基于有限元分析的脛骨中段骨折接骨板固定方式研究

【作 者】姚天平，石彬，周凱華

1 上海市醫(yī)療器械檢驗(yàn)研究院，上海市，201318

2 上理檢測技術(shù)（上海）有限公司，上海市，201707

3 復(fù)旦大學(xué)附屬中山醫(yī)院青浦分院，上海市，201700

0 引言

脛腓骨骨折是全身最為常見的骨折之一，約占全身長骨骨折的13.7%[1]。雖然髓內(nèi)釘仍是脛骨骨干骨折治療的金標(biāo)準(zhǔn)，但對于那些骨骺未閉合、髓腔太細(xì)的粉碎性骨折采用微創(chuàng)鋼板內(nèi)固定技術(shù)（minimally invasive plate osteoynthsis，MIPO）進(jìn)行橋接固定也是不錯的選擇，可促進(jìn)骨折端的愈合[2]。一項(xiàng)Meta分析研究顯示，髓內(nèi)釘和鋼板在延遲愈合或骨不連方面沒有統(tǒng)計(jì)學(xué)差異[3]。然而在臨床工作中仍可以見到不少脛骨骨折術(shù)后延遲愈合或骨不連，甚至是內(nèi)固定斷裂等術(shù)后并發(fā)癥，其比例可高達(dá)13%[4]。

究其原因，除了受傷或手術(shù)引起的血供問題，最大的原因還是生物力學(xué)的問題。KAFUER[5]曾提出髖部骨折中，影響骨折生物力學(xué)的五大因素：骨的質(zhì)量、骨折的形態(tài)學(xué)、骨折的復(fù)位質(zhì)量、植入物的選擇和植入物放置的位置。骨痂的形成是由骨折塊之間的毫米級的運(yùn)動所誘導(dǎo)的[6]，以0.2～1.0 mm的微動距離為宜，超過2 mm則對骨折愈合會產(chǎn)生負(fù)面效應(yīng)[7]。目前臨床上常用的金屬接骨板彈性模量遠(yuǎn)大于人骨皮質(zhì)的彈性模量（骨皮質(zhì)彈性模量為18 GPa，而鈦合金接骨板為106～155 GPa），這也是影響骨折塊間微動的主要因素之一[8]。臨床上已有醫(yī)生使用復(fù)合材料CF-PEEK代替金屬材料接骨板，在上肢非負(fù)重部位骨折固定中，取得了不錯的臨床效果，但在下肢負(fù)重長管狀骨骨折內(nèi)固定應(yīng)用方面，該材料的研究仍較少。同時脛骨沒有明確固定的張力側(cè)，國際內(nèi)固定研究學(xué)會（Arbeitsgemeinschaftfür Osteosynthesefragen，AO）并未明確提出固定脛骨骨折時放置位置，相關(guān)研究很少[9]。

本研究采用三維有限元分析法對脛骨中段粉碎性骨折進(jìn)行仿真生物力學(xué)的分析，以分析和預(yù)測手術(shù)結(jié)果。本研究旨在解決以下問題：①不同材料接骨板對脛骨中段粉碎性骨折固定的生物力學(xué)差異；②接骨板放置位置對脛骨中段粉碎性骨折固定的生物力學(xué)差異；③接骨板有效工作長度對脛骨中段粉碎性骨折固定的生物力學(xué)差異。

1 材料與方法

1.1 實(shí)驗(yàn)材料

實(shí)驗(yàn)對象選取健康男性志愿者一名（年齡25歲，身高175 cm，體重75 kg），已簽署實(shí)驗(yàn)知情同意書。

主要實(shí)驗(yàn)設(shè)備為全身通用型CT檢查設(shè)備（Lightspeed 64層螺旋CT，美國GE公司）。

主要實(shí)驗(yàn)軟件為：①三維重建軟件Mimics 11.0；②三維模型處理軟件Geomagie；③三維模型設(shè)計(jì)及組裝軟件Solidworks 2012；④Hypermesh軟件；⑤有限元分析軟件ANSYS 12.0。

1.2 方法

1.2.1 脛骨CT原始數(shù)據(jù)收集

健康成年男性志愿者一名，通過Lightspeed64層螺旋CT進(jìn)行脛骨全長掃描。

1.2.2 脛骨全長三維模型初步重建

獲取志愿者脛骨DICOM格式數(shù)據(jù)，采用三維重建軟件Mimics 11.00進(jìn)行模型重建。

1.2.3 脛骨三維模型平滑處理

將重建好的脛骨模型以STL 格式導(dǎo)入Geomagic軟件，進(jìn)行修復(fù)光順、填補(bǔ)孔洞等操作，逆向處理，以iges或stp格式導(dǎo)出。

