股骨轉子下骨折內固定的生物力學有限元比較研究

敖榮廣+禹寶慶+朱雅龍

股骨轉子下骨折內固定的生物力學有限元比較研究

敖榮廣 禹寶慶 朱雅龍▲

上海市浦東醫院骨科，上海 201399

[摘要] 目的 借助于有限單元技術探討髓內和髓外方式固定股骨轉子下骨折的生物力學特性。 方法 建立完整股骨的三維有限元模型以及PFP和加長型PFNA的CAD模型，按照標準骨科手術技術予以固定，于股骨頭處加載應力，分析內固定的應力分布狀態和骨折塊的位移。結果PFP鋼板的應力主要集中在鋼板的內側和鋼板螺釘交界處。其中最大應力為190.6MPa，集中在最遠端的螺釘鋼板交界處。鋼板螺釘交界處的應力集中也非均等分布。其頭端和遠端的應力較為集中，中間三顆螺釘應力集中并不明顯。加長型PFNA固定的應力分布主要集中在主釘的外側中段和下端。應力集中的最大值為165Mpa。最大應力集中在頭端螺釘與主釘交界處。PFP固定轉子下骨折的骨折塊位移，分別取第一、二、三塊（由近端及遠端）骨折塊靠近骨折線的節點作為標記點，以標記骨折在應力加載后的位移度。第一骨折塊位移2.38mm，第二骨折塊位移為2.25mm，第三骨折塊位移1.74mm。PFNA加長型固定轉子下骨折的骨折塊位移，分別取第一、二、三塊（由近端及遠端）骨折塊靠近骨折線的節點作為標記點，以標記骨折在應力加載后的位移度。第一骨折塊位移2.13mm，第二骨折塊位移為2.35mm，第三骨折塊位移1.75mm，兩者的差異具有統計學意義。 結論 從靜力分析角度，加長型PFNA比PFP在固定股骨轉子下粉碎性骨折方面，更有優勢。

[關鍵詞] 骨科植入物；有限元；股骨轉子下骨折

[中圖分類號] R331 [文獻標識碼] A [文章編號] 2095-0616（2017）20-11-05

Biomechanical finite element comparative study of internal fixation for subtrochanteric fracture

AO Rongguang YU Baoqing ZHU Yalong

Department of Orthopedics，Pudong Hospital of Shanghai，Shanghai 201399， China

[Abstract] Objective To investigate the biomechanical characteristics of intramedullary and extramedullary fixation of subtrochanteric fractures of the femur With the aid of finite element technique. Methods A three-dimensional finite element model of the intact femur，PFP model and CAD model with long PFNA were established and fixed according to the standard Department of orthopedics surgical technique，the stress was loaded at the femoral head，the stress distribution of the internal fixation and the displacement of the fracture block were analyzed. Results The stress of PFP steel plate was mainly concentrated At the junction between the inside of the steel plate and the plate screws.The maximum stress was 190.6MPa，concentrated at the distal end of the screw plate junction.The stress concentration at the juncture between the steel plate and the screw was not equally distributed.The stress at the head and distal end was more concentrated，and the stress concentration among the three screws was not obvious.The stress distribution of the lengthened PFNA was mainly concentrated in the middle and lower ends of the outer side of the main nails.The maximum of the stress concentration was 165Mpa.The maximum stress concentrated at the junction of the head end of screw and the main nail.For the Fracture displacement of subtrochanteric fracture fixed by PFP，the first，second，three blocks （from the proximal and distal nodes） fracture block near the fracture line were taken as a marker to mark the fracture stress after loading displacement.The first block fracture displacement was 2.38mm，the second fracture displacement was 2.25mm，the third fracture displacement was 1.74mm.For the fracture displacement of PFNA lengthened subtrochanteric fracture，the first，second，three blocks （proximal and distal） fracture block near the fracture line were taken as the mark point to mark the displacement of the fracture after stress loading.The first block fracture displacement was 2.35 mm，the second fracture displacement was 1.75mm，the difference was statistically significant. Conclusion From the point of view of static analysis，lengthened PFNA is more advantage than PFP in comminuted fracture of fixed subtrochanteric femur.endprint

