动力交叉螺钉应用于不稳定型股骨颈骨折的生物力学分析
顾 叶1，王秋霏 1 ，方 涛1，彭育沁 1 ，薛 峰1，耿德春 2 ，徐耀增2，张 文 3
文题释义：
三维有限元分析：有限元方法可以对模型施加不同的负荷、材料属性、边界条件等并进行分析, 解决了传统的骨科力学研究的有创性、环 境影响很大、费用高、耗时长的问题，成为研究骨科力学分析的重要工具。
股骨颈动力交叉钉系统(Femoral Neck System，FNS)：一种治疗股骨颈骨折较新的内固定器械，由螺栓、板块、防旋螺钉和锁钉螺钉4部件 组成，具有防旋、防滑、抗剪切、实现骨折断端加压的作用。
摘要
背景：股骨颈动力交叉钉系统是一种新型的不稳定型股骨颈骨折固定器械。
目的：通过有限元方法对比分析3种内固定应用于Pauwels Ⅲ不稳定型股骨颈骨折的力学稳定性。
方法：在已验证有效性的股骨有限元模型基础上(生理组)，对模型进行必要的切割，造模成股骨颈Pauwels Ⅲ(70°)不稳定型骨折，模拟临 床手术植入不同内固定模型，分别建立动力交叉螺钉固定(模型A)，倒三角空心螺钉固定(模型B)和菱形4枚空心螺钉固定(模型C)。对3组模 型约束其股骨远端下所有节点，在股骨头上施加700，1 400和2 100 N的压缩载荷，通过计算分析，观察各组模型的Von Mises应力分布和变 形量，比较各组模型之间的力学稳定性。
结果与结论：①3组内固定模型在各种载荷作用下的最大变形量都发生在股骨头，压缩2 100 N时模型A组的变形2.06 mm小于生理组 2.17 mm，模型B和模型C的变形均高于生理组模型分别为2.39 mm和2.33 mm；②各种载荷作用下，模型A组的应力最小，2 100 N作用时，模 型A应力峰值为297.31 MPa，分布于防旋螺钉和锁紧螺钉连接的位置；而模型B 的应力峰值高达543.18 MPa，分布于倒三角第三个螺钉的骨 折缝位置；模型C的变形量和应力介于模型A和模型B中间，最大应力峰值分布于最下面一个空心钉骨折缝位置，2 100 N时达315.61 MPa； ③3组模型的变形分析和应力分析，均呈现模型A < 模型C < 模型B；④结果说明，股骨颈动力交叉钉系统对股骨颈固定的力学稳定性优于3 枚和4枚空心螺钉，能有效预防股骨颈短缩，是不稳定型股骨颈骨折值得推荐的内固定方式。 关键词：动力交叉螺钉；有限元分析；股骨颈不稳定型骨折；股骨颈骨折；内固定
缩略语：股骨颈动力交叉钉系统：femoral neck system，FNS
引用本文：顾叶，王秋霏，方涛，彭育沁，薛峰，耿德春，徐耀增，张文. 动力交叉螺钉应用于不稳定型股骨颈骨折的生物力学 分析[J].中国组织工程研究
0 引言 Introduction
股骨颈骨折是临床常见的骨折类型，好发于中老年人，在中青年人中发病率较低，约占全身骨折的3.58%，占髋部骨 折的54%，但其治疗是临床难题[ 1]。近年报道中青年股骨颈骨 折的案例逐渐增多，治疗方法主要有空心加压螺钉、动力髋螺 钉和股骨头置换等[ 1-2]；对于年轻患者首选复位内固定，目前 使用较多的是置入多枚平行加压空心螺钉，此方法具有创伤 小、滑动加压、把持力高等优点，可提高骨折愈合率。但有报 道显示该方法固定不稳定型股骨颈骨折不易获得满意的生物 力学稳定性[ 3]，虽然传统3枚空心加压螺钉能解决骨折断端旋转移位的问题，并能对骨折断端进行加压，但鉴于股骨颈特有 的解剖结构，并不利于应力的释放，可能出现股骨颈短缩[ 4]， 会导致患者髋关节外展肌减小、骨折不愈合或股骨头坏死等并 发症，轻者影响患者行走姿势和速度，重者影响髋关节功能。对于中青年患者是否需要使用加压螺钉，还有待明确。为减少 股骨颈骨折术后并发症的发生，研究者们一直致力于内固定方式及器械研究的革新，为兼顾微创和生物力学两种优势，AO 髋部骨折研发中心设计了股骨颈动力交叉钉系统(femoral neck system，FNS)[ 5-7]，由螺栓、板块、防旋螺钉和锁钉螺钉4部件组成，具有防旋、防滑、抗剪切、实现骨折断端加压的作用， 是一种治疗股骨颈骨折较新的内固定系统。
目前，国内外关于 FNS 临床应用的报道较少，效果仍不明确。基于此，该课题通过有限元方法分析不同内固定应用 于不稳定型股骨颈骨折的生物力学，研究其各种内固定的力 学稳定性，为临床手术方法选择提供理论依据[ 8-9]。
1 对象和方法 Subjects and methods
1.1 设计 有限元分析。
1.2 时间及地点 实验于2021年10月至2022年3月在苏州大学骨科研究所完成。
1.3 对象 在苏州大学附属常熟医院(常熟市第一人民医院) 选取1名男性志愿者，身高173 cm，体质量70 kg。该研究方案的实施符合《赫尔辛基宣言》和苏州大学附属常熟医院(常熟市第一人民医院)的相关伦理要求(2021伦审(申报) 批第53号)，受试者自愿参加，对资料的收集完全知情同意，并签署了“知情同意书”。
