改良動(dòng)力髖螺釘系統(tǒng)的三維有限元分析

張東升，朱召銀，鐘偉斌，韋家冬，俞兵兵，張晉元，呂浩然

股骨轉(zhuǎn)子間骨折臨床常見，多發(fā)生于老年人。由于保守治療臥床時(shí)間長，容易引起各種并發(fā)癥，死亡率高，故多數(shù)學(xué)者主張?jiān)缙谶M(jìn)行手術(shù)干預(yù)[1]。動(dòng)力髖螺釘（dynamic hip screw，DHS）是治療股骨轉(zhuǎn)子間骨折的常用內(nèi)固定系統(tǒng)，固定可靠，允許早期負(fù)重，能夠滿足大部分患者的需求[2]。但對(duì)于骨折粉碎程度高、骨質(zhì)疏松嚴(yán)重等復(fù)雜病例，可能會(huì)因DHS把持力下降而導(dǎo)致內(nèi)固定失敗。本研究針對(duì)傳統(tǒng)DHS固定系統(tǒng)的不足，改良設(shè)計(jì)了一種具有防旋轉(zhuǎn)及自鎖功能的鋼板系統(tǒng)（實(shí)用新型專利ZL201520885310.6）[3]，并通過三維有限元分析方法比較其與傳統(tǒng)DHS在生物力學(xué)穩(wěn)定性方面的差異。

1　材料與方法

1.1　系統(tǒng)組成及設(shè)計(jì)思路

該內(nèi)固定系統(tǒng)由DHS釘板內(nèi)固定系統(tǒng)改良而來，由鵝頭釘、高位防旋螺釘、翼狀鋼板、尾釘及遠(yuǎn)端皮質(zhì)骨螺釘組成（圖1A～1C）。鵝頭釘及遠(yuǎn)端的皮質(zhì)骨螺釘組成與原DHS系統(tǒng)相同（圖1D）。改良的結(jié)構(gòu)包括：①翼狀延長板：加裝于鋼板頂部，長2 cm，與主體鋼板成30°角，中間的自鎖釘孔用于置入防旋螺釘，近端的綁線孔用于縫合固定大轉(zhuǎn)子附著處的軟組織。②鎖定結(jié)構(gòu)：鋼板尾釘孔內(nèi)、尾釘螺帽處有相互鉚合的螺紋，尾釘螺桿亦可與鵝頭釘緊密鉚合，這樣可將鵝頭釘、鋼板和尾釘牢固地鎖為一體。③承力點(diǎn)強(qiáng)化：為增加鋼板的力學(xué)穩(wěn)定性，鋼板張力側(cè)局部進(jìn)行了加厚處理。

1.2　實(shí)驗(yàn)方法

根據(jù)《江蘇國立醫(yī)療器械有限公司產(chǎn)品目錄》給出的幾何參數(shù)，利用Solidworks軟件（Dassault Systemes公司，法國）分別畫出兩套鋼板模型。鑒于本研究主要針對(duì)兩套系統(tǒng)的鋼板抗折彎力和鵝頭釘抗拔出力進(jìn)行比較研究，為減少運(yùn)算數(shù)據(jù)、節(jié)省運(yùn)算時(shí)間，我們對(duì)模型進(jìn)行簡化處理，簡化后的模型僅包含主體鋼板和鵝頭釘。

圖1　防旋自鎖鋼板系統(tǒng)與傳統(tǒng)動(dòng)力髖螺釘（DHS）系統(tǒng)對(duì)比 1A鋼板側(cè)位觀 1B鋼板斜位觀 1C鋼板設(shè)計(jì)圖 1D傳統(tǒng)DHS系統(tǒng)

利用SolidWorks和ANSYS軟件（ANSYS公司，美國）的無縫連接模塊，分別將兩組模型導(dǎo)入ANSYS有限元軟件進(jìn)行網(wǎng)格劃分，并賦予各種物理材料屬性，模型的具體幾何參數(shù)及材料屬性見表1?？紤]到DHS系統(tǒng)的設(shè)計(jì)理念是滑動(dòng)加壓釘板組合式內(nèi)固定系統(tǒng)，定義鵝頭釘與DHS鋼板主孔的接觸關(guān)系為滑動(dòng)；而防旋自鎖鋼板系統(tǒng)的特點(diǎn)是鵝頭釘與鋼板鎖為一體，因此定義鵝頭釘與DHS鋼板主孔的接觸關(guān)系為綁定。

依次對(duì)2組模型模擬70 kg正常人緩慢行走單足著地時(shí)髖關(guān)節(jié)所承受的最大峰值（作用力大小為2 872 N）進(jìn)行加載，從鵝頭釘上方加載一重力方向的壓力，最后通過求解器計(jì)算該加載方式下內(nèi)固定物各部分的應(yīng)力及位移分布，以了解其抗折彎力和抗拔出力。

