橈骨遠(yuǎn)端鋼板聯(lián)合拉力釘固定治療Sander III型跟骨骨折的生物力學(xué)分析

章浩偉，呂琳，，裴瀟倜，黃鵬杰，孫萬(wàn)駒，倪明，，祝曉忠

1.上海理工大學(xué)醫(yī)療器械與食品學(xué)院，上海200093；2.上海市健康醫(yī)學(xué)院附屬浦東新區(qū)人民醫(yī)院骨科，上海201299；3.同濟(jì)大學(xué)附屬同濟(jì)醫(yī)院骨科，上海200136

前言

跟骨是人類行走站立的主要支撐結(jié)構(gòu)之一。跟骨骨折是常見的跗骨骨折，通常由高能創(chuàng)傷（如高處墜落、機(jī)動(dòng)車禍等）引起［1］。切開復(fù)位內(nèi)固定是跟骨骨折治療的標(biāo)準(zhǔn)方案，通常遵循“三點(diǎn)固定”的原則，即通過固定跟骰關(guān)節(jié)、距下關(guān)節(jié)和跟骨結(jié)節(jié)實(shí)現(xiàn)穩(wěn)定［2］。但切開復(fù)位內(nèi)固定常易產(chǎn)生切口感染等并發(fā)癥，為降低手術(shù)并發(fā)癥，微創(chuàng)復(fù)位內(nèi)固定逐漸被用于治療跟骨骨折［3］。2011年，法國(guó)FH 公司開發(fā)了跟骨專用髓內(nèi)釘Cailcanail，通過“兩點(diǎn)固定”（后距下關(guān)節(jié)和跟骨結(jié)節(jié)）來治療跟骨關(guān)節(jié)內(nèi)骨折，該手術(shù)具有結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單、創(chuàng)傷小、操作方便等優(yōu)勢(shì)。髓內(nèi)兩點(diǎn)固定在臨床上取得較好效果，但在國(guó)內(nèi)及亞太地區(qū)尚無(wú)類似的固定材料。課題組在前期提出將橈骨遠(yuǎn)端鋼板用于治療跟骨骨折，填補(bǔ)了國(guó)內(nèi)兩點(diǎn)固定的空白［4］。但橈骨遠(yuǎn)端鋼板非跟骨骨折專用材料，僅通過3 枚2.7 mm 螺釘固定跟骨結(jié)節(jié)骨折塊，穩(wěn)定性相對(duì)較弱。為此，我們擬在橈骨遠(yuǎn)端鋼板固定的同時(shí)，輔以拉力螺釘增強(qiáng)固定。本研究擬通過有限元分析法對(duì)其生物力學(xué)特征進(jìn)行評(píng)估，為跟骨骨折臨床治療和術(shù)后康復(fù)提供理論依據(jù)。

1 材料與方法

1.1 足部有限元模型建立

健康成年女性體質(zhì)量64 kg，身高156 cm，無(wú)足部畸形和手術(shù)史。應(yīng)用CT750 HD（GE公司,美國(guó)）沿人體橫斷面以層厚0.5 mm、層距1 mm自上而下螺旋掃描，得到CT圖像409張。掃面范圍自左腿脛腓骨至足底。應(yīng)用磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging,MRI）沿矢狀面以層厚1.25 mm、層距0.68 mm掃描得到MRI圖像192張。

采用醫(yī)學(xué)圖像分割軟件Mimics 19.0 對(duì)CT 和MRI 圖像進(jìn)行圖像分割，并重建下肢骨骼-肌肉三維數(shù)字模型，存儲(chǔ)為STL 格式。再將重建的三維數(shù)字模型導(dǎo)入到Geomagic 2015 中，對(duì)模型進(jìn)行去噪、光順和構(gòu)建NURBS 曲面等優(yōu)化操作，得到表面光滑且?guī)缀翁卣髑逦娜S模型，并以IGES格式進(jìn)行存儲(chǔ)。

