张 俊，厉国定，王 健
老年股骨远段骨折多为低能量损伤导致的简单骨折(螺旋形、螺旋楔形、长斜形)[1]，目前常用内固定方式是微创钢板固定(MIPO)[2]，但MIPO治疗的最佳指针是粉碎性骨折及骨质疏松性骨折[3]。文献[4-5]报道，MIPO治疗有时很难纠正简单骨折(AO分型A1、A2、C1型)的骨折端间隙，术后部分骨折间隙依然残存。由于锁定钢板强度较大，如果简单骨折的骨折端间隙过大，则很难有足够的应变力诱导骨痂生成，易引起骨折延迟愈合、畸形愈合，甚至不愈合等并发症发生[6-7]。为此，笔者利用软件对股骨及内固定进行建模，通过有限元方法对单纯钉板系统(单纯法)与骨折端加压螺钉结合锁定钢板(联合法)固定的生物力学特点进行比较，旨在寻找较优化的内固定方式治疗老年股骨远段简单骨折。
1.1 股骨远段有限元模型建立
1.1.1建模前资料收集 健康男性志愿者1名，60岁，身高172 cm，体重70 kg。X线片显示无股骨骨折、畸形或病理性骨病。使用双能X线骨密度仪对左侧髋关节行骨密度扫描，T值为-1.4 SD。采用Brilliance 64排螺旋CT(Philips公司)对双侧髂前上棘至胫骨结节行连续扫描，电压140 kV，电流350 mA，扫描层厚1 mm，层间距0.5 mm，共获得1 196张CT图像，以DICOM格式存储。
1.1.2股骨远段骨折模型的建立 将数据导入到Mimics 14.0软件(Materialize公司)，采用阈值法把骨骼部分提取出来，通过三维重建功能初步建立较为粗糙的股骨三维几何模型。右侧股骨模型以 .stl格式文件导出，输入到逆向工程软件Geomagic Studio 2015(Raindrop Geomagic公司)进行打磨、降噪等图像处理，得到均匀、光滑的NURBS曲面。将优化后的面网格模型以.iges格式导入到机械建模软件Solid Works 2016(Dassault Systemes公司)进行实体建模重构，参照老年股骨远段骨折常出现的螺旋形断裂方式，模型断裂起始位置从距离股骨远端最低点60 mm处开始延展，断裂高度50 mm，进行骨折线切割，建立AO/OTA-33A1型股骨远段骨折模型。见图1。
图1 AO/OTA-33A1型股骨远段骨折模型 A.正面观; B.后面观
1.1.3微创固定系统(LISS)钢板及螺钉模型的创建 将钢板及螺钉数据(Synthes医疗器械公司)导入到Solid Works 2016中，构建LISS钢板及螺钉模型。LISS为11孔锁定加压钢板，长度276 mm，忽略螺纹细节，对钢板及螺钉进行塑形处理，建立4组股骨远端钢板与螺钉三维模型：① A组：102 mm工作长度单纯法模型，距离股骨外侧髁最低点平面15 mm以上装配，骨折远端用7枚ø 5.0 mm锁定螺钉(单皮质)固定，骨折近端用4枚ø 5.0 mm锁定螺钉(近端5、7、9、11号孔，双皮质)固定。② B组：102 mm工作长度联合法模型，骨折端用1枚ø 4.5 mm拉力螺钉垂直经过骨折线固定在股骨前外侧，钢板装配同A组。③ C组：82 mm工作长度单纯法模型，骨折远端装配同A组，骨折近端用4枚ø 5.0 mm锁定螺钉(近端4、7、9、11号孔)固定。④ D组：82 mm工作长度联合法模型，骨折端用1枚ø 4.5 mm拉力螺钉固定，钢板装配同C组。见图2。
图2 股骨远段骨折内固定装配模型 A.102 mm工作长度单纯法模型；
B.102 mm工作长度联合法模型；
C.82 mm工作长度单纯法模型；
D.82 mm工作长度联合法模型
1.1.4建立三维有限元网格模型 将已构建完成的LISS钢板及螺钉与股骨远段模型相互定位，完成内固定物置入，导入Geomagic Studio 2015软件进行精细化修饰。将模型导入到有限元分析软件Ansys Workbench 13(ANSYS 公司)进行相应的前处理及后处理，构建股骨皮质骨及松质骨、钢板及螺钉的三维有限元网格模型。
1.2 三维有限元网格模型与材料属性赋值选择四面体结构单元类型Solid92构建网格，股骨皮质骨共获得320 542个单元、481 670个节点；
股骨松质骨共获得345 511个单元、503 061个节点；
锁定钢板共获得399 500个单元、585 466个节点；
锁定螺钉共获得545 129个单元、791 537个节点；
