[关键词] 骨科植入物；有限元；股骨转子下骨折
[中图分类号] R331 [文献标识码] A [文章编号] 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. 随着经济的不断发展，各种高能量损伤逐年增多，股骨转子下骨折的发病率呈上升趋势[1-3]。股骨转子下骨折治疗难度较大，治疗不当容易出现骨折畸形愈合，内固定断裂等并发症而影响患肢功能。髓内固定是股骨转子下骨折最常用的治疗方法，文献报道可以获得较好的治疗效果，但对于严重粉碎的股骨转子下骨折，髓内固定存在开口困难，外侧壁粉碎影响近端拉力螺钉的加压作用等，可能会导致内固定的失败。股骨近端锁定钢板（proximal femoral plate，PFP）是为股骨近端骨折设计的专用锁定钢板，对于粉碎的股骨转子间骨折，通过微创的手术操作方法，通过螺钉对粉碎骨块进行有效固定，从而有可能避免内固定失效等并发症。
2017年2～5月，我们利用计算机有限元建模分析技术[4]，研究PFP锁定钢板及加长PFNA内固定方法治疗股骨转子下粉碎性骨折的力学特征，为股骨转子下粉碎性骨折手术治疗方法的选择提供参考和依据。
1 资料与方法
1.1 设计
模拟生物力学实验。
1.2 时间及地点
实验于2015年6月在上海市浦东医院骨科生物力学实验室完成。
1.3 一般资料
选取医院影像系统中下肢CT三维重建图像，在获得患者授权后，用于本研究。股骨CT三维图像来自一位男性患者（年龄45岁，升高175cm，体重75kg）。询问该患者病史后，排除下肢股骨相关疾病。志愿者经过对此次实验内容的充分了解后，签署了相应的知情同意书。
1.4 实验设备
西门子64排螺旋CT，计算机工作站（基本配置：CPU Intel（R）Core（TM）i7-6700 CPU @3.40 GHz，内存8 G，硬盘 500 GB），Mimics 15.0医用图像处理软件（比利时Materialise公司），Abaqus 6.14 有限元计算软件，Altar Hypermesh有限元通用前处理软件，Solidworks 2016 CAD设计软件（法国达索公司），Geomagic studio 12.0前处理软件。根据加长PFNA及PFP的外形结构，运用CAD设计软件绘制两种内固定的CAD模型，见图1。
1.5 实验方法 CT图像获取
患者仰卧位，扫描范围包括股骨、胫腓骨以及踝关节。扫描参数：120kV，240mA，螺旋层厚1.25mm。
共获得扫描图像645张。CT数据以dicom格式保存，层厚1mm。将CT数据导入Mimics15.0软件，通过设置骨骼阈值为150～300Hu，从而获得骨骼轮廓。再通过区域增长功能，分离出股骨三维股骨模型，以stl格式保存。利用Geomagic studio软件的去处特征，砂纸等功能，打磨修饰股骨模型，对导入的骨骼模型进行进一步的简单化，去除一些不必要的细节特征，以便节省计算时间。并利用平面剪裁功能，模拟Seinsheimer IV骨折线。内固定器械设计参照器械厂商提供的产品参数，建立如图所示PFP和PFNA三维模型。PFP钢板厚度为4.5mm，自第六孔开始，绘制出半径为2.3m的解剖型前弓。处于便利有限元分析的需要，钢板圆角、螺钉螺纹等特征并未绘制。
1.6 有限元模型的建立和参数设置
（1）采用Hypermesh软件对于面网格直接自动进行体网格划分，生成人股骨三维有限元模型。（2）接骨板和螺钉的处理：接骨板和螺钉采用三维实体单元来仿真，螺钉和钢板之间（PFNA主钉和其它螺钉之间）采用共用节点的连接方式，以模拟相互锁定的结构关系。（3）接触单元：股骨骨折块之间的距離为lmm，将骨折的两个断面设定为面面接触单元，摩擦系数0.3，内固定螺钉与骨面之间的接触关系设置为Rough。（4）内固定器械和钢板的材料力学参数设定为各项同性弹性材料。内固定器械的弹性模量为110Gpa，泊松比0.3[5]；股骨骨质的材料特性利用Mimmics中的赋值功能，根据CT值进行赋值。见图2。
