性，模型不可避免地進行了一定程度的簡化。在模型中，對下頜骨的一些細微解剖結構，如骨小梁的微觀結構、下頜骨表面的肌肉附著點的精確幾何形狀和力學特性等，未能進行全面且細致的模擬。骨小梁的微觀結構對下頜骨的力學性能有著重要影響，其復雜的網狀結構能夠在承受外力時有效地分散應力，而在本模型中，僅對松質骨進行了宏觀的材料屬性設定，無法準確反映骨小梁微觀結構對力學性能的影響。下頜骨表面附著的肌肉在咀嚼、吞咽等功能活動中發揮著關鍵作用，肌肉的收縮力會對下頜骨的受力狀態產生顯著影響，但本研究在模型中對肌肉的模擬相對簡化，僅通過加載集中力來近似模擬肌肉的作用，無法精確考慮肌肉在不同工況下的協同作用和動態變化。這些簡化可能導致模型的計算結果與實際情況存在一定偏差，影響研究結果的準確性和可靠性。在參數設定上，雖然本研究參考了大量的相關文獻和實驗數據，對下頜骨、接骨板和螺釘等材料的屬性以及加載條件、邊界約束等參數進行了合理設定，但實際生理條件下的參數存在個體差異和動態變化，難以完全準確地模擬。不同個體的下頜骨在材料屬性、幾何形狀等方面可能存在差異，這些差異會影響下頜骨骨折后的生物力學響應。本研究僅基于一名志愿者的下頜骨數據建立模型，無法涵蓋所有個體的差異。實際生理狀態下，下頜骨所承受的載荷和邊界條件是動態變化的，在咀嚼過程中，咬合力的大小、方向和作用點會隨著咀嚼動作的進行而不斷變化，而本研究在加載條件設定時，將咬合力簡化為固定方向和大小的集中力，無法精確模擬這種動態變化。這些參數設定的局限性可能導致研究結果的普適性受到一定限制，在臨床應用中需要謹慎考慮個體差異和實際生理條件的變化