PFNAⅡ與LCP DHS Blade治療股骨轉子間骨折的生物力學研究*

周天健，黃文俊，姜 未，鄒回春，胡新佳（深圳市人民醫院/暨南大學第二臨床醫學院骨關節科，廣東518020）

髖部骨折是全世界面臨的重大公共健康問題之一。據估計，2000年全世界大約有160萬例髖部骨折。隨著人口預期壽命延長，到2050年，預計髖部骨折的數量可達630萬例[1]。股骨轉子間區連接股骨頭頸和股骨干，生理應力集中而復雜，骨折后常出現顯著移位，這些解剖特點決定了轉子間骨折患者不良結局發生率較高，通過外科手術復位并使用內植入物固定轉子間骨折是骨科界普遍的共識[2]。用于轉子間骨折的內植入物總體分為2類，以滑動髖螺釘為代表的髓外固定系統和以頭髓釘為代表的髓內固定系統[3]。然而，術后手術側肢體是否能即刻完全負重行走仍然存在爭議。臨床實踐中，由于存在個體差異，加上人體結構的復雜性、人體運動的多樣性、測量儀器的局限性及倫理問題，臨床很難直接測量人體行走運動的力學參數。因此，這個問題需要通過生物力學研究來解答。本研究選擇了2種具有代表性的植入物：股骨近端抗旋髓內釘（PFNA?Ⅱ）和帶螺旋刀片的鎖定加壓鋼板與動力髖螺釘（LCP DHS Blade），分別建立手術固定穩定型轉子間骨折（AO分型31?A1型）的三維幾何模型，在計算機仿真人體動力學條件下進行有限元分析，了解骨折與內固定物復合體的生物力學分布情況，從而為臨床術后康復提供理論依據。

1 資料與方法

1.1 資料

1.1.1 一般資料 選取2017年4月本院女性患者1例，年齡82歲，身高150 cm，體重50 kg，既往身體健康，無骨關節疾病及重大創傷史，因摔傷致左股骨轉子間骨折入院。患者知情并簽署知情同意書。

1.1.2 實驗設備及系統 PFNAⅡ系統和LCP DHS Blade系統（包含4枚直徑4.5 mm鎖定頭螺釘）各1套（DePuy Synthes公司，美國）、16排螺旋電子計算機斷層掃描（CT）機（Simens公司，德國）、3.40 GHz CPU 及16 GB內存計算機（Asus公司，中國），Geomagic Studio系統（Geomagic公司，美國）、Simpleware6.0系統（Simpleware公司，英國）、Anybody5.3系統（AnyBody Technology公司，丹麥）、Abaqus6.12系統（Dassault Systems公司，法國）。

1.2 方法

1.2.1 股骨和植入物幾何模型生成 使用CT掃描機對志愿者雙側股骨全長進行水平掃描，層距0.4 mm，掃描范圍為髖臼至脛骨平臺，最終得到521幅斷層掃描圖像，以Dicom格式保存；再使用CT掃描機分別對PFNAⅡ系統和LCP DHS Blade系統進行水平掃描，條件同前，掃描圖像以Dicom格式保存；將CT掃描圖像導入Simpleware，分割圖像并對圖像進行優化；在Geomagic Studio系統中進行裝配，共形成2個股骨?植入物復合幾何模型。見圖1、2。

1.2.2 模型裝配 將股骨模型分為皮質骨部分和松質骨部分，按照轉子間骨折AO分型31?A1亞型分割股骨近端，并對圖像進行優化，建立股骨?PFNAⅡ固定模型和股骨?LCP DHS Blade固定模型，并輸出為stl格式文件。見圖 3、4。

圖1 股骨-PFNAⅡ固定模型示意圖

圖2 股骨-LCP DHS Blade固定模型示意圖

圖3 AO 31?A1型骨折?PFNAII固定模型示意圖

圖4 AO 31?A1型骨折?LCP DHS Blade固定模型示意圖

1.2.3 網格劃分 將上述stl格式文件分別導入Simpleware的FE模塊中，進行網格劃分，并輸出inp格式的文件，完成后的三維網格模型如圖5所示，三維網格模型節點及單元數如表1所示。

圖5 AO 31?A1型骨折?PFNAII固定三維網格模型

表1 三維網格模型節點及單元數（n）

1.2.4 股骨?植入物復合幾何模型配準 從Anybody系統中選擇與研究對象匹配的正常人體股骨模型，并與股骨?PFNAⅡ固定模型、股骨?LCP DHS Blade固定模型一同導入Geomagic Studio系統中，將2組模型進行比對配準，使得股骨?植入物復合幾何模型與Anybody正常人體股骨模型的位置一致。見圖6。

