動態(tài)鎖定螺釘固定脛骨遠端骨折的有限元分析

楊衛(wèi)強，趙永明，丁 童，張立凱，方 遠，貟 霄，郭新軍，蔣振剛，王培山

（新鄉(xiāng)市中心醫(yī)院a骨科；b麻醉科，河南新鄉(xiāng) 453003）

脛骨遠端骨折通常是高能暴力導致的干骺端骨折，目前常用的治療方案為復位后應用鋼板或髓內(nèi)釘內(nèi)固定。相對于動力加壓鋼板（dynamic compression plate,DCP），鎖定加壓鋼板（locking compression plate,LCP）通過螺釘與鋼板之間鎖定，實現(xiàn)整個內(nèi)固定系統(tǒng)的角度穩(wěn)定，可有效避免螺釘和鋼板對骨表面的壓力和摩擦力，同時使應力更均勻的分布，從而顯著增強內(nèi)固定對抗軸向負荷的強度［1］。但在臨床應用中，LCP治療的部分患者中會出現(xiàn)鋼板骨皮質骨不連或骨折延遲愈合的現(xiàn)象［2］。隨著BO骨折愈合理論的推廣，人們在LCP的基礎上設計出動態(tài)鎖定螺釘（dynamic locking screws,DLS）［3］，該內(nèi)固定系統(tǒng)通過去除鋼板側皮質的鎖定螺紋，將全螺紋固定轉換為以螺釘頂端與對側皮質為支點的懸臂梁結構，從而實現(xiàn)了骨折端的微動。本研究采用有限元分析的方法研究DCP、LCP和DLS治療脛骨遠端骨折的應力分布特點，為臨床正確的認識動態(tài)鎖定鋼板提供幫助。

1 資料與方法

1.1 脛骨三維模型的建立

選取1例37歲男性志愿者的下肢CT圖像。納入標準：無下肢畸形、無外傷及手術史、無骨與軟組織腫瘤病變。掃描范圍：股骨中下段至足底。將獲得的患者下肢CT圖像在醫(yī)學圖像處理軟件Mimics 14.0中，劃分出脛腓骨的皮質骨、松質骨三維點云模型。導入Geomagic Studio10.0，對脛腓骨的點云模型進行封裝，擬合脛腓骨的Nurbs曲面模型，以.iges格式導入軟件Cero3.0中進行裝配，在脛骨遠端干骺端橫形切除2 mm寬的骨質，建立脛骨遠端骨折模型。

1.2 內(nèi)固定系統(tǒng)有限元模型

在Cero3.0中，參考臨床常用的各種內(nèi)固定鋼板的參數(shù)（山東威高醫(yī)療器械有限公司提供），建立前外側DCP、LCP及DLS內(nèi)固定的三維模型，分別構建各內(nèi)固定系統(tǒng)螺釘，將上述模型分別進行裝配。

1.3 有限元模型應力施加

在Hypermesh13.0中，調整模型的坐標系，使XZ平面為冠狀面，YZ平面為矢狀面，XY平面為橫斷面，坐標系原點位于下脛腓聯(lián)合的中點。劃分2D單元網(wǎng)格，參數(shù)為1.5 mm，最小角度控制在30°，劃分完整后，優(yōu)化局部釘孔部位的網(wǎng)格質量。為減少計算量，在本研究LCP模型中，螺釘與鋼板之間、螺釘與皮質骨之間設定為共節(jié)點連接。DCP模型中，螺釘與皮質骨之間為共節(jié)點連接，螺帽與鋼板之間為滑動接觸，預緊力為80 N。DLS模型中，螺帽與鋼板之間、螺釘與對側骨皮質之間均為共節(jié)點連接，螺釘與同側骨皮質之間不設置接觸關系，各模型見圖1。參照相關文獻，為各組件賦予其力學屬性［4，5］。見下表1。

表1 本研究中材料的力學參數(shù)及單元數(shù)據(jù)