[Key words] Orthopedic Implants；Finite element；Subtrochanteric fracture

隨著經濟的不斷發展，各種高能量損傷逐年增多，股骨轉子下骨折的發病率呈上升趨勢[1-3]。股骨轉子下骨折治療難度較大，治療不當容易出現骨折畸形愈合，內固定斷裂等并發癥而影響患肢功能。髓內固定是股骨轉子下骨折最常用的治療方法，文獻報道可以獲得較好的治療效果，但對于嚴重粉碎的股骨轉子下骨折，髓內固定存在開口困難，外側壁粉碎影響近端拉力螺釘的加壓作用等，可能會導致內固定的失敗。股骨近端鎖定鋼板（proximal femoral plate，PFP）是為股骨近端骨折設計的專用鎖定鋼板，對于粉碎的股骨轉子間骨折，通過微創的手術操作方法，通過螺釘對粉碎骨塊進行有效固定，從而有可能避免內固定失效等并發癥。

2017年2～5月，我們利用計算機有限元建模分析技術[4]，研究PFP鎖定鋼板及加長PFNA內固定方法治療股骨轉子下粉碎性骨折的力學特征，為股骨轉子下粉碎性骨折手術治療方法的選擇提供參考和依據。

1 資料與方法

1.1 設計

模擬生物力學實驗。

1.2 時間及地點

實驗于2015年6月在上海市浦東醫院骨科生物力學實驗室完成。

1.3 一般資料

選取醫院影像系統中下肢CT三維重建圖像，在獲得患者授權后，用于本研究。股骨CT三維圖像來自一位男性患者（年齡45歲，升高175cm，體重75kg）。詢問該患者病史后，排除下肢股骨相關疾病。志愿者經過對此次實驗內容的充分了解后，簽署了相應的知情同意書。

1.4 實驗設備

西門子64排螺旋CT，計算機工作站（基本配置：CPU Intel（R）Core（TM）i7-6700 CPU @3.40 GHz，內存8 G，硬盤 500 GB），Mimics 15.0醫用圖像處理軟件（比利時Materialise公司），Abaqus 6.14 有限元計算軟件，Altar Hypermesh有限元通用前處理軟件，Solidworks 2016 CAD設計軟件（法國達索公司），Geomagic studio 12.0前處理軟件。根據加長PFNA及PFP的外形結構，運用CAD設計軟件繪制兩種內固定的CAD模型，見圖1。

1.5 實驗方法 CT圖像獲取

患者仰臥位，掃描范圍包括股骨、脛腓骨以及踝關節。掃描參數：120kV，240mA，螺旋層厚1.25mm。

共獲得掃描圖像645張。CT數據以dicom格式保存，層厚1mm。將CT數據導入Mimics15.0軟件，通過設置骨骼閾值為150～300Hu，從而獲得骨骼輪廓。再通過區域增長功能，分離出股骨三維股骨模型，以stl格式保存。利用Geomagic studio軟件的去處特征，砂紙等功能，打磨修飾股骨模型，對導入的骨骼模型進行進一步的簡單化，去除一些不必要的細節特征，以便節省計算時間。并利用平面剪裁功能，模擬Seinsheimer IV骨折線。內固定器械設計參照器械廠商提供的產品參數，建立如圖所示PFP和PFNA三維模型。PFP鋼板厚度為4.5mm，自第六孔開始，繪制出半徑為2.3m的解剖型前弓。處于便利有限元分析的需要，鋼板圓角、螺釘螺紋等特征并未繪制。

1.6 有限元模型的建立和參數設置

（1）采用Hypermesh軟件對于面網格直接自動進行體網格劃分，生成人股骨三維有限元模型。（2）接骨板和螺釘的處理：接骨板和螺釘采用三維實體單元來仿真，螺釘和鋼板之間（PFNA主釘和其它螺釘之間）采用共用節點的連接方式，以模擬相互鎖定的結構關系。（3）接觸單元：股骨骨折塊之間的距離為lmm，將骨折的兩個斷面設定為面面接觸單元，摩擦系數0.3，內固定螺釘與骨面之間的接觸關系設置為Rough。（4）內固定器械和鋼板的材料力學參數設定為各項同性彈性材料。內固定器械的彈性模量為110Gpa，泊松比0.3[5]；股骨骨質的材料特性利用Mimmics中的賦值功能，根據CT值進行賦值。見圖2。