通過Solidworks 2014軟件以0.1 mm間隙將跟骨切割成5塊骨折塊，建立Sanders III型骨折模型。按照標(biāo)準(zhǔn)的手術(shù)程序，將橈骨遠(yuǎn)端鎖定鋼板（Synthes公司,美國(guó)）彎曲成形與骨面進(jìn)行裝配，見圖1a。其中，5枚直徑2.4 mm 鎖定螺釘經(jīng)鋼板短臂固定后關(guān)節(jié)面，3枚直徑2.7 mm螺釘經(jīng)長(zhǎng)臂固定跟骨結(jié)節(jié)，并將一枚直徑6.5 mm中空螺釘從跟骨結(jié)節(jié)固定至跟骰關(guān)節(jié)。最后將裝配好的跟骨骨折模型和IGES格式的下肢模型導(dǎo)入Hypermesh 13.0，并進(jìn)行3D網(wǎng)格劃分，其中骨折有限元模型見圖1b。最終得到下肢有限元模型共計(jì)174 720個(gè)節(jié)點(diǎn)、849 362個(gè)實(shí)體單元和137個(gè)桁架單元。

1.2 材料屬性

材料特性取自以往的文獻(xiàn)，模型中所有材料參數(shù)設(shè)定參數(shù)見表1［2,5］。

1.3 加載與邊界條件

表1 材料參數(shù)Tab.1 Material parameters

體質(zhì)量64 kg 的受試者平衡站立時(shí)，單足受到320 N 的地面反作用力，方向垂直于支撐物向上。跟腱力大小為足部所承受載荷的75%，大小240 N［6］。負(fù)重行走時(shí)，受試者在足跟著地期時(shí)受到704 N（110%重力）地面反作用力和480 N 跟腱力，站立中期時(shí)受到608 N（95%重力）地面反作用力和550 N 跟腱力，推離期時(shí)受到736 N（115%重力）地面反作用力和1 100 N跟腱力［7-8］。

跟腱力作用于小腿三頭肌和跟骨結(jié)節(jié)后上緣連接處，通過將二者連接處的共同面進(jìn)行綁定，并將跟腱力作用于該接觸面上，以此模擬肌肉力。下肢軟組織上端和脛腓骨上端被完全約束，見圖2。足底軟組織與地面支撐物間設(shè)置為摩擦系數(shù)0.6 的硬接觸［9］。骨折塊與螺釘之間設(shè)置為摩擦系數(shù)0.2的硬接觸［10］。鎖定鋼板與螺釘之間設(shè)定綁定。

2 結(jié)果

2.1 模型驗(yàn)證

本文所用的人體足踝部骨骼-肌肉有限元模型在以往的文獻(xiàn)中已驗(yàn)證其生物力學(xué)有效性［4］。

2.2 應(yīng)力分布

2.2.1 內(nèi)固定模型的應(yīng)力特征不同時(shí)期下內(nèi)固定物的應(yīng)力分布如圖3所示。靜態(tài)站立和足跟著地期，橈骨遠(yuǎn)端鋼板應(yīng)力集中于螺釘與載距突接觸部位；站立中期和推離期應(yīng)力集中于鋼板后緣和螺釘與跟骨結(jié)節(jié)相鄰部位。中空螺釘應(yīng)力主要集中于其與骨折端接觸部位。靜態(tài)站立時(shí)內(nèi)固定應(yīng)力峰值為210.5 MPa，步態(tài)周期下應(yīng)力峰值逐漸增加，足跟著地期370.5 MPa，并在推離器達(dá)到最大,最大應(yīng)力為883.2 MPa。

圖2 足部骨骼-肌肉幾何模型Fig.2 Skeleton-muscle geometry model of lower extremity

圖3 內(nèi)固定系統(tǒng)應(yīng)力分布Fig.3 Stress distribution of internal fixation

2.2.2 跟骨應(yīng)力分析靜態(tài)站立和步態(tài)3 個(gè)時(shí)相下的跟骨應(yīng)力分布相似，主要集中在骨折端、螺孔以及跟骨結(jié)節(jié)和跟腱連接處，見圖4。4 個(gè)時(shí)期下跟骨應(yīng)力峰值分別為75.6、65.9、89.9、96.9 MPa。

