股骨近端防旋髓內釘不同進釘點治療外側壁破裂型股骨轉子間骨折的有限元分析

蔡群斌，姜自偉△，林梓凌，陳心敏，董航，黃培鎮

股骨轉子間骨折是老年人常見的骨折類型［1］。目前股骨轉子間骨折特別是不穩定型股骨轉子間骨折的治療方案主要是手術治療，保守治療效果不佳［2-3］。股骨轉子間骨折手術方式主要有髓外的側方鋼板系統和髓內釘系統，研究表明，髓內固定比髓外固定穩定性更強［4］。因此，股骨近端防旋髓內釘（proximal femoral nail anti-rotation，PFNA）是治療股骨轉子間骨折的有效術式［5-6］，但PFNA術后退釘、切割、斷釘等并發癥仍時有發生［7-8］，而外側壁的完整與否被認為是影響PFNA 術后療效的重要原因之一［9-10］。對于PFNA 治療外側壁破裂型股骨轉子間骨折，螺旋刀片不理想的進釘點是否是造成術后并發癥的原因之一？不同進釘點的生物力學又是怎樣？國內外對此研究甚少。本研究基于有限元法，模擬PFNA不同進釘點治療外側壁破裂型股骨轉子間骨折，探討不同進釘點的生物力學效果，為臨床PFNA 治療外側壁破裂型股骨轉子間骨折提供實驗基礎。

1 資料與方法

1.1 一般資料

1.1.1 病例資料 選取1 位健康志愿者，25 歲，男，身高175 cm，體質量70 kg，無手術史，無代謝性骨病和先天骨骼變異，無腫瘤史，近年未服用影響骨代謝藥物，經廣州中醫藥大學第一附屬醫院倫理委員會批準（醫院倫理批件號：NO.Y［2019］164，審批時間：2019-03-14）并與患者簽署知情同意書后，志愿者取仰臥位，采用GE 64排螺旋CT 對髖部螺旋掃描并以Dicom 格式保存掃描的CT數據。參照鄭利欽等［11］方法設置掃描條件：掃描電壓120 kV，掃描電流250 mA，層厚2 mm，層距5 mm，每個掃描層的像素矩陣密度大小為512×512。

1.1.2 試驗軟件 Mimics 19.0 軟件（Materialise 公司，比利時），由廣州中醫藥大學國家重點學科中醫骨傷科學數字骨科與生物力學實驗室提供；Geomagic studio 2017 軟件（Geomagic 公司，美國）、Hypermesh 2017 軟件（Altair 公司，美國），由廣州有道計算機有限公司提供；有限元運算軟件Abaqus6.13軟件（LSTC 公司，美國），由廣州中醫藥大學國家重點學科中醫骨傷科學數字骨科與生物力學實驗室提供。

1.2 方法

1.2.1 重建股骨三維模型 將保存為Dicom 格式的CT 影像資料導入Mimics 19.0軟件中，進行閾值選擇、區域增長、腔隙填充、三維重建等處理，建立右側股骨三維模型，導出為stl格式文件。

1.2.2 網格劃分和初步處理 將stl 格式的右側股骨三維模型導入Geomagic studio 2017 軟件中，進行去除特征、劃分網格、優化平滑、擬合曲面等步驟后得到優化后右側股骨三維模型，并導出生成STEP文件，見圖1。

1.2.3 模型裝配與截骨 運用Solidworks 2017 軟件對優化后的右側股骨三維模型行進一步處理，確定坐標系，并參照顧海倫等［12］關于外側壁的分型（Ⅰ型為單純外側壁粉碎，粉碎骨折處累及螺旋刀片固定處，復位后內側支撐基本存在；Ⅱ型為外側壁劈裂，復位后螺旋刀片固定位置骨質條件尚可，能基本穩定螺旋刀片，內側缺乏支撐；Ⅲ型為外側壁及股骨轉子下粉碎骨折，復位骨折片后，外側壁螺旋刀片固定處和內側股骨距均粉碎），對右側股骨三維模型進行截骨模擬骨折線；畫出內固定草圖，通過拉伸、旋轉、切割、放樣等步驟得到PFNA內固定模型，PFNA內固定模型參數為主釘長170 mm，螺旋刀片直徑10 mm，長度105 mm，其他具體數據參照大博股骨近端防旋髓內釘；對內固定和右側股骨三維模型進行裝配，分別從外側壁上、中、下三個不同位置置入螺旋刀片，得到基于顧海倫外側壁Ⅰ型的A1、A2、A3三個模型，見圖2；基于外側壁Ⅲ型得到B1、B2、B3三個模型，見圖3。