1.2.4 脛骨中段粉碎性骨折有限元模型的建立

將逆向的模型輸入Hypermesh中劃分三維四面體網(wǎng)格。按文獻(xiàn)方法去除1 cm骨塊[10]，模擬長管狀骨中段粉碎性骨折。

1.2.5 脛骨中段粉碎性骨折三維模型建立

利用Solidwords導(dǎo)入脛骨中段粉碎性骨折模型。設(shè)計(jì)8孔和10孔固定方式，不同工作長度的接骨板位于脛骨的內(nèi)側(cè)和外側(cè)，于相應(yīng)脛骨骨質(zhì)處挖出螺釘直徑的空洞，置入相應(yīng)鎖釘及接骨板。鎖釘固定雙層皮質(zhì)，鎖釘釘尾稍微高出對側(cè)皮質(zhì)骨一點(diǎn)，共建立12組模型，詳見表1，其中4組見圖1。

表1 脛骨中段骨折有限元計(jì)算模型分類Tab.1 Classification of finite element calculation models for middle tibial fractures

圖1 脛骨骨折幾何裝配模型Fig.1 Geometric assembly model of tibial fracture

1.2.6 脛骨中段粉碎性骨折有限元力學(xué)分析

將12組模型導(dǎo)入ANSYS有限元分析軟件中，接骨板的材料依次選擇為不銹鋼、鈦合金和CF50，螺釘?shù)牟馁|(zhì)由于CF-PEEK材料不透X線，臨床上固定時仍采用鈦合金金屬螺釘。不同材料接骨板和骨的材料特性，如表2所示。

表2 脛骨中段骨折中不同接骨板和骨的材料特性Tab.2 Material properties of different plates and bones for middle tibial fractures

1.2.7 分析及接觸設(shè)置

創(chuàng)建一個“Static General”分析步驟，對脛骨模型進(jìn)行分析，松質(zhì)骨附著生長在皮質(zhì)骨上，兩者“綁定”約束；鎖定釘和接骨板螺孔、鎖定釘自攻螺紋都“綁定”約束。其余接觸關(guān)系，如接骨板外表面與皮質(zhì)骨外表面等由通用接觸實(shí)現(xiàn)。

1.2.8 加載方式與邊界條件

對上述建立好的有限元模型，以脛骨近端為加載點(diǎn)，施加軸向壓縮載荷，載荷方向沿脛骨干長軸方向，約束脛骨遠(yuǎn)端。因75 kg成年人行走時，膝關(guān)節(jié)承受人體約85.6%的質(zhì)量，所以施加載荷大小為200 N（部分負(fù)重行走）和700 N（完全負(fù)重行走）（見圖2）。

圖2 有限元模型中載荷及邊界條件Fig.2 Loading and boundary conditions in FEM model

1.2.9 有限元分析

在ANSYS 軟件中，對脛骨接骨板內(nèi)固定系統(tǒng)進(jìn)行軸向壓縮200 N和700 N加載，并進(jìn)行計(jì)算，得出接骨板應(yīng)力分布和骨折端移位情況，同時計(jì)算骨折端應(yīng)變來評估骨折端微動。相關(guān)研究報(bào)道顯示，骨折端應(yīng)力在7%～33%范圍是比較理想的，能促進(jìn)骨痂形成[11]。通過將DL1和DL2分別定義為脛骨內(nèi)側(cè)位移和脛骨外側(cè)位移，骨折端的應(yīng)變εIF為的平均值見式(1)。L代表斷裂間隙的寬度。應(yīng)力遮擋率η見式(2)[12]。σ1是固定時骨應(yīng)力，σ2是未固定時骨應(yīng)力（見圖3）。圖3中A點(diǎn)為接骨板對側(cè)骨折端，B點(diǎn)為接骨板下方的骨折端，C點(diǎn)為脛骨中軸線。

圖3 脛骨骨折端不同位置測量點(diǎn)的圖示均為近端骨折最遠(yuǎn)端Fig.3 The measurement points at different positions of the tibial fracture end are the most distal part of the proximal fracture

2 結(jié)果

2.1 接骨板應(yīng)力

在200 N和700 N兩種行走模式對應(yīng)的軸向壓縮載荷條件下，接骨板有限元應(yīng)力計(jì)算結(jié)果（見圖4）均未超過各接骨板自身材質(zhì)參數(shù)最大可承受的應(yīng)力。