1.7 边界加载与约束
对上述建立好的有限元模型施加轴向压缩。轴向压缩载荷中约束股骨远端内外髁关节面，以股
骨头为加载点，沿股骨干长轴方向，施加大小500N的力垂直加载。
1.8 结果分析
利用abaqus软件计算出有限元模型的结果。以应力云图的形式表现出来内固定器械的力学特征。同时取第一、二、三块骨折块，每块骨折块选定一标记点，以标记骨折块的位移情况，计算出两种不同内固定方式的骨折块位移值，以分析这两种内固定方式固定转子下骨折的实际效果。
2 结果
2.1 PFP固定转子下骨折的应力分布
如下图所示，PFP钢板的应力主要集中在钢板的内侧和钢板螺钉交界处。其中最大应力为190.6MPa，集中在最远端的螺钉钢板交界处。钢板内侧的应力集中并非均匀分布，而是存在于钢板与骨折线交界处，以及螺钉孔的内侧。钢板螺钉交界处的应力集中也非均等分布。其头端和远端的应力较为集中，中间三颗螺钉应力集中并不明显。
2.2 PFP固定转子下骨折的骨折块位移。
分别取第一、二、三块（由近端及远端）骨折块靠近骨折线的20个节点作为标记点，以标记骨折在应力加载后的平均位移度。第一骨折块位移（2.38±0.11）mm，第二骨折块位移为（2.25±0.26）mm，第三骨折块位移（1.74±0.20）mm。
2.3 PFNA加长型固定转子下骨折的应力分布。
如下图所示，加长型PFNA固定的应力分布主要集中在主钉的外侧中段和下端。与PFP不同，加长型PFNA的远端锁定螺钉与主钉之间的交界处应力集中并不明显的现象。应力集中的最大值为165Mpa。最大应力集中在头端螺钉与主钉交界处。见图3。 2.4 PFNA加长型固定转子下骨折的骨折块位移
分别取第一、二、三块（由近端及远端）骨折块靠近骨折线的节点作为标记点，以标记骨折在应力加载后的位移度。第一骨折块位移（2.13±0.05）mm，第二骨折块位移为（2.35±0.18）mm，第三骨折块位移（1.80±0.10）mm。
运用秩和检验比较，与PFP比较，PFNA模型的第一骨折块的位移更小（χ2=10.20，P<0.05），PFNA模型的第二骨折块的位移更大（χ2=12.05，P<0.05），PFNA的第三骨折块的位移与PFP模型相比位移更大（χ2=8.25，P<0.05），此外可以明显观察到加长型PFNA其主钉有明显的弯曲和向内侧成角的倾向。
3 讨论
股骨转子下骨折是临床上常见的骨折，约占所有髋部的10%～30%[6]，文献报道死亡率达8.3%～20.9%，是临床上很难处理的骨折，多由高能量损伤所致，骨折常呈粉碎，移位明显，保守治疗有较高的畸形愈合、不愈合等并发症发生率，因而多主张手术治疗。手术的目的是恢复下肢力线，纠正旋转畸形，获得骨性愈合。但对于粉碎性的股骨转子下骨折（SeinsheimerⅢ、IV、V型），内固定物选择不当或操作失误容易引起骨折不愈合、延迟愈合、髋内翻畸形及内固定物断裂等并发症，因此，对骨科医师的挑战极大。如何有效治疗股骨转子下粉碎性骨折，有效降低并发症，提高治疗效果，成为创伤骨科医师急需解决的问题。
加长PFNA、股骨重建钉、加长Intertan等髓内固定具有明显生物力学优势，是股骨转子下骨折最常用的治疗方法，但对于股骨髓腔狭小、骨折累及大转子、股骨近端冠状面劈裂、股骨近端外侧壁骨折等特殊情况下，髓内固定仍难以达到有效的固定，其中股骨重建钉具有“Z”字效应，容易发生退钉或螺钉切出；PFNA和InterTan虽有效降低了“Z”字效应，但对于外侧壁骨折的股骨转子下骨折，将影响近端拉力螺钉的加压作用，进而降低内固定的稳定性[7-9]。
