骨折端加壓螺釘結合鎖定鋼板固定老年股骨遠段簡單骨折的生物力學分析

張 俊，厲國定，王 健

老年股骨遠段骨折多為低能量損傷導致的簡單骨折(螺旋形、螺旋楔形、長斜形)[1]，目前常用內固定方式是微創鋼板固定(MIPO)[2]，但MIPO治療的最佳指針是粉碎性骨折及骨質疏松性骨折[3]。文獻[4-5]報道，MIPO治療有時很難糾正簡單骨折(AO分型A1、A2、C1型)的骨折端間隙，術后部分骨折間隙依然殘存。由于鎖定鋼板強度較大，如果簡單骨折的骨折端間隙過大，則很難有足夠的應變力誘導骨痂生成，易引起骨折延遲愈合、畸形愈合，甚至不愈合等并發癥發生[6-7]。為此，筆者利用軟件對股骨及內固定進行建模，通過有限元方法對單純釘板系統(單純法)與骨折端加壓螺釘結合鎖定鋼板(聯合法)固定的生物力學特點進行比較，旨在尋找較優化的內固定方式治療老年股骨遠段簡單骨折。

1 材料與方法

1.1 股骨遠段有限元模型建立

1.1.1建模前資料收集 健康男性志愿者1名，60歲，身高172 cm，體重70 kg。X線片顯示無股骨骨折、畸形或病理性骨病。使用雙能X線骨密度儀對左側髖關節行骨密度掃描，T值為-1.4 SD。采用Brilliance 64排螺旋CT(Philips公司)對雙側髂前上棘至脛骨結節行連續掃描，電壓140 kV，電流350 mA，掃描層厚1 mm，層間距0.5 mm，共獲得1 196張CT圖像，以DICOM格式存儲。

1.1.2股骨遠段骨折模型的建立 將數據導入到Mimics 14.0軟件(Materialize公司)，采用閾值法把骨骼部分提取出來，通過三維重建功能初步建立較為粗糙的股骨三維幾何模型。右側股骨模型以 .stl格式文件導出，輸入到逆向工程軟件Geomagic Studio 2015(Raindrop Geomagic公司)進行打磨、降噪等圖像處理，得到均勻、光滑的NURBS曲面。將優化后的面網格模型以.iges格式導入到機械建模軟件Solid Works 2016(Dassault Systemes公司)進行實體建模重構，參照老年股骨遠段骨折常出現的螺旋形斷裂方式，模型斷裂起始位置從距離股骨遠端最低點60 mm處開始延展，斷裂高度50 mm，進行骨折線切割，建立AO/OTA-33A1型股骨遠段骨折模型。見圖1。

圖1 AO/OTA-33A1型股骨遠段骨折模型 A.正面觀; B.后面觀

1.1.3微創固定系統(LISS)鋼板及螺釘模型的創建 將鋼板及螺釘數據(Synthes醫療器械公司)導入到Solid Works 2016中，構建LISS鋼板及螺釘模型。LISS為11孔鎖定加壓鋼板，長度276 mm，忽略螺紋細節，對鋼板及螺釘進行塑形處理，建立4組股骨遠端鋼板與螺釘三維模型：① A組：102 mm工作長度單純法模型，距離股骨外側髁最低點平面15 mm以上裝配，骨折遠端用7枚? 5.0 mm鎖定螺釘(單皮質)固定，骨折近端用4枚? 5.0 mm鎖定螺釘(近端5、7、9、11號孔，雙皮質)固定。② B組：102 mm工作長度聯合法模型，骨折端用1枚? 4.5 mm拉力螺釘垂直經過骨折線固定在股骨前外側，鋼板裝配同A組。③ C組：82 mm工作長度單純法模型，骨折遠端裝配同A組，骨折近端用4枚? 5.0 mm鎖定螺釘(近端4、7、9、11號孔)固定。④ D組：82 mm工作長度聯合法模型，骨折端用1枚? 4.5 mm拉力螺釘固定，鋼板裝配同C組。見圖2。

圖2 股骨遠段骨折內固定裝配模型 A.102 mm工作長度單純法模型；B.102 mm工作長度聯合法模型；C.82 mm工作長度單純法模型；D.82 mm工作長度聯合法模型

1.1.4建立三維有限元網格模型 將已構建完成的LISS鋼板及螺釘與股骨遠段模型相互定位，完成內固定物置入，導入Geomagic Studio 2015軟件進行精細化修飾。將模型導入到有限元分析軟件Ansys Workbench 13(ANSYS 公司)進行相應的前處理及后處理，構建股骨皮質骨及松質骨、鋼板及螺釘的三維有限元網格模型。

1.2 三維有限元網格模型與材料屬性賦值選擇四面體結構單元類型Solid92構建網格，股骨皮質骨共獲得320 542個單元、481 670個節點；股骨松質骨共獲得345 511個單元、503 061個節點；鎖定鋼板共獲得399 500個單元、585 466個節點；鎖定螺釘共獲得545 129個單元、791 537個節點；拉力螺釘共獲得64 374個單元、40 433個節點。將網格模型再次導入Mimics 14.0軟件中，賦予不同的彈性模量及泊松比，具體參數[8-9]如下：股骨皮質骨彈性模量16.8 GPa，泊松比0.30；股骨松質骨彈性模量620 MPa，泊松比0.29；鈦合金(Ti-6Al-7Nb)彈性模量110 GPa，泊松比0.33。假定均為連續、均質、各向同性的線性材料。