圖1 各內(nèi)固定系統(tǒng)的有限元模型 1a:脛骨遠端外側鋼板及骨折類型 1b:DCP模型中螺釘拉力通過添加預緊力模擬 1c:LCP模型螺釘與骨質及鋼板的綁定關系 1d:DLS模型中顯示骨折近端皮質骨螺釘鋼板側釘?shù)罃U大，模擬動態(tài)鎖定螺釘與鋼板的連接關系

將上述模型導入Abaqus6.14中，以脛骨遠端關節(jié)面為邊界條件，在脛骨近端關節(jié)內(nèi)外側髁關節(jié)面中心節(jié)點分別建立MPC約束。本研究參考相關文獻進行以下3種載荷：其中垂直載荷為脛骨近端兩關節(jié)面加載400 N、800 N。彎曲載荷為脛骨內(nèi)側關節(jié)面加載400 N、800 N。扭轉載荷為垂直于Z軸施加大小為 400 N/mm、800 N/mm［6］。

1.4 測量指標

在軸向載荷、彎曲載荷及扭轉載荷工況中，測量骨折間隙的相對位移量、骨折間隙上下方螺釘及骨折間隙處鋼板平均應力。應力遮擋率（η）：η=（1-σ1/σ2）100%，σ1為固定時骨的應力大小，σ2為正常對照模型中相應位置的應力大?。?］。

1.5 統(tǒng)計學方法

2 結果

2.1 位移測量結果

軸向載荷下骨折端位移量隨著載荷的增大而顯著增加，其中800 N載荷產(chǎn)生的位移量顯著大于400 N載荷產(chǎn)生的位移量（P＜0.05）。相同載荷量作用下，彎曲載荷產(chǎn)生的位移量顯著大于軸向載荷的位移量，差異有統(tǒng)計學意義（P＜0.05），而扭轉載荷產(chǎn)生的位移量要小于軸向載荷的位移量，差異有統(tǒng)計學意義（P＜0.05）（表 2）。

表2 三種固定方式骨折端相對位移量（mm，±s）與比較

表2 三種固定方式骨折端相對位移量（mm，±s）與比較

images/BZ_74_204_1457_422_1589.pngimages/BZ_74_422_1457_1023_1523.png1.59±0.43 0.34±0.04images/BZ_74_1035_1457_1674_1523.png2.31±0.38 0.43±0.11images/BZ_74_1686_1457_2276_1523.pngimages/BZ_74_422_1523_708_1589.pngimages/BZ_74_708_1523_1023_1589.png2.73±0.61 0.52±0.16images/BZ_74_1035_1523_1364_1589.pngimages/BZ_74_1364_1523_1674_1589.png2.97±0.82 0.71±0.13images/BZ_74_1686_1523_1994_1589.png0.43±0.09 0.22±0.03images/BZ_74_1994_1523_2276_1589.pngimages/BZ_74_204_1656_422_1722.pngDCP模型DLS模型images/BZ_74_422_1656_708_1722.pngimages/BZ_74_708_1656_1023_1722.pngimages/BZ_74_1035_1656_1364_1722.pngimages/BZ_74_204_1788_422_1855.pngimages/BZ_74_422_1788_708_1855.pngimages/BZ_74_708_1788_1023_1855.pngimages/BZ_74_1364_1656_1674_1722.pngimages/BZ_74_1686_1656_1994_1722.pngimages/BZ_74_1994_1656_2276_1722.pngimages/BZ_74_1035_1788_1364_1855.pngimages/BZ_74_1364_1788_1674_1855.pngimages/BZ_74_1686_1788_1994_1855.pngimages/BZ_74_1994_1788_2276_1855.png0.79±0.16 0.36±0.12

在軸向載荷及彎曲載荷作用下，骨折端位移量比較由大到小依次為DCP模型＞DLS模型＞LCP模型，組間比較差異均有統(tǒng)計學意義（P＜0.05）。在扭轉載荷作用下，LCP模型的位移量顯著小于DCP模型和DLS模型，差異有統(tǒng)計學意義（P＜0.05）。DCP模型位移量顯著大于DLS模型，差異有統(tǒng)計學意義（P＜0.05）。