表1　兩套內(nèi)固定系統(tǒng)模型的幾何參數(shù)及材料屬性

2　結(jié)果

如圖2所示，傳統(tǒng)DHS內(nèi)固定模型中內(nèi)固定應(yīng)力總體比較均勻，有2個(gè)部位可見應(yīng)力集中，分別為鵝頭釘與側(cè)方鋼板套筒交界處以及鵝頭釘釘孔周圍，最大應(yīng)力為358.742 MPa；防旋自鎖鋼板固定模型中內(nèi)固定應(yīng)力總體比較均勻，應(yīng)力峰值主要出現(xiàn)在鵝頭釘與套筒交界處，應(yīng)力集中區(qū)域與傳統(tǒng)DHS模型相比范圍更小，最大應(yīng)力值亦更低（321.856 MPa）。防旋自鎖鋼板系統(tǒng)的最大位移值為3.471 44 mm，低于傳統(tǒng)DHS系統(tǒng)（5.186 35 mm），見圖3。

圖2　相同荷載下兩種內(nèi)固定系統(tǒng)的應(yīng)力分布圖 2A傳統(tǒng)DHS模型 2B防旋自鎖鋼板模型

圖3　相同荷載下兩種內(nèi)固定系統(tǒng)的位移分布圖 3A傳統(tǒng)DHS模型 3B防旋自鎖鋼板模型

3　討論

3.1　股骨轉(zhuǎn)子間骨折手術(shù)方式的選擇

轉(zhuǎn)子間骨折的手術(shù)方式主要包括髓外釘板內(nèi)固定、髓內(nèi)固定以及人工關(guān)節(jié)置換。股骨近端防旋 髓 內(nèi) 釘（proximal femoral nail antirotation，PFNA）是最具代表性的髓內(nèi)固定系統(tǒng)，尤其適用于不穩(wěn)定型轉(zhuǎn)子間骨折，適應(yīng)證較廣，臨床使用率有超越DHS之勢[4]。但人們發(fā)現(xiàn)PFNA有一定的局限性，如手術(shù)操作要求較高、學(xué)習(xí)曲線長、螺旋刀片取出困難、牽引復(fù)位不理想、費(fèi)用較高、圍手術(shù)期隱性失血量高等。

近年來亦有學(xué)者嘗試人工髖關(guān)節(jié)置換手術(shù)，患者術(shù)后下地時(shí)間早、康復(fù)快，但手術(shù)風(fēng)險(xiǎn)及組織創(chuàng)傷相對(duì)較大，存在遠(yuǎn)期假體松動(dòng)、下沉等并發(fā)癥風(fēng)險(xiǎn)，一般不作為治療股骨轉(zhuǎn)子間骨折的首選術(shù)式[5-6]。

髓外釘板內(nèi)固定系統(tǒng)以DHS為主要代表，是最基礎(chǔ)、應(yīng)用最廣泛的術(shù)式，一度被認(rèn)為是手術(shù)金標(biāo)準(zhǔn)[7]。但近年來有研究發(fā)現(xiàn)DHS的手術(shù)療效受骨折類型等因素影響較大，尤其對(duì)于部分骨質(zhì)疏松嚴(yán)重、骨折粉碎程度高的復(fù)雜病例，術(shù)后內(nèi)固定移位斷裂、骨折移位等情況并不少見[8-9]。主要原因是：①防旋力差：采用單枚螺釘固定，不能有效防止骨折端旋轉(zhuǎn)移位，特別是對(duì)于不穩(wěn)定骨折，易出現(xiàn)應(yīng)力集中，引起螺釘切割股骨頭股骨頸、螺釘松動(dòng)、鋼板斷裂、髖內(nèi)翻等并發(fā)癥。②抗拔出力差：鋼板和滑動(dòng)鵝頭螺釘相對(duì)獨(dú)立，螺釘?shù)腻^合力和抗拉力效果欠佳，尤其是當(dāng)患者骨骼質(zhì)量較差時(shí)，加壓易造成鵝頭釘再次移位，導(dǎo)致尾釘及鵝頭釘松動(dòng)滑脫。③無法對(duì)大轉(zhuǎn)子粉碎骨折塊進(jìn)行有效復(fù)位固定[10]。