PFP是为股骨近端骨折设计的专用锁定钢板，其近端锁定螺钉之间相互成角，且受力均匀，与钢板共同形成一个相对稳定的框架结构，因而具有良好的成角稳定性，锁定钢板的设计使得固定不依赖钢板和骨界面的摩擦，可保护骨折端的血液供应，加快骨折愈合，同时这种结构使锁定螺钉的拔除强度更高，并兼有内固定支架的作用。近端有三角形分布的螺钉孔，直径相对较小的股骨近端螺钉对股骨头、颈内的血供破坏较小，其拉力螺钉的把持力度更大，有利于小转子复位，恢复内侧皮质完整性。同时对于外侧壁粉碎的股骨近端骨折，可以通过PFP来重建外侧壁[10-12]。
两种内固定方式各有优缺点。然而，现有文献鲜有此方面报道，因而本研究拟利用有限元建模技术，比较PFP和加长型PFNA固定股骨转子下骨折（Seinsheimer IV）的生物力学特征。
股骨转子下区肌肉丰富，在影响骨折愈合的2个关键因素-血运因素和解剖学（也就是力学）因素中，骨解剖比血管解剖更为重要，力学因素成为影响骨折治疗效果的关键[9-12]。股骨近端解剖结构特殊，具有135°颈干角、10°～15°前倾角，力的轴线与股骨轴线不重合，从而在股骨转子下粗隆区域形成特殊的生物力学特性：股骨上端除矢状面的轴向应力外，还存在冠状面上的压张应力（股骨近端端的内侧皮质传导压应力，外侧传导张应力）和水平面上的旋转应力。这部位骨折后，拉伸力导致骨折端分离，剪切力导致骨折端侧向移位，扭转力导致骨折断端旋转移位。大部分股骨粗降下骨折的患者有明显的骨高应力集中，造成骨折复位后的稳定性差，易发生再移位。所以股骨转子下骨折对内固定的机械性要求较高，内同定物选择的正确与否决定了骨折治疗的成败[13-16]。在加载在股骨的所有应力中，股骨冠状面上的应力占据主导地位，本文在股骨头处加载垂直的应力，模拟人在站立情況下的受力情况，能够较为准确的反应实际手术情况。
髓外及髓内固定的力学特征各有特点。PFP钢板的应力主要集中在钢板的内侧和钢板螺钉交界处。 其中最大应力为109.6MPa，集中在最远端的螺钉钢板交界处。钢板内侧的应力集中并非均匀分布，而是存在于钢板与骨折线交界处，以及螺钉孔的内侧，这与股骨长轴的曲度有关，股骨长轴有一定的前曲弧度，应力从长轴传导，钢板位于弧度凹侧会承受较大的应力[17-19]。此外，钢板螺钉交界处的应力集中也非均等分布。其头端和远端的应力较为集中，中间三颗螺钉应力集中并不明显。这主要是因为头端的拉力螺钉起到支撑的作用，尾端的螺钉由于力矩较大，也会产生较大的应力。 加长型PFNA固定的应力分布主要集中在主钉的外侧中段和下端。这也是由于股骨长轴向前的弧度有关。与PFP不同，加长型PFNA的远端锁定螺钉与主钉之间的交界处应力集中并不明显的现象。这是由于主钉的长轴承载了大多数的应力，应力主要是沿着长轴传导，尾端螺钉的力矩较小。
分别取第一、二、三块（由近端及远端）骨折块靠近骨折线的节点作为标记点，以标记骨折在应力加载后的位移度。PFP固定的模型，第一骨折块位移2.38mm，第二骨折块位移为2.25mm，第三骨折块位移1.74mm。而加长型PFNA模型，第一骨折块位移2.13mm，第二骨折块位移为2.35mm，第三骨折块位移1.80mm。第一骨折块所取得标记点在近端的股骨头处，此处的位移反映的是股骨整体的弯曲位移程度，可见整体上PFNA模型形变较小，加长型PFNA固定模型的稳定性较好。然而，第二块和第三块骨折块的位移程度，加长型PFNA模型的较大，这可能是由于加长型PFNA缺少把持近端粉碎小骨块的能力，使得在近端小骨块的位移程度增大，因此在临床实践中，在使用髓内固定时，往往会利用钢丝等在股骨近端固定这些小的骨折块，以弥补此项缺陷[20-21]。此外，主钉和投端锁定连接处的高应力，也会增加其断裂的风险。
因此，从本研究的角度来看，加长型PFNA比PFP在固定股骨转子下骨折方面，更有优势，然而缺少把持近端粉碎小骨块的能力，使得在近端小骨块的位移程度增大，在实际应用中可能需要额外的固定。