圖4 200 N和700 N軸向壓縮載荷下接骨板最大應(yīng)力結(jié)果Fig.4 The maximum stress results of the plate under 200 N and 700 N axial compression load

各接骨板受到應(yīng)力最大值均位于骨折端，其中具有代表性的有限元計(jì)算結(jié)果，200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下的應(yīng)力分布如圖5所示。200 N部分負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)內(nèi)側(cè)10孔接骨板為12組模型中應(yīng)力最大，數(shù)值為125 MPa。700 N完全負(fù)重行走模式下，不銹鋼材質(zhì)內(nèi)側(cè)10孔接骨板為12組模型中應(yīng)力最大，數(shù)值為411.6 MPa。

圖5 200 N和700 N軸向壓縮載荷下接骨板應(yīng)力Fig.5 The stress diagram of the plate under 200 N and 700 N axial compression load

2.2 骨折端位移

在200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下的應(yīng)力分布如圖6所示。200 N部分負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)外側(cè)10孔接骨板為12組模型中位移最大，數(shù)值為0.8 mm。700 N完全負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)外側(cè)10孔接骨板為12組模型中位移最大，數(shù)值為1.66 mm。最大位移結(jié)果呈現(xiàn)明顯規(guī)律性，CF50接骨板的骨折端微動最大，而不銹鋼接骨板的骨折端微動最小。外側(cè)置板的骨折端微動大于內(nèi)側(cè)置板的骨折端微動，并且接骨板工作長度越大，骨折端的微動越大。

圖6 200 N和700 N軸向壓縮載荷下接骨板最大位移結(jié)果Fig.6 The maximum displacement results of the plate under 200 N and 700 N axial compression load

2.3 骨折端應(yīng)力

在200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下骨折端最大應(yīng)力結(jié)果，如圖7所示。200 N部分負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)外側(cè)10孔骨折端為12組模型中應(yīng)力最大，數(shù)值為9.1 MPa。700 N完全負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)外側(cè)10孔骨折端為12組模型中應(yīng)力最大，數(shù)值為19.2 MPa。其中，CF50材質(zhì)接骨板的骨折端的應(yīng)力最大，不銹鋼材質(zhì)接骨板的骨折端應(yīng)力最小。除700 N完全負(fù)重行走模式下CF50材質(zhì)8孔接骨板和鈦合金材質(zhì)10孔接骨板內(nèi)側(cè)置板4組模型的骨折端應(yīng)力大于外側(cè)置板。其余8組模型，外側(cè)置板的骨折端應(yīng)力大于內(nèi)側(cè)置板，并且骨折端的應(yīng)力隨著接骨板的工作長度的增加而增加。

圖7 200 N和700 N軸向壓縮載荷下骨折端最大應(yīng)力結(jié)果Fig.7 The maximum stress results of the fracture end under 200 N and 700 N axial compression load

2.4 接骨板下方骨皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率

在200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下的最大位移結(jié)果如圖8所示，其中，CF50材質(zhì)接骨板的板下皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率最小，不銹鋼材質(zhì)接骨板的板下皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率最大。并且，除700 N完全負(fù)重行走模式下鈦合金材質(zhì)8孔接骨板內(nèi)側(cè)固定時板下應(yīng)力遮擋率小于外側(cè)固定，其余10組模型接骨板內(nèi)側(cè)置板時板下皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率均大于外側(cè)置板。不銹鋼材質(zhì)和鈦合金材質(zhì)接骨板均內(nèi)側(cè)固定時，工作長度越大，接骨板板下皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率越大，其余模型組別板下的皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率隨著接骨板工作長度增加而減小。

圖8 200 N和 700 N軸向壓縮載荷下遮擋率結(jié)果Fig.8 The occlusion rate results of the plate under 200 N and 700 N axial compression load

3 討論

研究表明，骨折愈合需要生物學(xué)因素和局部力學(xué)環(huán)境的協(xié)同作用[13]，固定太強(qiáng)或太弱，都會導(dǎo)致骨折無法愈合。本研究的目的是幫助了解脛骨中段粉碎性骨折時不同材料、放置位置、有效工作距離對骨折端以及板下皮質(zhì)應(yīng)力遮擋情況，選擇最佳內(nèi)固定方式。通過研究，在200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)接骨板在治療脛骨中段粉碎性骨折時，接骨板上受到的最大應(yīng)力遠(yuǎn)小于接骨板材料自身特性抗拉強(qiáng)度，所以CF50材質(zhì)接骨板與不銹鋼材質(zhì)接骨板、鈦合金材質(zhì)接骨板，從力學(xué)性能上分析可以同樣安全可靠地治療脛骨中段粉碎性骨折。