拉力螺钉共获得64 374个单元、40 433个节点。将网格模型再次导入Mimics 14.0软件中，赋予不同的弹性模量及泊松比，具体参数[8-9]如下：股骨皮质骨弹性模量16.8 GPa，泊松比0.30；
股骨松质骨弹性模量620 MPa，泊松比0.29；
钛合金(Ti-6Al-7Nb)弹性模量110 GPa，泊松比0.33。假定均为连续、均质、各向同性的线性材料。
1.3 边界条件设置与载荷加载设定股骨远端进行三向约束，即远端在X、Y、Z轴上的位移均为0。骨折断端、拉力螺钉与股骨的摩擦系数设定为0.3[10]。模型按正常站立位放置，使骨干长轴与正常中轴线形成15°[11]。对模型股骨头施加700 N轴向载荷，对模型股骨中部施加4 N·m扭转载荷，忽略髋关节周围韧带等组织的影响。
1.4 观察指标① 锁定钢板的应力分布及峰值；
② 锁定钢板的位移分布及峰值；
③ 骨折端剪切位移及轴向位移，具体计算方法：股骨骨折近端及远端共取16个关键点[12](包括骨折线中点及转折点)，根据载荷加载后各点位移的平均变化计算骨折端剪切位移及轴向位移。
2.1 锁定钢板的应力分布及峰值在700 N轴向和4 N·m 扭转载荷下，A组应力峰值集中在骨折线区域的锁定钢板上，分别为244.39、45.40 MPa；
B组应力峰值集中在骨折线区域的拉力螺钉上，锁定钢板上的应力峰值分别为124.26、13.97 MPa；
C组应力峰值集中在骨折线区域的锁定钢板上，分别为243.30、44.08 MPa；
D组应力峰值集中在骨折线区域的拉力螺钉上，锁定钢板上的应力峰值分别100.43、17.24 MPa。通过分析应力分布可知，使用骨折端加压螺钉后，应力峰值分布发生转移，应力峰值从骨折线区域的股骨干侧方钢板转移到骨折线区域的拉力螺钉，而锁定钢板上的应力峰值明显降低，说明骨折端加压螺钉结合锁定钢板固定可以减轻锁定钢板应力集中的局限性。在700 N轴向和4 N·m 扭转载荷下，在102 mm工作长度的对比模型(A、B组)中，骨折端螺钉固定后锁定钢板上的应力峰值下降幅度分别为49%、69%；
在82 mm工作长度对比模型(C、D 组)中，骨折端螺钉固定后锁定钢板上的应力峰值下降幅度分别为59%、61%。见图3。
图3 在700 N轴向和4 N·m扭转载荷下4组模型锁定钢板的应力分布云图 A.102 mm工作长度单纯法模型；
B.102 mm工作长度联合法模型；
C.82 mm工作长度单纯法模型；
D.82 mm工作长度联合法模型
2.2 锁定钢板的位移分布及峰值在700 N轴向和4 N·m扭转载荷下，4组模型的位移峰值均集中在锁定钢板近端。位移峰值：A组分别为4.89、0.18 mm，B组分别为3.40、0.13 mm，C组分别为4.63、0.16 mm，D组分别为2.60、0.14 mm。通过分析位移分布可知，使用骨折端加压螺钉后，锁定钢板的位移峰值分布没有发生转移，位移峰值仍然集中在锁定钢板近端，但明显降低，联合法模型组的位移峰值均小于单纯法模型组。在700 N轴向和4 N·m 扭转载荷下，在102 mm工作长度对比模型(A、B组)中，骨折端螺钉固定后锁定钢板上的位移峰值下降幅度分别为30%、28%；
在82 mm工作长度对比模型(C、D组)中，骨折端螺钉固定后锁定钢板上的位移峰值下降幅度分别为44%、13%。见图4。
图4 在700 N轴向和4 N·m扭转载荷下4组模型锁定钢板的位移分布云图 A.102 mm工作长度单纯法模型；
B.102 mm工作长度联合法模型；
C.82 mm工作长度单纯法模型；
D.82 mm工作长度联合法模型
2.3 骨折端剪切位移在700 N轴向和4 N·m扭转载荷下，骨折端剪切位移：A组分别为0.43、0.11 mm，B组分别为0.23、0.03 mm，C组分别为0.43、0.09 mm，D组分别为0.18、0.04 mm。通过分析剪切位移可知，联合法模型组均小于单纯法模型组。在700 N轴向和4 N·m扭转载荷下，在102 mm工作长度对比模型(A、B组)中，骨折端螺钉固定后剪切位移下降幅度分别为47%、73%；
在82 mm工作长度对比模型(C、D组)中，骨折端螺钉固定后剪切位移下降幅度分别为58%、56%。见图5。
图5 在700 N轴向和4 N·m扭转载荷下4组模型骨折端剪切位移 A.102 mm工作长度单纯法模型；
B.102 mm工作长度联合法模型；
C.82 mm工作长度单纯法模型；
D.82 mm工作长度联合法模型