1.7 邊界加載與約束

對上述建立好的有限元模型施加軸向壓縮。軸向壓縮載荷中約束股骨遠端內外髁關節面，以股

骨頭為加載點，沿股骨干長軸方向，施加大小500N的力垂直加載。

1.8 結果分析

利用abaqus軟件計算出有限元模型的結果。以應力云圖的形式表現出來內固定器械的力學特征。同時取第一、二、三塊骨折塊，每塊骨折塊選定一標記點，以標記骨折塊的位移情況，計算出兩種不同內固定方式的骨折塊位移值，以分析這兩種內固定方式固定轉子下骨折的實際效果。

2 結果

2.1 PFP固定轉子下骨折的應力分布

如下圖所示，PFP鋼板的應力主要集中在鋼板的內側和鋼板螺釘交界處。其中最大應力為190.6MPa，集中在最遠端的螺釘鋼板交界處。鋼板內側的應力集中并非均勻分布，而是存在于鋼板與骨折線交界處，以及螺釘孔的內側。鋼板螺釘交界處的應力集中也非均等分布。其頭端和遠端的應力較為集中，中間三顆螺釘應力集中并不明顯。

2.2 PFP固定轉子下骨折的骨折塊位移。

分別取第一、二、三塊（由近端及遠端）骨折塊靠近骨折線的20個節點作為標記點，以標記骨折在應力加載后的平均位移度。第一骨折塊位移（2.38±0.11）mm，第二骨折塊位移為（2.25±0.26）mm，第三骨折塊位移（1.74±0.20）mm。

2.3 PFNA加長型固定轉子下骨折的應力分布。

如下圖所示，加長型PFNA固定的應力分布主要集中在主釘的外側中段和下端。與PFP不同，加長型PFNA的遠端鎖定螺釘與主釘之間的交界處應力集中并不明顯的現象。應力集中的最大值為165Mpa。最大應力集中在頭端螺釘與主釘交界處。見圖3。endprint

2.4 PFNA加長型固定轉子下骨折的骨折塊位移

分別取第一、二、三塊（由近端及遠端）骨折塊靠近骨折線的節點作為標記點，以標記骨折在應力加載后的位移度。第一骨折塊位移（2.13±0.05）mm，第二骨折塊位移為（2.35±0.18）mm，第三骨折塊位移（1.80±0.10）mm。

運用秩和檢驗比較，與PFP比較，PFNA模型的第一骨折塊的位移更小（χ2=10.20，P<0.05），PFNA模型的第二骨折塊的位移更大（χ2=12.05，P<0.05），PFNA的第三骨折塊的位移與PFP模型相比位移更大（χ2=8.25，P<0.05），此外可以明顯觀察到加長型PFNA其主釘有明顯的彎曲和向內側成角的傾向。

3 討論

股骨轉子下骨折是臨床上常見的骨折，約占所有髖部的10%～30%[6]，文獻報道死亡率達8.3%～20.9%，是臨床上很難處理的骨折，多由高能量損傷所致，骨折常呈粉碎，移位明顯，保守治療有較高的畸形愈合、不愈合等并發癥發生率，因而多主張手術治療。手術的目的是恢復下肢力線，糾正旋轉畸形，獲得骨性愈合。但對于粉碎性的股骨轉子下骨折（SeinsheimerⅢ、IV、V型），內固定物選擇不當或操作失誤容易引起骨折不愈合、延遲愈合、髖內翻畸形及內固定物斷裂等并發癥，因此，對骨科醫師的挑戰極大。如何有效治療股骨轉子下粉碎性骨折，有效降低并發癥，提高治療效果，成為創傷骨科醫師急需解決的問題。

加長PFNA、股骨重建釘、加長Intertan等髓內固定具有明顯生物力學優勢，是股骨轉子下骨折最常用的治療方法，但對于股骨髓腔狹小、骨折累及大轉子、股骨近端冠狀面劈裂、股骨近端外側壁骨折等特殊情況下，髓內固定仍難以達到有效的固定，其中股骨重建釘具有“Z”字效應，容易發生退釘或螺釘切出；PFNA和InterTan雖有效降低了“Z”字效應，但對于外側壁骨折的股骨轉子下骨折，將影響近端拉力螺釘的加壓作用，進而降低內固定的穩定性[7-9]。

PFP是為股骨近端骨折設計的專用鎖定鋼板，其近端鎖定螺釘之間相互成角，且受力均勻，與鋼板共同形成一個相對穩定的框架結構，因而具有良好的成角穩定性，鎖定鋼板的設計使得固定不依賴鋼板和骨界面的摩擦，可保護骨折端的血液供應，加快骨折愈合，同時這種結構使鎖定螺釘的拔除強度更高，并兼有內固定支架的作用。近端有三角形分布的螺釘孔，直徑相對較小的股骨近端螺釘對股骨頭、頸內的血供破壞較小，其拉力螺釘的把持力度更大，有利于小轉子復位，恢復內側皮質完整性。同時對于外側壁粉碎的股骨近端骨折，可以通過PFP來重建外側壁[10-12]。