CF-PEEK是在傳統(tǒng)PEEK材料的基礎(chǔ)上改進(jìn)而來的，具有更好的生物力學(xué)性能。由于CF50接骨板的彈性模量遠(yuǎn)小于不銹鋼或鈦合金的，所以CF50接骨板在軸向壓縮載荷下斷口的位移在可接受的范圍內(nèi)，而斷口在軸向的位移比不銹鋼或鈦合金的更理想，刺激骨痂的形成。CF50在固定下肢粉碎性骨折時，骨板下的正常骨組織也會受到相應(yīng)的應(yīng)力，最大限度地降低應(yīng)力遮擋作用，從而減少鋼板取出后的并發(fā)癥。

下面討論接骨板放置在內(nèi)側(cè)還是外側(cè)的問題。盡管SHON和PARK[14]報(bào)道了內(nèi)側(cè)和外側(cè)MIPO技術(shù)治療脛骨中遠(yuǎn)端骨折都能產(chǎn)生相似良好的臨床和影像學(xué)結(jié)果。從骨折局部的力學(xué)環(huán)境來看，骨折后在脛骨的前內(nèi)側(cè)存在著張應(yīng)力，臨床上推薦將鋼板置于張力側(cè)，原來的張力通過鋼板螺釘?shù)淖饔棉D(zhuǎn)變?yōu)榱斯钦蹟喽碎g的壓力，利于骨折愈合[15]。由于脛骨內(nèi)側(cè)軟組織較薄，一旦出現(xiàn)相關(guān)并發(fā)癥，極易出現(xiàn)皮膚壞死，所以一些學(xué)者建議將鋼板置于前外側(cè)肌肉下[16]。CAO等[17]的有限元研究顯示脛骨內(nèi)側(cè)植入鋼板的峰值應(yīng)力高于脛骨外側(cè)植入鋼板的峰值應(yīng)力。我們的研究顯示在應(yīng)用10孔鋼板時，鋼板上應(yīng)力結(jié)果與CAO的結(jié)果一致。但當(dāng)使用8孔鋼板時，外側(cè)接骨板受到的應(yīng)力大于內(nèi)側(cè)接骨板。這提示我們外側(cè)固定時需使用長鋼板，少螺釘。

當(dāng)使用橋接接骨板治療粉碎性骨折時，接骨板的有效工作長度對骨折端微動的影響與之前幾項(xiàng)臨床研究結(jié)果一致，這些研究得出結(jié)論是，使用相對較長的鋼板是降低固定失敗風(fēng)險的重要技術(shù)因素[18]。

本研究還存在一些不足。首先，研究中只考慮了一種類型的脛骨粉碎性骨折，沒有將腓骨的完整性納入。其次，只采用了一種力學(xué)形式即軸向壓力。再次，關(guān)注點(diǎn)是接骨板本身，對螺釘?shù)募?xì)節(jié)處理，如鎖定時的微動等未予以考慮。

4 結(jié)論

本工作創(chuàng)新點(diǎn)包括：①率先研究了CF50材料在下肢負(fù)重長管狀骨骨折中的應(yīng)用；②針對存在爭議的接骨板放置位置提出了一種分析方法和結(jié)論。從有限元分析角度分析，CF50材料比金屬材料更為理想，通過有限元分別計(jì)算200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下接骨板受到的應(yīng)力，未超過CF50材料自身抗拉強(qiáng)度數(shù)值，其力學(xué)性能達(dá)到了使用要求，可以安全使用?；谂R床考慮，與不銹鋼和鈦合金鋼板相比，CF50材質(zhì)鋼板固定的骨折具有最理想的骨折部位微動、促進(jìn)骨痂形成和骨折愈合。減少了鋼板下皮質(zhì)骨的應(yīng)力遮擋，減少了鋼板取出后的再骨折，這種材料值得我們進(jìn)一步研究。在治療脛骨中段粉碎性骨折時，脛骨外側(cè)置板和使用工作長度相對較長的接骨板在骨折端微動、應(yīng)力以及皮質(zhì)的應(yīng)力遮擋率方面是有優(yōu)勢的。