3.2　防旋自鎖鋼板的改良設(shè)計(jì)理念

針對(duì)DHS的不足，我們?cè)O(shè)計(jì)具有防旋轉(zhuǎn)及自鎖功能的新型改良DHS釘板內(nèi)固定系統(tǒng)。在骨折端穩(wěn)定性方面，高位自鎖螺釘與鋼板自鎖為一體，大大增強(qiáng)了其抗旋轉(zhuǎn)能力；同時(shí)自鎖螺釘經(jīng)過轉(zhuǎn)子間骨折線的張力側(cè)骨小梁，其張力帶樣作用將骨折線外上端張力轉(zhuǎn)化成骨折線內(nèi)下端壓力，有利于骨折斷端愈合。在鵝頭釘抗拔出力方面，新系統(tǒng)將“鵝頭釘-鋼板-尾釘”牢固地鎖為一體，有效防止尾釘及鵝頭釘螺釘?shù)乃蓜?dòng)、脫落。針對(duì)大轉(zhuǎn)子粉碎骨折塊，新型鋼板設(shè)計(jì)有圓弧狀排列的眾多捆綁孔，使粉碎性骨折塊得到可靠固定，減少了骨折畸形愈合及術(shù)后髖部疼痛的發(fā)生。除此之外，鋼板厚度增加0.2 mm，提高了抗折彎力，更好地防止術(shù)后遠(yuǎn)期鋼板斷裂。在另一項(xiàng)臨床研究中，我們將58例股骨轉(zhuǎn)子間骨折患者分成傳統(tǒng)DHS組和防旋自鎖鋼板組，結(jié)果顯示防旋自鎖鋼板組術(shù)后骨折平均愈合時(shí)間及髖關(guān)節(jié)評(píng)分均明顯優(yōu)于傳統(tǒng)DHS組[11]。本研究試圖通過三維有限元分析，從生物力學(xué)穩(wěn)定性角度進(jìn)一步對(duì)防旋自鎖鋼板與傳統(tǒng)DHS進(jìn)行對(duì)比研究。

3.3　兩種內(nèi)固定系統(tǒng)的力學(xué)穩(wěn)定性比較

與正常股骨不同，股骨轉(zhuǎn)子間骨折內(nèi)固定術(shù)后，作用于髖關(guān)節(jié)的力主要通過內(nèi)固定物向下傳導(dǎo)。在本實(shí)驗(yàn)建立的模型中，壓應(yīng)力的主要承受者是鵝頭釘，從有限元分析結(jié)果中也可看出，兩種固定模型中鵝頭釘與套筒交界處均出現(xiàn)了應(yīng)力集中的情況。而張應(yīng)力的傳導(dǎo)則主要由側(cè)方鋼板分擔(dān)，實(shí)驗(yàn)中傳統(tǒng)DHS鵝頭釘與側(cè)方鋼板釘孔的接觸部位出現(xiàn)應(yīng)力集中，而防旋自鎖鋼板則未見相應(yīng)情況。這可能與后者鵝頭釘與鋼板鎖為一體的改良結(jié)構(gòu)更有利于應(yīng)力傳導(dǎo)、其應(yīng)力更均勻地分布在內(nèi)固定物上有關(guān)；鵝頭釘?shù)目箟盒阅芤蚕鄬?duì)地得到增強(qiáng)，雖然兩種固定模型中鵝頭釘上均出現(xiàn)應(yīng)力集中，但防旋自鎖鋼板模型的應(yīng)力峰值相對(duì)較低；另外，相同載荷下經(jīng)加厚處理的鋼板其應(yīng)力值更小，也進(jìn)一步降低了防旋自鎖鋼板系統(tǒng)的最大應(yīng)力值。

就內(nèi)固定物穩(wěn)定性而言，除需觀察其應(yīng)力能否均勻分布在內(nèi)固定物上之外，也要求其應(yīng)力峰值不能高于內(nèi)固定材質(zhì)的屈服強(qiáng)度。通常鈦合金的屈服強(qiáng)度約為809 MPa[12]，本研究中傳統(tǒng)DHS和防旋自鎖鋼板固定模型的最大應(yīng)力分別為358.742、321.856 MPa，屈服強(qiáng)度均符合要求，提示這兩種內(nèi)固定都能起到固定作用，但防旋自鎖鋼板應(yīng)力分布更為均勻，最大應(yīng)力值亦更低，在抗折彎、防止疲勞斷裂等方面更有優(yōu)勢。

鵝頭釘與鋼板鎖定的改良設(shè)計(jì)也有利于增強(qiáng)螺釘?shù)目拱纬隽?。本?shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，在相同載荷作用下，防旋自鎖鋼板系統(tǒng)模型的最大位移值低于DHS模型，說明其鵝頭釘在股骨頭頸內(nèi)的把持力更高，出現(xiàn)螺釘拔出的可能性更小。在實(shí)際臨床應(yīng)用中，還可于套筒上方翼狀延長板上再擰入1枚自鎖螺釘，進(jìn)一步提高固定的穩(wěn)定性，避免主釘切出等并發(fā)癥的發(fā)生。

本研究存在一些不足之處，首先，未建立轉(zhuǎn)子間骨折的骨骼模型，而是簡化處理，僅對(duì)內(nèi)固定系統(tǒng)作近似模擬；其次，本實(shí)驗(yàn)僅對(duì)內(nèi)固定模型進(jìn)行靜力分析，未考慮其他載荷加載時(shí)的變化，與真實(shí)生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)還有一定差距，但可滿足初步研究的需要。今后尚需在尸體標(biāo)本生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)中進(jìn)行深入驗(yàn)證，并開展相關(guān)的臨床應(yīng)用研究，以獲得更為可靠的結(jié)果。