2.2 應力測量結果

軸向載荷下骨折端內(nèi)固定的應力分布見圖2。在相同載荷量作用下，彎曲載荷產(chǎn)生的應力最大，其次為軸向載荷和扭轉載荷，差異均統(tǒng)計學意義（P＜0.01）。而三種內(nèi)固定模型之間比較顯示，在軸向載荷及彎曲載荷作用下，骨折端內(nèi)固定應力由大到小依次為DCP模型＞DLS模型＞LCP模型，組間比較差異均有統(tǒng)計學意義（P＜0.05）。而在扭轉載荷作用下，LCP模型中內(nèi)固定應力顯著大于DCP模型和DLS模型，差異有統(tǒng)計學意義（P＜0.05）。但DCP模型和DLS模型比較，差異無統(tǒng)計學意義（P＞0.05）（表3）。

圖2 軸向載荷作用下的內(nèi)固定應力分布 2a:DCP模型，DCP鋼板承擔應力由近端開始向骨折部位逐步增加，并在骨折部位達到高峰，遠端應力分布不均勻。高彈性模量的鋼板形成嚴重的應力遮擋 2b:LCP模型，LCP鋼板承擔應力主要集中在骨折斷端部位，兩端分布較差 2c:DLS模型，DLS鋼板在骨折近端及骨折斷端存在應力集中，形成以遠端為支點的杠桿作用，骨折端產(chǎn)生微動，降低應力遮擋率

表3 三種固定方式骨折端內(nèi)固定應力（MPa，±s）與比較

表3 三種固定方式骨折端內(nèi)固定應力（MPa，±s）與比較

images/BZ_74_204_2445_425_2578.pngimages/BZ_74_425_2445_1046_2511.png138.29±16.43 125.17±11.35images/BZ_74_1058_2445_1683_2511.png276.81±21.31 242.18±20.05images/BZ_74_425_2511_747_2578.pngimages/BZ_74_747_2511_1046_2578.png241.43±10.53 226.59±10.37images/BZ_74_1697_2445_2276_2511.pngimages/BZ_74_1058_2511_1371_2578.pngimages/BZ_74_1371_2511_1683_2578.png381.92±25.16 316.27±27.55images/BZ_74_1683_2445_1697_2578.pngimages/BZ_74_1697_2511_1999_2578.png98.41±13.26 99.94±10.72images/BZ_74_1999_2511_2276_2578.pngimages/BZ_74_204_2644_425_2710.pngDCP模型DLS模型images/BZ_74_425_2644_747_2710.pngimages/BZ_74_747_2644_1046_2710.pngimages/BZ_74_1058_2644_1371_2710.pngimages/BZ_74_204_2777_425_2843.pngimages/BZ_74_425_2777_747_2843.pngimages/BZ_74_747_2777_1046_2843.pngimages/BZ_74_1371_2644_1683_2710.pngimages/BZ_74_1683_2644_1716_2710.pngimages/BZ_74_1697_2644_1999_2710.pngimages/BZ_74_1999_2644_2276_2710.pngimages/BZ_74_1058_2777_1371_2843.pngimages/BZ_74_1371_2777_1683_2843.pngimages/BZ_74_1683_2777_1716_2843.pngimages/BZ_74_1697_2777_1999_2843.pngimages/BZ_74_1999_2777_2276_2843.png137.92±20.86 133.48±19.93

2.3 應力遮擋率測量結果

應力遮擋為骨折內(nèi)固定術后，因內(nèi)固定裝置的彈性模量與骨質的彈性模量存在較大差異，發(fā)生了應力、應變重新分配現(xiàn)象，表現(xiàn)為高彈性模量部分承擔較多載荷，使低彈性模量部分分擔較少載荷。本研究中將正常脛腓骨模型作為參照，對比軸向載荷中，骨折端應力遮擋效應的嚴重程度。結果顯示三種內(nèi)固定系統(tǒng)中，DCP模型的應力遮擋率為93.47%，LCP模型應力遮擋率為71.86%，DLS模型應力遮擋率為42.91%。