1.3 邊界條件設置與載荷加載設定股骨遠端進行三向約束，即遠端在X、Y、Z軸上的位移均為0。骨折斷端、拉力螺釘與股骨的摩擦系數設定為0.3[10]。模型按正常站立位放置，使骨干長軸與正常中軸線形成15°[11]。對模型股骨頭施加700 N軸向載荷，對模型股骨中部施加4 N·m扭轉載荷，忽略髖關節周圍韌帶等組織的影響。

1.4 觀察指標① 鎖定鋼板的應力分布及峰值；② 鎖定鋼板的位移分布及峰值；③ 骨折端剪切位移及軸向位移，具體計算方法：股骨骨折近端及遠端共取16個關鍵點[12](包括骨折線中點及轉折點)，根據載荷加載后各點位移的平均變化計算骨折端剪切位移及軸向位移。

2 結果

2.1 鎖定鋼板的應力分布及峰值在700 N軸向和4 N·m 扭轉載荷下，A組應力峰值集中在骨折線區域的鎖定鋼板上，分別為244.39、45.40 MPa；B組應力峰值集中在骨折線區域的拉力螺釘上，鎖定鋼板上的應力峰值分別為124.26、13.97 MPa；C組應力峰值集中在骨折線區域的鎖定鋼板上，分別為243.30、44.08 MPa；D組應力峰值集中在骨折線區域的拉力螺釘上，鎖定鋼板上的應力峰值分別100.43、17.24 MPa。通過分析應力分布可知，使用骨折端加壓螺釘后，應力峰值分布發生轉移，應力峰值從骨折線區域的股骨干側方鋼板轉移到骨折線區域的拉力螺釘，而鎖定鋼板上的應力峰值明顯降低，說明骨折端加壓螺釘結合鎖定鋼板固定可以減輕鎖定鋼板應力集中的局限性。在700 N軸向和4 N·m 扭轉載荷下，在102 mm工作長度的對比模型(A、B組)中，骨折端螺釘固定后鎖定鋼板上的應力峰值下降幅度分別為49%、69%；在82 mm工作長度對比模型(C、D 組)中，骨折端螺釘固定后鎖定鋼板上的應力峰值下降幅度分別為59%、61%。見圖3。

圖3 在700 N軸向和4 N·m扭轉載荷下4組模型鎖定鋼板的應力分布云圖 A.102 mm工作長度單純法模型；B.102 mm工作長度聯合法模型；C.82 mm工作長度單純法模型；D.82 mm工作長度聯合法模型

2.2 鎖定鋼板的位移分布及峰值在700 N軸向和4 N·m扭轉載荷下，4組模型的位移峰值均集中在鎖定鋼板近端。位移峰值：A組分別為4.89、0.18 mm，B組分別為3.40、0.13 mm，C組分別為4.63、0.16 mm，D組分別為2.60、0.14 mm。通過分析位移分布可知，使用骨折端加壓螺釘后，鎖定鋼板的位移峰值分布沒有發生轉移，位移峰值仍然集中在鎖定鋼板近端，但明顯降低，聯合法模型組的位移峰值均小于單純法模型組。在700 N軸向和4 N·m 扭轉載荷下，在102 mm工作長度對比模型(A、B組)中，骨折端螺釘固定后鎖定鋼板上的位移峰值下降幅度分別為30%、28%；在82 mm工作長度對比模型(C、D組)中，骨折端螺釘固定后鎖定鋼板上的位移峰值下降幅度分別為44%、13%。見圖4。

圖4 在700 N軸向和4 N·m扭轉載荷下4組模型鎖定鋼板的位移分布云圖 A.102 mm工作長度單純法模型；B.102 mm工作長度聯合法模型；C.82 mm工作長度單純法模型；D.82 mm工作長度聯合法模型

2.3 骨折端剪切位移在700 N軸向和4 N·m扭轉載荷下，骨折端剪切位移：A組分別為0.43、0.11 mm，B組分別為0.23、0.03 mm，C組分別為0.43、0.09 mm，D組分別為0.18、0.04 mm。通過分析剪切位移可知，聯合法模型組均小于單純法模型組。在700 N軸向和4 N·m扭轉載荷下，在102 mm工作長度對比模型(A、B組)中，骨折端螺釘固定后剪切位移下降幅度分別為47%、73%；在82 mm工作長度對比模型(C、D組)中，骨折端螺釘固定后剪切位移下降幅度分別為58%、56%。見圖5。

圖5 在700 N軸向和4 N·m扭轉載荷下4組模型骨折端剪切位移 A.102 mm工作長度單純法模型；B.102 mm工作長度聯合法模型；C.82 mm工作長度單純法模型；D.82 mm工作長度聯合法模型