2.4 骨折端轴向位移在700 N轴向载荷下，骨折端轴向位移：A～D组依次为0.87、0.33、0.83、0.24 mm。在4 N·m扭转载荷下，骨折端轴向位移均很小，可忽略不计。通过分析轴向位移可知，在轴向载荷下联合法模型组均小于单纯法模型组。在700 N轴向载荷下，在102 mm工作长度对比模型(A、B组)中，骨折端螺钉固定后轴向位移下降幅度为62%；
在82 mm工作长度对比模型(C、D组)中，骨折端螺钉固定后轴向位移下降幅度为71%。
3.1 单纯法固定股骨远段简单骨折存在的问题MIPO具有微创置入、成角稳定、可避免软组织过度剥离等特点，因此是治疗老年股骨远段骨折的首选方法[13-14]。MIPO是一种相对稳定固定的方法，源于骨折端微动可以促进骨痂形成，最终利于骨折愈合，这一理念几乎被认为适合所有骨折类型[15]。但研究[4-5]发现，部分股骨中远段骨折(A1、A2、C1型骨折)采用MIPO治疗很难获得满意复位，尤其是螺旋形骨折，易导致骨折延迟愈合等并发症。一般认为，如果骨折端使用螺钉固定，为了获得一期愈合，应行解剖复位和绝对稳定固定。生物力学研究[16-17]证明，在股骨远段简单骨折中，联合法固定不会将骨折端微动减少到绝对稳定固定的程度，相反，骨折端用螺钉固定后，剪切微动明显降低，更利于骨折愈合。研究[18]发现，联合法固定后骨折端有骨痂形成，证实联合法固定后存在二期愈合现象,虽然与单纯法相比，联合法固定产生骨痂的数量会相对较少，但骨痂重建会更快。因此，在股骨简单骨折治疗中，一些学者主张无需严格区分相对稳定和绝对稳定固定[1,16,19-20]。
3.2 联合法固定股骨远段简单骨折可减少钢板上的应力研究[16,19]显示，在老年股骨远段简单骨折中，联合法固定具有更好的生物力学稳定性。Märdian et al[19]用新鲜尸体标本(平均年龄71岁)模拟A1.1型股骨远段骨折，在不同轴向(500/1 000 N)和扭转(2/4 N·m)载荷下，102 mm和62 mm两种不同工作长度联合法模型生物力学强度均大于单纯法模型，虽然文献并未提及具体骨密度，但因标本年龄，考虑均应至少处于骨量减少水平。我们的实验结果与之相似，在700 N轴向和4 N·m扭转载荷下，骨折端螺钉固定后锁定钢板上的应力峰值明显降低，102 mm工作长度模型下降幅度分别为49%、69%，82 mm工作长度模型下降幅度分别为59%、61%。本研究表明，使用骨折端加压螺钉后，有一部分应力被拉力螺钉很好地分散掉，因此锁定钢板上的应力显著降低，说明联合法固定可以减轻锁定钢板应力集中的局限性。最近临床研究[1,20]显示，在骨量正常和骨量减少的股骨简单骨折中，联合法固定均可实现骨折端有效加压，促进骨折愈合，减少并发症。需要注意的是，在一些老年骨质疏松骨折中，骨折端螺钉无法在骨折块之间实现有效加压，因此，在这种情况下不建议使用骨折端螺钉固定。但在大多数情况下，生物力学和临床研究[1,16,18-20]均支持联合法固定对简单骨折是有利的，并有可能促进骨折早期愈合。
3.3 联合法固定股骨远段简单骨折可减少钢板及骨折端位移为了降低内置物失效的风险，钢板的位移峰值及骨折端剪切位移应该越低越好。Märdian et al[16]用新鲜尸体标本模拟A1.1型股骨远端骨折，在轴向(500/1 000 N)和扭转(2/4 N·m)载荷下，102 mm和62 mm工作长度骨折端剪切位移联合法模型均明显小于同长度单纯法模型。我们的实验结果与之相似，锁定钢板的位移峰值和骨折端剪切位移：在700 N轴向载荷下，102 mm工作长度模型(A、B组)分别下降30%、47%，82 mm工作长度模型(C、D组)分别下降44%、58%；
在4 N·m扭转载荷下，102 mm工作长度模型(A、B组)分别下降28%、73%；
82 mm工作长度模型(C、D组)分别下降13%、56%。本研究表明，使用骨折端加压螺钉后，在扭转载荷下，与82 mm工作长度模型相比，102 mm模型锁定钢板的位移峰值及骨折端剪切位移的下降幅度均更大；
在轴向载荷下，与102 mm工作长度模型相比，82 mm工作长度模型锁定钢板的位移峰值及骨折端剪切位移的下降幅度均更大。
综上所述，对于老年股骨远段简单骨折，联合法固定能分担锁定钢板上的应力并使骨折断端更稳定，102 mm工作长度可提供更好的抗扭转稳定性，82 mm工作长度可提供更好的轴向稳定性。
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