3 討論

脛骨遠端骨折為典型的干骺端骨折，手術內(nèi)固定能夠顯著改善患肢功能。傳統(tǒng)的DCP鋼板通過螺釘?shù)念A緊力將鋼板固定在骨面，螺釘與鋼板之間為滑動接觸關系。承受載荷時，應力經(jīng)釘板之間的連接向下傳導，應力會在鋼板螺釘之間及鋼板橋接處形成明顯的應力集中和應變。本研究建立的脛骨遠端骨折模型骨折間隙寬度為2 mm，按照單腿負重800N和雙下肢負重400 N進行載荷模擬，結果顯示DCP模型中骨折端位移量分別為（1.59±0.43）mm 和（2.73±0.61）mm。而彎曲載荷產(chǎn)生的位移量更顯著大于軸向載荷，該分布范圍顯著高于骨折端的有效位移的0.2 mm～1 mm。進一步分析LCP模型和DLS模型中骨折端的位移量，結果顯示同樣載荷下，LCP模型的位移量最小，分別為（0.16±0.05）mm和（0.28±0.13）mm，該結果充分顯示LCP固定系統(tǒng)中角度穩(wěn)定機制的優(yōu)勢。在LCP模型中鋼板與螺釘之間為共節(jié)點連接，以模擬實際工作中的釘板之間的鎖定關系，使所有螺釘與鋼板之間形成一個整體。在LCP模型中，載荷產(chǎn)生的微動源于鋼板自身的應變，這就會出現(xiàn)鋼板近側骨皮質的微動小于鋼板對側骨皮質的微動現(xiàn)象，并可能導致近側骨皮質的愈合不良。而在DLS模型中，對螺釘近端的設計進行了優(yōu)化，即將鎖釘近端螺紋去除，使之改變?yōu)槁輻U，本研究中螺釘近端與近側皮質骨螺孔之間不建立接觸關系，螺釘與鋼板之間及螺釘遠端與皮質骨之間仍建立共節(jié)點關系，這樣在充分發(fā)揮LCP優(yōu)勢的同時，能夠在一定程度增加鋼板側骨皮質的微動范圍，結果顯示DLS模型中骨折端微動范圍為分別為（0.52±0.11）mm 和（0.86±0.12）mm。

內(nèi)固定系統(tǒng)的有效性，主要反映在骨折端穩(wěn)定狀態(tài)和應力遮擋情況。本研究以骨折斷端上下螺釘及骨折端鋼板的應力為觀察應力集中程度程度的指標，結果顯示在軸向載荷及彎曲載荷作用下，骨折端內(nèi)固定應力由大到小依次為DCP模型＞DLS模型＞LCP模型，而在扭轉載荷作用下，LCP模型中內(nèi)固定應力顯著大于DCP模型和DLS模型，但DCP模型和DLS模型之間差異無顯著性意義。進一步研究顯示DCP模型的應力遮擋率為93.47%，LCP模型應力遮擋率為71.86%，DLS模型42.91%。該結論與趙新文［7］的標本力學實驗結果相一致。筆者認為主要原因是DCP中為保持固定穩(wěn)定，螺釘需添加較大的預緊力，使骨骼成為內(nèi)固定鋼板的一部分，這樣承受的載荷大部分通過鋼板兩端的螺釘進行傳導。但在LCP中螺釘與鋼板為綁定關系，螺釘之間應力分布較為均勻，所以應力遮擋率顯著降低［1］。

綜上所述，動態(tài)鎖定螺釘鋼板系統(tǒng)治療脛骨遠端骨折，能夠為骨折愈合提供良好的力學環(huán)境，促進骨折斷端內(nèi)外骨痂的形成。但現(xiàn)有文獻報道樣本量較小，且患者具體情況復雜，臨床療效有待進一步觀察。