三角穩定固定系統對股骨頸骨折生物力學特性的有限元分析

劉俊俊，付建國，柳威，朱劍

1.蚌埠醫學院研究生院，安徽蚌埠233030；2.蚌埠醫學院附屬泰興市人民醫院，江蘇泰興225400

前言

股骨頸骨折約占髖部骨折的50%～60%，占全身骨折的3.58%，其治療方式包括內固定、半髖或全髖關節置換術等，對于未見股骨頭缺血證據的患者而言，內固定是臨床治療股骨頸骨折的首選方式［1］。股骨頸骨折的治療關鍵在于良好的骨折解剖復位與堅強內固定，故動力髖螺釘、空心加壓螺釘等內固定材料備受關注。前者具有動力和靜力雙重加壓功能，是股骨頸基底型骨折的首選內固定裝置，而對于股骨頸頭下型、經頸型骨折而言，3枚空心加壓螺釘應用最為廣泛，且具有良好的抗扭轉能力、維持骨量、避免股骨頭血運損傷等多種優勢［2］。既往臨床應用空心釘的排列擺放多以正三角為主，但存在可能導致股骨外側抗張應力強度下降、破壞旋股內側動脈血運的弊端，故有學者提出采用倒三角排列的觀點。關于正三角、倒三角兩種固定方式的固定效果，目前臨床尚存在爭議［3‐4］。本研究運用有限元分析，就兩種固定方式的生物力學特性進行比較，旨在為臨床治療股骨頸骨折時空心螺釘的排列擺放方法選擇提供參考。

1 材料與方法

1.1 研究材料

選取1名健康男性志愿者，選取標準：（1）既往體健，無內科疾病；（2）影像學檢查示髖部骨質良好，骨骼形態正常；（3）對研究知情同意，配合度良好。排除標準：（1）既往有雙上肢骨折史；（2）合并惡性腫瘤；（3）合并骨質疏松等骨骼異常。該男性志愿者年齡56 歲，身高177 cm，體質量75 kg。本研究已征得本院醫學倫理委員會批準，批件號：UH200817。

1.2 模型建立方法

1.2.1 股骨模型獲取使用西門子64排螺旋CT，對志愿者股骨上部至脛骨中上段進行掃描，獲取二維橫斷面圖像，使用醫學數字成像和通信（DICOM）格式進行CT圖像存儲，三維重建使用Mimics 21.0軟件。選擇合適的灰度值對組織與骨骼進行區分，運用蒙版編輯、區域增長等功能，建立股骨三維模型，以STL格式對模型文件進行輸出。使用Geomagic Wrap 2017軟件對圖像進行去除特征、降噪、網格劃分、擬合曲面等處理，完成原始模型優化后，將所得股骨松質骨與皮質骨三維模型以STEP格式進行保存。使用Solidworks 2017軟件處理STEP文件，借助布爾運算，組配皮質骨、松質骨結構，重建符合人體結構的股骨模型。

1.2.2 股骨頸骨折模型建立使用Solidworks 2017 軟件處理股骨模型，于股骨頭中心建立橫斷面，創造切割平面，確保切割平面位于股骨頸中心附近，并與橫斷面呈30°角，完成股骨頸穩定性骨折（Pauwell 30°）制作，見圖1。

圖1 Pauwell 30°股骨頸骨折模型Fig.1 Pauwell 30°femoral neck fracture model

1.2.3 內固定模型建立使用Solidworks 2017 軟件建立兩種內固定模型，空心螺釘直徑7.3 mm，螺紋長度16 mm，兩種內固定模型中，分別將3 枚空心螺釘以正三角、倒三角的形式置入（圖2）。將完整模型導入Abaqus 2017 軟件，依次執行材料屬性賦予、邊界條件約束、載荷分配及網格劃分操作；各裝配體均采用四面體單元進行網格劃分。材料參數見表1。

圖2 內固定裝置模型結構示意圖Fig.2 Structural diagrams of internal fixation models

表1 有限元模型材料參數Tab.1 Material parameters of finite element model

1.3 模型分析方法

模擬人體站立狀態，將約3 倍體重即2 250 N 載荷力置入股骨頭中心，確保載荷力矢量在冠狀面上與股骨干軸、矢狀面角度分別為13°、8°，內固定裝置與股骨間關系選擇綁定接觸，骨折表面摩擦系數設定為0.46［5‐6］。分析兩組模型內股骨和內固定物的應力分布、最大等效應力及最大位移。