Fig.1 Models after initial processing圖1 初步處理模型

Fig.2 Models of crushed lateral femoral wall and completed medial femoral wall圖2 A模型為股骨外側壁粉碎，內側支撐存在

Fig.3 Models of crushed lateral femoral wall and medial femoral wall圖3 B模型為股骨外側壁粉碎，內側支撐缺乏

1.2.4 材料屬性、邊界條件與分析 分別將各個模型導入Abaqus 6.13軟件中，材料屬性與邊界條件參照任德新等［13］研究，假設各材料均為均質、各向同性，賦予皮質骨、松質骨、內固定材料屬性，見表1；對部件進行裝配組合，設置相互作用，骨折端設置為摩擦系數為0.3的有限滑移，PFNA模型設置螺旋刀片與主釘、遠端釘與主釘、螺旋刀片與股骨均為綁定，邊界條件為約束股骨遠端，模擬單足站立，患者體質量為70 kg，股骨頭上方垂直加載壓力700 N，劃分網格后行提交運算得出靜力分析結果。

Tab.1 Material properties of models表1 模型材料屬性

1.2.5 評價標準 在Abaqus 軟件可視化模塊分別對比A1、A2、A3 三個模型和B1、B2、B3 三個模型：①股骨近端整體應力；②骨折端應力；③股骨頭頂部位移；④模型應變率。

1.2.6 模型有效性驗證 導入正常右側股骨三維模型，設置材料參數、屬性、邊界條件，給股骨頭中心一個垂直向下大小為700 N的力，模擬正常股骨受力情況進行分析，得出右側正常股骨的應力分布圖，見圖4。其所示應力分布和應力大小與張雪鵬等［14-15］生物力學研究獲得的結果較吻合，證明本實驗建立的有限元模型是可行的，該模型可用于下一步運算。

Fig.4 Validation of the right normal femoral model圖4 右側正常股骨模型有效性驗證

Fig.5 General stress cloud pictures of proximal femur in model A圖5 A模型股骨近端整體應力云圖

Fig.6 Stress cloud pictures of fracture site in model A圖6 A模型骨折端應力云圖

Fig.7 Displacement cloud pictures of femoral head in model A圖7 A模型股骨頭頂部位移云圖

Fig.8 Strain rate cloud pictures of model A圖8 A模型應變率云圖

Fig.9 General stress cloud pictures of proximal femur in model B圖9 B模型股骨近端整體應力云圖

Fig.10 Stress cloud pictures of fracture site in model B圖10 B模型骨折端應力云圖

Fig.11 Displacement cloud pictures of femoral head in model B圖11 B模型股骨頭頂部位移云圖

Fig.12 Strain rate cloud pictures of model B圖12 B模型應變率云圖

2 結果

2.1 A模型 股骨外側壁粉碎，內側支撐存在。

2.1.1 股骨近端整體應力 A1、A2、A3 模型股骨近端最大應力分別為69.7、70.2 及90.7 MPa，骨折線下方進釘整體應力最大，但應力分布均勻；骨折線上方進釘整體應力雖最小，但出現明顯的應力集中；骨折線處進釘應力大小與應力分布均居中，見圖5。