兩種內固定方式各有優缺點。然而，現有文獻鮮有此方面報道，因而本研究擬利用有限元建模技術，比較PFP和加長型PFNA固定股骨轉子下骨折（Seinsheimer IV）的生物力學特征。

股骨轉子下區肌肉豐富，在影響骨折愈合的2個關鍵因素-血運因素和解剖學（也就是力學）因素中，骨解剖比血管解剖更為重要，力學因素成為影響骨折治療效果的關鍵[9-12]。股骨近端解剖結構特殊，具有135°頸干角、10°～15°前傾角，力的軸線與股骨軸線不重合，從而在股骨轉子下粗隆區域形成特殊的生物力學特性：股骨上端除矢狀面的軸向應力外，還存在冠狀面上的壓張應力（股骨近端端的內側皮質傳導壓應力，外側傳導張應力）和水平面上的旋轉應力。這部位骨折后，拉伸力導致骨折端分離，剪切力導致骨折端側向移位，扭轉力導致骨折斷端旋轉移位。大部分股骨粗降下骨折的患者有明顯的骨高應力集中，造成骨折復位后的穩定性差，易發生再移位。所以股骨轉子下骨折對內固定的機械性要求較高，內同定物選擇的正確與否決定了骨折治療的成敗[13-16]。在加載在股骨的所有應力中，股骨冠狀面上的應力占據主導地位，本文在股骨頭處加載垂直的應力，模擬人在站立情況下的受力情況，能夠較為準確的反應實際手術情況。

髓外及髓內固定的力學特征各有特點。PFP鋼板的應力主要集中在鋼板的內側和鋼板螺釘交界處。 其中最大應力為109.6MPa，集中在最遠端的螺釘鋼板交界處。鋼板內側的應力集中并非均勻分布，而是存在于鋼板與骨折線交界處，以及螺釘孔的內側，這與股骨長軸的曲度有關，股骨長軸有一定的前曲弧度，應力從長軸傳導，鋼板位于弧度凹側會承受較大的應力[17-19]。此外，鋼板螺釘交界處的應力集中也非均等分布。其頭端和遠端的應力較為集中，中間三顆螺釘應力集中并不明顯。這主要是因為頭端的拉力螺釘起到支撐的作用，尾端的螺釘由于力矩較大，也會產生較大的應力。 加長型PFNA固定的應力分布主要集中在主釘的外側中段和下端。這也是由于股骨長軸向前的弧度有關。與PFP不同，加長型PFNA的遠端鎖定螺釘與主釘之間的交界處應力集中并不明顯的現象。這是由于主釘的長軸承載了大多數的應力，應力主要是沿著長軸傳導，尾端螺釘的力矩較小。

分別取第一、二、三塊（由近端及遠端）骨折塊靠近骨折線的節點作為標記點，以標記骨折在應力加載后的位移度。PFP固定的模型，第一骨折塊位移2.38mm，第二骨折塊位移為2.25mm，第三骨折塊位移1.74mm。而加長型PFNA模型，第一骨折塊位移2.13mm，第二骨折塊位移為2.35mm，第三骨折塊位移1.80mm。第一骨折塊所取得標記點在近端的股骨頭處，此處的位移反映的是股骨整體的彎曲位移程度，可見整體上PFNA模型形變較小，加長型PFNA固定模型的穩定性較好。然而，第二塊和第三塊骨折塊的位移程度，加長型PFNA模型的較大，這可能是由于加長型PFNA缺少把持近端粉碎小骨塊的能力，使得在近端小骨塊的位移程度增大，因此在臨床實踐中，在使用髓內固定時，往往會利用鋼絲等在股骨近端固定這些小的骨折塊，以彌補此項缺陷[20-21]。此外，主釘和投端鎖定連接處的高應力，也會增加其斷裂的風險。

因此，從本研究的角度來看，加長型PFNA比PFP在固定股骨轉子下骨折方面，更有優勢，然而缺少把持近端粉碎小骨塊的能力，使得在近端小骨塊的位移程度增大，在實際應用中可能需要額外的固定。endprint

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