2.4 骨折端軸向位移在700 N軸向載荷下，骨折端軸向位移：A～D組依次為0.87、0.33、0.83、0.24 mm。在4 N·m扭轉載荷下，骨折端軸向位移均很小，可忽略不計。通過分析軸向位移可知，在軸向載荷下聯合法模型組均小于單純法模型組。在700 N軸向載荷下，在102 mm工作長度對比模型(A、B組)中，骨折端螺釘固定后軸向位移下降幅度為62%；在82 mm工作長度對比模型(C、D組)中，骨折端螺釘固定后軸向位移下降幅度為71%。

3 討論

3.1 單純法固定股骨遠段簡單骨折存在的問題MIPO具有微創置入、成角穩定、可避免軟組織過度剝離等特點，因此是治療老年股骨遠段骨折的首選方法[13-14]。MIPO是一種相對穩定固定的方法，源于骨折端微動可以促進骨痂形成，最終利于骨折愈合，這一理念幾乎被認為適合所有骨折類型[15]。但研究[4-5]發現，部分股骨中遠段骨折(A1、A2、C1型骨折)采用MIPO治療很難獲得滿意復位，尤其是螺旋形骨折，易導致骨折延遲愈合等并發癥。一般認為，如果骨折端使用螺釘固定，為了獲得一期愈合，應行解剖復位和絕對穩定固定。生物力學研究[16-17]證明，在股骨遠段簡單骨折中，聯合法固定不會將骨折端微動減少到絕對穩定固定的程度，相反，骨折端用螺釘固定后，剪切微動明顯降低，更利于骨折愈合。研究[18]發現，聯合法固定后骨折端有骨痂形成，證實聯合法固定后存在二期愈合現象,雖然與單純法相比，聯合法固定產生骨痂的數量會相對較少，但骨痂重建會更快。因此，在股骨簡單骨折治療中，一些學者主張無需嚴格區分相對穩定和絕對穩定固定[1,16,19-20]。

3.2 聯合法固定股骨遠段簡單骨折可減少鋼板上的應力研究[16,19]顯示，在老年股骨遠段簡單骨折中，聯合法固定具有更好的生物力學穩定性。M?rdian et al[19]用新鮮尸體標本(平均年齡71歲)模擬A1.1型股骨遠段骨折，在不同軸向(500/1 000 N)和扭轉(2/4 N·m)載荷下，102 mm和62 mm兩種不同工作長度聯合法模型生物力學強度均大于單純法模型，雖然文獻并未提及具體骨密度，但因標本年齡，考慮均應至少處于骨量減少水平。我們的實驗結果與之相似，在700 N軸向和4 N·m扭轉載荷下，骨折端螺釘固定后鎖定鋼板上的應力峰值明顯降低，102 mm工作長度模型下降幅度分別為49%、69%，82 mm工作長度模型下降幅度分別為59%、61%。本研究表明，使用骨折端加壓螺釘后，有一部分應力被拉力螺釘很好地分散掉，因此鎖定鋼板上的應力顯著降低，說明聯合法固定可以減輕鎖定鋼板應力集中的局限性。最近臨床研究[1,20]顯示，在骨量正常和骨量減少的股骨簡單骨折中，聯合法固定均可實現骨折端有效加壓，促進骨折愈合，減少并發癥。需要注意的是，在一些老年骨質疏松骨折中，骨折端螺釘無法在骨折塊之間實現有效加壓，因此，在這種情況下不建議使用骨折端螺釘固定。但在大多數情況下，生物力學和臨床研究[1,16,18-20]均支持聯合法固定對簡單骨折是有利的，并有可能促進骨折早期愈合。

3.3 聯合法固定股骨遠段簡單骨折可減少鋼板及骨折端位移為了降低內置物失效的風險，鋼板的位移峰值及骨折端剪切位移應該越低越好。M?rdian et al[16]用新鮮尸體標本模擬A1.1型股骨遠端骨折，在軸向(500/1 000 N)和扭轉(2/4 N·m)載荷下，102 mm和62 mm工作長度骨折端剪切位移聯合法模型均明顯小于同長度單純法模型。我們的實驗結果與之相似，鎖定鋼板的位移峰值和骨折端剪切位移：在700 N軸向載荷下，102 mm工作長度模型(A、B組)分別下降30%、47%，82 mm工作長度模型(C、D組)分別下降44%、58%；在4 N·m扭轉載荷下，102 mm工作長度模型(A、B組)分別下降28%、73%；82 mm工作長度模型(C、D組)分別下降13%、56%。本研究表明，使用骨折端加壓螺釘后，在扭轉載荷下，與82 mm工作長度模型相比，102 mm模型鎖定鋼板的位移峰值及骨折端剪切位移的下降幅度均更大；在軸向載荷下，與102 mm工作長度模型相比，82 mm工作長度模型鎖定鋼板的位移峰值及骨折端剪切位移的下降幅度均更大。

綜上所述，對于老年股骨遠段簡單骨折，聯合法固定能分擔鎖定鋼板上的應力并使骨折斷端更穩定，102 mm工作長度可提供更好的抗扭轉穩定性，82 mm工作長度可提供更好的軸向穩定性。