2 結果

2.1 股骨和內固定物的最大等效應力

兩種內固定模型股骨頭應力均集中于骨折線內下側，接近股骨距位置；內固定裝置的應力峰值均集中于骨折線附近螺釘表面。正三角內固定、倒三角內固定模型的股骨頭最大等效應力接近，倒三角內固定模型的內固定物最大等效應力低于正三角內固定，見表2、圖3和圖4。

表2 兩種三角穩定固定系統的股骨和內固定物最大等效應力（MPa）Tab.2 Maximum equivalent stress of the femur and internal fixator in two kinds of triangular stabilization and fixation systems(MPa)

2.2 股骨和內固定物的最大位移

兩種內固定模型股骨頭位移集中于股骨頭頂端；內固定裝置的位移集中于內固定物上側頂端。正三角內固定、倒三角內固定模型的股骨近端、內固定物最大位移接近，見表3、圖5和圖6。

圖5 兩種內固定裝置模型的股骨位移云圖Fig.5 Nephogram of femoral displacement in two kinds of internal fixation models

圖6 兩種內固定裝置模型的內固定物位移云圖Fig.6 Nephogram of internal fixator displacement in two kinds of internal fixation models

表3 兩種三角穩定固定系統的股骨和內固定物最大位移（mm）Tab.3 Maximum displacement of the femur and internal fixator in two kinds of triangular stabilization and fixation systems(mm)

3 討論

目前臨床治療股骨頸骨折的常用術式為三角穩定固定系統內固定，螺釘常選擇正三角模式，一方面可對骨折斷端起到加壓作用，另一方面，三角穩定原理使得內固定具有較高的強度和抗扭轉能力，在維持骨量、避免切開復位所致股骨頭血運再次損傷方面亦有著積極意義［7‐9］。然而，正三角排列會造成小轉子下緣附近外側皮質出現螺釘孔，且術中反復調整置釘可能導致導針孔數量進一步增加，均使得股骨外側抗張應力強度下降，甚至導致轉子下骨折、動脈血運受限［10］。

為解決正三角排列的弊端，有學者提出倒三角排列思路，旨在提供更加充分的軸向加壓作用，并進一步提高螺釘應力分布的均勻性，在避免應力集中的同時，實現滑動加壓，確保良好的生物力學穩定性［11］。本研究運用已在骨與關節力學性質和應力分析中的有效方法——有限元分析，對兩種股骨頸骨折三角穩定固定系統的生物力學特性進行探討，結果顯示與正三角內固定相比，倒三角內固定模型的股骨頭最大等效應力相仿，而內固定物的最大等效應力顯著下降。倒三角穩定固定系統能夠有效避免應力集中，其優勢主要在于：倒三角構型的內固定物，其應力峰值多集中于骨折線區域，且較正三角構型有著更好的應力分散、抗剪切力作用［12‐13］。有研究指出接受倒三角構型內固定的股骨頸骨折患者，再次發生骨折時所受平均負荷是正三角構型內固定患者的1.45 倍［14］，說明倒三角構型有著更強的抗張應力和壓應力，對預防再次骨折有著積極意義。

在最大位移比較中，兩種三角穩定固定系統并未見較大差異，說明兩種固定模式對骨折端壓縮趨勢的影響具有一致性［15‐16］，同時，兩種模式的滑動加壓作用相仿，故理論而言，無論是接受正三角還是倒三角固定的患者，其術后股骨頸短縮、股骨頭缺血性壞死發生風險相當［17］。需要注意的是，從位移云圖來看，兩種固定模式的股骨近端、內固定物均存在一定程度的位移，若股骨頸軸向應力過大，可能導致螺釘穿入髖臼內，引發不良后果［18］。因此，對于合并骨質疏松的股骨頸患者而言，應慎用三角穩定固定系統。基于本研究結果，在今后的研究中可嘗試在三角穩定固定系統的基礎上聯合鋼板，以對抗骨折斷端因負重而產生的剪切力，結合空心螺釘的抗旋轉作用，有望實現更理想的固定強度，為骨折愈合提供穩定的生物力學環境。