圖6 在Anybody軟件中用AO 31?A1型骨折?PFNAII固定模型替換正常股骨模型

1.2.5 步態仿真 將配準好的股骨?PFNAⅡ固定模型、股骨?LCP DHS Blade固定模型分別導入Anybody系統中，進行步態仿真分析，計算人體在正常步態情況下股骨周圍肌肉力的大小。仿真過程如下：將左腳跟著地到下一次左腳跟著地前定義為一個步態周期，將步態周期分成20個分幀動作，從中選取5個典型姿態，代表了右下肢站立相初期、右下肢站立相中期、右下肢站立相末期、右下肢擺動前期的分割點，依次為左足跟著地（第3幀）、左足趾離地（第6幀）、右全足底著地（第11幀）、左足跟著地（第15幀）、右足趾離地（第18幀）。見圖 7。

1.2.6 載荷和邊界條件 將在Anybody中得到的隨時間變化的肌肉力導入Abaqus中，約束股骨遠端表面上的有節點，將其自由度全部固定。本次仿真總共對股骨施加了360個不同載荷，其中包括3個膝關節關節力和357個肌肉力，這些載荷均通過AnyBody所輸出的邊界調節進行施加。見圖8。

圖7 步態仿真過程中的5個典型姿態

圖8 載荷和邊界條件

1.2.7 設置接觸關系及材料屬性 （1）接觸關系：骨折斷面間設置面與面互相接觸，接觸面間的摩擦系數為0.2；在設置器械與股骨的接觸關系時，首先通過布爾運算，用股骨模型減去器械模型，在股骨中形成放置器械的孔洞，然后在Abaqus中設置器械與股骨之間通過綁定進行交互。（2）材料屬性設置：股骨由皮質骨和松質骨構成，其中皮質骨彈性模量為16800 MPa，泊松比0.3，松質骨彈性模量為620 MPa，泊松比0.29；PFNAⅡ和LCP DHS Blade的彈性模量均設置為110000 MPa，泊松比為0.3。

1.2.8 有限元分析 采用Abaqus系統進行有限元分析。

2 結 果

采用PFNAⅡ固定的穩定型股骨轉子間骨折復合模型在步態周期中5個典型姿態下的應力云圖，見圖9。使用LCP DHS Blade固定的穩定型股骨轉子間骨折復合模型在步態周期中5個典型姿態下的應力云圖，見圖10。PFNAⅡ系統和LCP DHS Blade系統在步態周期中5個典型姿態下的Von Mises等效應力峰值曲線，見圖11。PFNAⅡ系統和LCP DHS Blade系統在步態周期中右足跟著地（姿態4）時的應力達到最大值，見圖12。

圖9 PFNA?II固定模型在典型步態下的應力云圖

圖10 LCP DHS Blade固定模型在典型步態下的應力云圖

圖11 PFNAⅡ和LCP DHS Blade在5個典型姿態中的Von Mises應力曲線

圖12 PFNAⅡ和LCP DHS Blade在步態周期中姿態4時的應力云圖

3 討 論

骨科生物力學是以骨骼肌肉系統為對象，利用生物力學的方法將工程原理，尤其是機械力學原理應用于臨床醫學，解決骨科問題，是生物力學領域中相當重要的分支學科[4]。標本試驗是傳統的骨科生物力學研究方法，針對不同臨床問題構建不同的人體骨骼與關節標本模型，通過材料力學試驗機或其他加載設備，驅動標本模型模擬人體活動，然后通過二維或三維影像、傳感器等手段對模型的結構穩定性、材料強度、力傳導等指標進行觀測和分析[5]。這些方法存在以下缺陷：（1）樣本量偏小；（2）樣本之間骨質量難以做到一致；（3）骨折不能精確模擬自然骨折類型；（4）無法全面揭示樣本內在應力的變化。隨著計算機三維圖像重建和有限元分析方法的發展，有限元虛擬仿真實驗可以彌補標本實驗的不足。將計算機仿真技術與有限元數值計算相結合，針對臨床研究對象建立骨科三維有限元模型進行虛擬仿真實驗，已成為骨科生物力學研究的重要手段[5]。骨科有限元分析的效果（即分析結果與真實的相似程度）很大程度上依賴于邊界條件的設置。在人體正常行走過程中，股骨近端的受力環境相當復雜，許多生物力學研究的不足之處在于僅將股骨承受的主要外力簡化為集中力，并沒有考慮肌肉對股骨的應力[6?7]。