2.1.2 骨折端應力 A1、A2、A3 模型骨折端最大應力分別為69.7、63.2及51.6 MPa，A1模型骨折端應力最大，應力最大處位于大轉子骨折線處；A2 模型骨折端應力居中，應力最大處亦位于大轉子骨折線處；A3模型骨折端應力最小，應力最大處亦位于骨折端后內側皮質，見圖6。

2.1.3 股骨頭頂部位移 A1、A2、A3 模型股骨頭頂部最大位移分別為5.22、5.78 及5.24 mm，A2 模型股骨頭頂部位移最大，A1 模型股骨頭頂部位移最小，見圖7。

2.1.4 模型應變率 A1、A2、A3 模型總應變率分別約為1.61%、1.79%及0.84%，A3 模型總體應變率明顯小于A1、A2模型，見圖8。

2.2 B模型 股骨外側壁粉碎，內側支撐缺乏。

2.2.1 股骨近端整體應力 B1、B2、B3 模型股骨近端最大應力分別為134.1、628.3 及137.0 MPa，骨折線處進釘應力最大，且出現應力集中；骨折線下方進釘應力大小居中，但應力分布最為均勻；骨折線上方進釘應力最小，應力分布較為均勻，見圖9。

2.2.2 骨折端應力 B1、B2、B3 模型骨折端最大應力分別為70.4、628.3及137.0 MPa，B1模型骨折端應力最小，應力最大處位于外側壁進釘處，應力分布分散；B2 模型骨折端應力最大，且應力集中于外側壁進釘處；B3 模型骨折端應力居中，應力分布較為均勻，見圖10。

2.2.3 股骨頭頂部位移 B1、B2、B3 模型股骨頭頂部最大位移分別為6.28、5.70 及5.72 mm，B1 模型股骨頭頂部位移最大，B2 模型股骨頭頂部位移最小，B3模型股骨頭頂部位移較B2稍大，見圖11。

2.2.4 模型應變率 B1、B2、B3 模型總應變率分別約為1.52%、2.11%及1.12%，B3 模型總體應變率明顯小于B1、B2模型，見圖12。

3 討論

股骨轉子間外側壁的概念最早于2004 年由Goffried［16］提出，是向股骨頭置入拉力螺釘等內固定物的區域。現越來越多的學者發現，股骨外側壁破裂是股骨轉子間骨折手術失敗的重要影響因素，股骨外側壁的完整性與股骨轉子間骨折手術預后密切相關［17］。對于外側壁破裂型股骨轉子間骨折，已有研究表明PFNA較其他內固定方式具有更好的臨床療效［18-19］，但仍有部分病例出現退釘、切割等并發癥［7-8］，考慮可能與復位狀態、骨密度、內固定位置等密切有關［20-21］，而內固定位置被認為是股骨轉子間骨折術后內固定切割的主要原因之一［22］。PFNA 的螺旋刀片是術中直接打入股骨頭頸骨折塊，這提高了抗旋轉和抗內翻能力，同時減少了松質骨丟失，并壓縮螺旋刀片周圍松質骨，增強了把持力，尤其對于骨質疏松患者臨床療效更佳，而對于螺旋刀片的位置，現主要是在股骨頸中部置入以獲得較小的TAD值［23］。

王冬冬等［24］研究表明，在穩定型股骨轉子間骨折中，頭頸拉力螺釘置入股骨頸中下1/3處時，生物力學性能更好，結構相對更穩定，受力更合理，但對于內固定失敗風險更高的不穩定型股骨轉子間骨折螺旋刀片最佳位置是否和穩定型股骨轉子間骨折一致？特別是外側壁破裂，內側支撐缺乏的不穩定型股骨轉子間骨折，不同螺旋刀片位置生物力學有何不同均未明確。本研究結果顯示：（1）在A 模型中，外側壁下部進釘整體應力最大，但應力分布均勻，且骨折端所受應力較小，不容易造成骨折端骨塊壓縮，具有更合理的受力結構；股骨頭頸骨塊位移和應變率均較小，提示骨折端更為穩定，抗旋轉能力更強，不容易切割，有利于骨折端的愈合。而外側壁上方和中部進釘則有明顯的應力集中，較大的股骨頭頸骨塊位移與應變率，生物力學效果較外側壁下部進釘差。（2）在B 模型中，外側壁下部進釘整體應力稍大，但分布均勻，且具有較小的股骨頭頸骨塊位移與應變率，具有最佳的生物力學效果。而外側壁上方和中部進釘陡然增大的應力和較大的股骨頭頸骨塊位移與應變率不利于骨折端愈合。