2.3 位移結(jié)果分析

2.3.1 跟骨整體位移靜態(tài)站立時(shí)位移峰值在載距突處，大小為1.15 mm，步態(tài)3個(gè)時(shí)期最大位移均發(fā)生在跟骨結(jié)節(jié)，見圖5。其中，3個(gè)時(shí)期的最大位移分別為1.35、2.05和2.79 mm。

2.3.2 后關(guān)節(jié)面位移和跟骨角度變化跟骨后關(guān)節(jié)面位移的測(cè)量根據(jù)以往的文獻(xiàn)［11］。測(cè)量結(jié)果顯示，后關(guān)節(jié)面位移分別為（0.030±0.005）、（0.069±0.006）、（0.041±0.005）、（0.089±0.004）mm。 完整跟骨的Bohler's 角和Gissane's角分別為31.9°、121.5°，骨折模型靜態(tài)站立時(shí)的Bohler's 角和Gissane's 角為31.9°、120.5°。負(fù)重行走時(shí)，模型的Bohler's 角分別為31.5°、31.3°和31.0°；Gissane's角分別為123.5°、123.6°和123.9°，詳見表2。

3 討論

本次研究通過有限元分析法對(duì)橈骨遠(yuǎn)端鋼板（兩點(diǎn)支撐）聯(lián)合拉力釘內(nèi)固定治療跟骨骨折的生物力學(xué)特征進(jìn)行分析。有限元仿真軟件是一種轉(zhuǎn)化醫(yī)學(xué)信息的研究工具，可以精準(zhǔn)快速地計(jì)算人體內(nèi)部的生物力學(xué)特征，包括應(yīng)力、位移等［12］。本次建立的Sanders III 型跟骨骨折有限元模型，具有諸多優(yōu)越性：首先，模型構(gòu)建時(shí)考慮了骨骼、肌肉和包裹軟組織之間的牽拉作用，而以往的研究常會(huì)簡(jiǎn)化這些結(jié)構(gòu)，僅建立單塊跟骨模型［13-14］；其次，模型經(jīng)過驗(yàn)證，具有極高的精準(zhǔn)度。在此基礎(chǔ)上，我們提出橈骨遠(yuǎn)端鋼板聯(lián)合拉力釘?shù)奈?chuàng)內(nèi)固定系統(tǒng)治療跟骨骨折，并考慮了術(shù)后康復(fù)訓(xùn)練的需要，模擬了骨折模型在站立和步態(tài)周期的生物力學(xué)特征，為跟骨骨折治療提供了新思路和生物力學(xué)依據(jù)。

圖4 跟骨應(yīng)力分布Fig.4 Stress distribution of calcaneus

圖5 骨折模型位移分布Fig.5 Displacement distribution of calcaneal fracture model

表2 跟骨的位移和角度變化情況Tab.2 Displacements,Bohler′s angles and Gissane′s angles of calcaneus

3.1 拉力釘固定治療跟骨骨折的技術(shù)要點(diǎn)

拉力釘是一種常用的骨折固定方式，可以單獨(dú)或聯(lián)合其他固定物使用。在跟骨骨折治療中，拉力釘技術(shù)也常被采用，螺釘經(jīng)跟骨結(jié)節(jié)后側(cè)跟腱止點(diǎn)下緣置入，沿跟骨長(zhǎng)軸朝向跟骰關(guān)節(jié)方向固定。在本次研究中，我們發(fā)現(xiàn)6.5 mm 空心釘是一種較合適的固定材料。這是因?yàn)闃锕沁h(yuǎn)端鋼板斜向放置，鋼板長(zhǎng)臂與跟骨長(zhǎng)軸組成的置釘通道較為狹小，約8 mm 左右，螺釘需調(diào)整才能置于理想位置。在臨床操作中，術(shù)中需借助術(shù)前規(guī)劃、跟骨解剖結(jié)構(gòu)和術(shù)中透視，才能完成這一操作。關(guān)于螺釘?shù)闹赶颍ㄗh朝向跟骰關(guān)節(jié)中間位置。這是因?yàn)樵摬课凰少|(zhì)骨密度最大，可提供最佳的螺釘把持力。