AnyBody是一款新穎的計算機輔助人機工程學和生物力學分析軟件系統，可以通過計算機語言的編輯來模擬人體不同的動作，如行走、奔跑、上下階梯、抬舉重物等。通過逆向動力學原理，將完成動作過程中所感興趣的肌肉力、關節力、位移等感興趣數據進行計算并導出，在第三方軟件上使用。該系統包含目前最為完整的骨肌系統數據庫，能真實地模擬人體的生物力學環境，達到最大限度的仿真效果[8]。本研究采用AnyBody系統，在股骨三維有限元模型上加載了357個肌肉力和3個關節力，隨著身體姿態的不同，這些力的大小、方向都會改變，因此可以在有限元分析軟件上獲得不同步態情況下應力結果，更接近人體行走時的真實情況。在材料屬性方面，本研究采用了骨科有限元研究的常規設置方法。董雙鵬等[9]認為，在準靜態載荷狀態下可以將皮質骨與松質骨都看成為具有線彈性、各向同性的材質。本研究建模時假設股骨由連續、均質、各向同性的線彈性皮質骨和松質骨構成，其中皮質骨彈性模量為16800 MPa，泊松比0.3，松質骨彈性模量為620 MPa，泊松比 0.29；PFNAⅡ和 LCP DHS Blade 亦假設為連續、均質、各向同性的線彈性Ti?6AI?4V材料，彈性模量均設置為 110000 MPa，泊松比為 0.3[10?11]。

從最終的應力分析結果來看，在正常步態周期各個典型姿態載荷條件下，使用PFNAⅡ和LCP DHS Blade固定的穩定型股骨轉子間模型均沒有出現明顯應力集中的區域。這說明對于穩定型股骨轉子間骨折（AO分型 31?A1），不論采用 PFNAⅡ還是 LCP DHS Blade固定，在正常行走情況下，股骨都不容易出現骨折移位或內固定穿出的情況。單獨觀察內固定物的應力分布情況，在一個步態周期中，2種植入物的應力均呈現雙波峰分布，第一個波峰出現在右下肢支撐相中期，第二個波峰出現在右下肢支撐相末期，PFNAⅡ的最高峰值出現右下肢支撐相中期，為230.6Mpa，LCP DHS Blade的最高峰值出現在右下肢支撐相末期，為697.9 Mpa。而 Ti?6AI?4V 材料的屈服強度為 811～904 MPa[12]，二者應力峰值都沒有達到材料的屈服強度，說明內固定失效的風險不大。以上結果說明對于穩定型股骨轉子間骨折（AO分型31?A1），不論采用PFNAⅡ還是LCP DHS Blade固定，術后手術側肢體都可以完全負重行走。

對比2種內固定物?股骨復合模型的應力分布情況：（1）在PFNAⅡ固定的股骨模型中，PFNAⅡ的最大應力范圍分布在主釘的縱軸，力量分布均勻，股骨部分最大應力范圍分布于股骨內、外側，分布均勻。（2）在LCP DHS Blade固定的股骨模型中，LCP DHS Blade固定最大應力分布主要位于主釘的頭螺旋刀片的螺桿部分和4孔鋼板遠端第4枚螺釘的基底段，且出現應力集中現象，其中股骨上的最大應力分布也分布于內、外側，但是分布不均勻，分布限于局部。2組在左足站立相初期至中期過程中，PFNAⅡ最大應力變化不明顯，LCP DHS Blade最大應力增加明顯，PFNAⅡ最大應力均小于LCP DHS Blade；在對側承重期過程中，2組中器械和股骨的應力均較整個站立相明顯降低，2組中股骨的應力分布類似，PFNAⅡ的最大應力分布主要位于主釘的縱軸，力量分布均勻，LCP DHS Blade的最大應力分布主要位于螺旋刀片的螺桿部分和鎖定加壓接骨板遠端第4枚螺釘的螺桿基底段，其中LCP DHS Blade的最大應力明顯大于PFNAⅡ的最大應力。這是因為PFNAⅡ的主釘位于股骨干髓腔內，與偏心固定的LCP DHS Blade比較，PFNA的防旋刀片力臂短，所產生的力矩也較小，從應力分布云圖上可以看出，防旋刀片上所承受的應力可以迅速被傳遞并分解至髓內釘和股骨干皮質，以及通過髓內釘遠端的橫鎖螺釘傳遞至股骨干上。同時，主釘受股骨干的牽拉和擠壓影響很小，從而減少了由于主釘彎曲所引起的應力和應變。LCP DHS Blade為髓外固定，力臂較長，因而應力集中在螺旋刀片纖細的桿部和LCP最遠端螺釘基底部，由于LCP DHS Blade的張力帶作用，使螺釘基底部受到較大的剪切應力及向外側的拉應力，可能出現內固定失效。

綜上所述，相對于LCP DHS Blade，采用PFNAⅡ固定穩定型的股骨轉子間骨折（AO 31?A1）仍具有一定的生物力學優勢。股骨轉子間骨折后，如何重建股骨近端的力學穩定性是治療的核心問題。KAUFER等[13]提出，股骨轉子間骨折內固定術后穩定性取決于以下5個因素：骨質量、骨折類型、復位程度、植入物類型、植入物在骨中位置。本研究假定在相同骨質量、穩定型骨折類型、復位良好、植入物位置良好的情況下，將不同類型的植入物作為主要觀察指標，在新型計算機軟件輔助下進行仿真有限元分析，為術后早期康復提供了較為確切的生物力學依據。下一步將對影響轉子間骨折穩定型的其他因素進行研究和評價。