上述結果表明，PFNA治療外側壁破裂型股骨轉子間骨折在外側壁下方進釘具有最佳的生物力學效果，這與穩定型股骨轉子間骨折相似，其原因可能是：（1）完整的外側壁在對抗內固定內翻和旋轉具有重要作用，是杠桿力臂的“配重”［25］；股骨外側壁可支撐近端的股骨頭頸骨折塊，并對抗其旋轉和內翻傾向，是螺旋刀片三點受力的外側作用點［26］；而官煜超等［27］認為股骨矩與小轉子共同組成股骨轉子間后內側壁，是股骨轉子間內側骨皮質最主要傳導壓力部分，其是否完整直接關系到股骨轉子間骨折是否穩定。（2）在A模型中，此模型外側壁粉碎，但復位后內側支撐基本存在，當股骨頭受力下壓時，較為完整的股骨內側結構可以對股骨頭頸骨折塊提供有效支撐，防止股骨頭頸骨塊內翻，雖然破裂的外側壁并不能充分有效地作為螺旋刀片3 點受力的外側作用點，但對比外側壁破裂，內側支撐缺乏的B 模型，A模型整體的位移和應變率明顯更小；螺旋刀片遠端對其上方的外側壁破裂骨塊產生向后向上的作用力，但PFNA主釘本身具有一部分外側壁功能，可在一定程度上防止大轉子和外側壁骨塊翻轉，而螺旋刀片置入位置越往上，主釘作為外側壁的作用范圍就越小，更無法為股骨頭頸塊提供有效地抗旋轉能力，螺旋刀片置入位置越往下，主釘作為外側壁的作用范圍就越大，且靠近股骨矩可增強內側支撐作用，所以在A 模型中，外側壁下方進釘具有最佳的生物力學效果。（3）在外側壁破裂，內側支撐缺乏的B 模型中，破裂的外側壁和內側結構均無法為股骨頭頸骨折塊提供有效穩定的支撐，抗旋轉能力弱，當股骨頭受力下壓時，股骨頭頸骨折塊向遠端滑移，并發生旋轉，進而內翻，最后可能導致PFNA螺旋刀片的切割，所以在B 模型中，外側壁下方進釘，靠近股骨矩和小轉子，可部分代替內側結構，提供一定的穩定支撐，具有最小的應變率，模型最為穩定，有利于骨折愈合。（4）無論穩定型股骨轉子間骨折還是不穩定型股骨轉子間骨折，螺旋刀片位于下方均具有最佳的生物力學效果。在穩定型股骨轉子間骨折中，外側壁和內側結構完整能提供有效支撐和抗旋轉能力，而靠近下方置釘能增強內側支撐作用，具有更好的生物力學效果；在不穩定型股骨轉子間骨折中，外側壁和內側結構均破裂，無法提供有效支撐和抗旋轉能力，螺旋刀片置于下方代替部分內側支撐作用，一定程度上防止股骨頭頸骨折塊旋轉、內翻，同樣具有最佳的生物力學效果。

綜上所述，PFNA在治療外側壁破裂型股骨轉子間骨折時，螺旋刀片在外側壁下方進釘應力分布均勻，骨折端穩定，具有最佳的生物力學效果。但外側壁破裂型股骨轉子間骨折PFNA內固定手術的成功和骨折的愈合不僅關乎生物力學，還與骨密度、軟組織條件等密切相關，且螺旋刀片于外側壁下方進釘治療外側壁破裂型股骨轉子間骨折的臨床療效還需更多的臨床病例來支撐和驗證。