3.2 拉力釘固定治療跟骨骨折的生物力學(xué)意義

生物力學(xué)研究證明，拉力釘可以有效增加跟骨骨折治療的生物力學(xué)穩(wěn)定性。Wang 等［15］通過標(biāo)本實(shí)驗(yàn)分析縱向拉力釘治療跟骨骨折內(nèi)的生物力學(xué)穩(wěn)定性，發(fā)現(xiàn)鋼板聯(lián)合拉力釘治療的破壞載荷約為單純鋼板固定的3.5 倍。Ni等［12］比較了使用鎖定鋼板、髓內(nèi)釘以及髓內(nèi)釘聯(lián)合拉力釘（改進(jìn)后的髓內(nèi)釘固定系統(tǒng)）固定移位關(guān)節(jié)內(nèi)跟骨骨折的穩(wěn)定性，并發(fā)現(xiàn)拉力釘可以有效增強(qiáng)固定穩(wěn)定性，降低應(yīng)力集中。本次研究擬采用橈骨遠(yuǎn)端鋼板聯(lián)合拉力釘治療跟骨骨折，旨在增加原有內(nèi)固定系統(tǒng)的穩(wěn)定性，改善跟骨應(yīng)力和微創(chuàng)內(nèi)固定系統(tǒng)應(yīng)力的分配。同時(shí)，該方法手術(shù)創(chuàng)口小，對(duì)組織干擾較小，避免剝離大范圍軟組織而造成的局部血液循環(huán)，也能一定程度上有效減少術(shù)后傷口感染和并發(fā)癥。

“兩點(diǎn)支撐”是基于跟骨壓力骨小梁結(jié)構(gòu)提出的治療理念。前期研究證明，橈骨遠(yuǎn)端鋼板“兩點(diǎn)支撐”可以滿足骨折抗壓縮的強(qiáng)度需要，但負(fù)重行走時(shí)，跟骨結(jié)節(jié)骨折端的剪切作用會(huì)在鋼板上形成應(yīng)力過度集中，可能誘發(fā)金屬疲勞或斷裂。本次有限元仿真結(jié)果顯示拉力釘可以改善橈骨遠(yuǎn)端鋼板的應(yīng)力分配。拉力釘固定后，鋼板的一部分應(yīng)力被拉力釘承擔(dān)，因此鋼板的應(yīng)力分布較為均勻，集中于固定距下關(guān)節(jié)以及跟骨結(jié)節(jié)附近，一定程度上減小了橈骨板靠近跟骨結(jié)節(jié)部位的應(yīng)力，避免了局部應(yīng)力過大而導(dǎo)致金屬斷裂的可能性。本次仿真結(jié)果顯示在負(fù)重行走3 個(gè)階段下內(nèi)固定系統(tǒng)的應(yīng)力峰值低于金屬斷裂時(shí)的應(yīng)力峰值（883 MPavs900 MPa）［16］。其次，跟骨靜態(tài)站立時(shí)的應(yīng)力峰值增加了6.8 MPa，有利于促進(jìn)骨質(zhì)愈合。

與單純橈骨遠(yuǎn)端鋼板固定相比，本次仿真結(jié)果顯示，橈骨遠(yuǎn)端鋼板聯(lián)合縱向拉力釘治療后，Bohler's角以及Gissane 角的變化影響較小，后關(guān)節(jié)面位移從0.059 mm 減小到了0.030 mm［4］，這與Schaaf 等［17］發(fā)現(xiàn)使用拉力釘治療后有明顯改善骨折間隙高度一致。骨折模型整體位移從前期僅橈骨鋼板固定時(shí)的2.50 mm 減小到1.15 mm［4］。表明聯(lián)合拉力螺釘治療后在一定程度上對(duì)距下關(guān)節(jié)面和跟骨整體形態(tài)起到了更好的維持作用。前期的研究顯示在靜態(tài)站立時(shí)整體模型的位移峰值發(fā)生在跟骨結(jié)節(jié)，且跟骰關(guān)節(jié)位移遠(yuǎn)大于載距突［4］。而本次位移云圖顯示跟骰關(guān)節(jié)的位移最小。這也進(jìn)一步證實(shí)了聯(lián)合拉力螺釘治療可以有效改善僅橈骨遠(yuǎn)端鋼板對(duì)于跟骰關(guān)節(jié)固定的缺失。

3.3 早期康復(fù)訓(xùn)練開展的可行性分析

根據(jù)有限元結(jié)果，兩點(diǎn)支撐聯(lián)合拉力釘固定治療跟骨骨折具有足夠的生物力學(xué)穩(wěn)定性。首先，Bohler's 角和Gissane 角在站立以及3 個(gè)行走瞬間的變化都很小，且均在以往報(bào)道的可接受范圍內(nèi)［18］。其次后關(guān)節(jié)面最大位移為0.089 mm，表明關(guān)節(jié)面不太可能發(fā)生塌陷［19］。最后，跟骨在負(fù)重行走時(shí)的應(yīng)力峰值為96.9 MPa，低于骨屈服強(qiáng)度［20］。有限元結(jié)果進(jìn)一步證明了橈骨遠(yuǎn)端鋼板聯(lián)合拉力螺釘可以治療跟骨骨折，并且支持早期康復(fù)運(yùn)動(dòng)的可行性以及低風(fēng)險(xiǎn)應(yīng)力性骨折。另一方面，橈骨遠(yuǎn)端鋼板聯(lián)合拉力螺釘有以下優(yōu)點(diǎn)，第一，手術(shù)創(chuàng)口較傳統(tǒng)鋼板小，對(duì)軟組織破壞較小，減少了術(shù)后皮膚壞死以及并發(fā)癥感染率；第二，大多數(shù)骨外科醫(yī)師熟悉橈骨遠(yuǎn)端鋼板和拉力釘?shù)慕Y(jié)構(gòu)以及手術(shù)程序，因此操作簡(jiǎn)單、不需要額外培訓(xùn)。

這項(xiàng)研究具有以下幾個(gè)局限性。首先，本次模型并未建立實(shí)體的筋膜和韌帶，而是將其看成一維的桁架單元，僅考慮了拉伸作用。其次，肌肉力是一個(gè)較復(fù)雜的行為，我們?cè)诜抡孢^程中也進(jìn)行了簡(jiǎn)化。此外，骨折線的建立是基于前人的研究以及標(biāo)準(zhǔn)分型，實(shí)際的斷裂形式會(huì)更多樣，無(wú)法模擬病患真實(shí)的狀態(tài)。然而，本次研究相較于以往單個(gè)跟骨的模型，能更為準(zhǔn)確地模擬出站立和行走的生物力學(xué)特征。

4 結(jié)論

橈骨遠(yuǎn)端鋼板聯(lián)合拉力釘治療跟骨骨折是一種符合跟骨解剖學(xué)和生理學(xué)特性，滿足康復(fù)訓(xùn)練所需穩(wěn)定性，更好維持跟骨形態(tài)的新型手術(shù)方法。與傳統(tǒng)切開復(fù)位鋼板內(nèi)固定相比，該手術(shù)治療模式的穩(wěn)定性好，整體應(yīng)力分布均勻，治療操作簡(jiǎn)單且手術(shù)創(chuàng)口小，不易造成術(shù)后感染和并發(fā)癥，可以作為治療跟骨Sanders III型骨折的首選方案。