1.4 方法
1.4.1 数据采集和建模 应用螺旋CT(CT 750 HD，GE)对受试 者髋关节至胫骨中段进行薄层连续扫描，电压120 kV，电流 150 mA，扫描层厚0.625 mm。在Mimics 19.0软件中(Materialise 公司，比利时)通过阈值分割、区域增长和三维重建功能，重 建股骨模型(分皮质骨和松质骨)。通过Geomagic 12.0软件 (Raindrop公司，美国)建立股骨的面实体模型，见图1。
将上述曲面模型导入Creo Parametric 5.0 软件(PTC公司， 美国)建立三维实体模型。并在Creo软件中建立的动力交叉钉系统和空心加压螺钉，将内固定与股骨模型装配并进行布 尔操作，见图2。
1.4.2 体网格划分 装配完成的模型导入Hypermesh 2017软 件(Altair公司，美国)中，皮质骨和松质骨和内固定器分别建立为一个独立的元件。对每个部分经过必要的快速编辑处理后，划分体网格，选用四面体Solid187单元网格，从而完 成生理组模型的建立，该模型已经验证是科学有效的[ 10-11]。 对股骨颈进行必要的切割，模拟股骨颈Pauwels Ⅲ型70°不 稳定型骨折，骨折线缝隙0.2 mm，并对3种内固定模型分 别建立动力交叉螺钉FNS固定(模型A)，生成761 357单 元，1 211 406节点；倒三角空心螺钉固定(模型B)，生成 709 929单元，1 136 699节点；在倒三角基础上，于顶端植 入1枚空心钉，从而完成4枚空心螺钉菱形固定(模型C)[ 12]， 生成741 352 单元，1 189 299节点，见图3。按照文献要求，对股骨皮质骨、松质骨和内固定系统，分别分配材料属 性[ 13-16]，见表1。
1.4.3 边界条件和载荷 将内固定与骨质模型之间设置为摩 擦接触，摩擦系数0.4[ 17]。股骨的受力是复杂的，在正常运 动时如一般走路，经过髋关节的最大载荷为体质量的2.6- 4.1倍；随着步速、步长或体质量的提高，髋关节的负荷也 随之增加。股骨所受肌肉力情况也很复杂，TAYLOR等[ 18]认 为股骨模型在肌肉加载时存在许多不确定性，包括选择肌肉 的数量、重力及肌肉力负荷加载的方向等，特别是在动态下 要完全精确模拟几乎不可能。为了简化分析，凸显模型的固 定效果，依据文献参考，在股骨头上模拟人体双腿站立、单腿站立和3倍体质量，施加700，1 400和2 100 N的压缩载 荷[ 19-20]，对股骨远端髁以下的所有节点施加全约束。
1.5 主要观察指标 在Ansys 19.0软件中进行仿真计算，主 要观察3组内固定模型在700，1400和2100 N载荷作用下 的最大应力Von Mises分布和最大变形情况。
2 结果 Results
2.1 各组内固定模型变形分析 3组术后模型各种载荷作用下的最大变形量都发生在股骨头，这与加载载荷的位置相符合。因皮质骨、松质骨和内固定系统的材料属性为各项同性， 所以结果显示随着载荷增大，模型上的变形量随着增大，基本呈线性，见图4；3种内固定模型在700 N作用时的变形 图见图5。其中各种载荷下模型A组的变形小于生理组模型 约4.9%，2 100 N作用时为2.06 mm；模型B和模型C的变 形量均高于生理组模型分别为10.1%和7.4%，2 100 N作用 时分别为2.39 mm和2.33 mm。变形分布趋势模型B>模型 C >生理模型>模型A。
2.2 各组内固定模型应力分布 随着压缩载荷的增加，模型 上的应力峰值也随着增大，各种载荷作用下，术后模型上 的应力峰值远高于生理组，均集中分布于内固定系统上， 说明随着内固定的植入，术后模型呈现应力遮挡现象。其中模型A组的应力峰值最小，2 100 N作用时，应力峰值为 297.31 MPa，分布于防旋螺钉和锁紧螺钉连接的位置；模型B 的应力最高，应力峰值高达543.18 MPa，分布于倒三角第三 个螺钉的骨折缝位置；模型C的应力峰值介于模型A和模型 B中间，最大应力峰值315.61 MPa分布于最下面一个空心钉 骨折缝位置。应力分布趋势模型B >模型C >模型A，见图6，7。
2.3 骨质模型上的应力分布 因应力遮挡效应，分布于骨质 模型上的应力低于内固定，其中模型B上应力最低，2 100 N 作用时为75.13 MPa，低于模型A的97.19 MPa和模型C组的 126.04 MPa，见图8。
3组模型应力峰值均分布于股骨颈骨折线下侧的皮质骨位置，同时在小转子下股骨内侧有较大的应力分布。3种内固定模型在1 400 N作用时骨质模型上应力 云图见图9。
3 讨论 Discussion
股骨颈骨折的Pauwels分型是针对股骨颈骨折稳定性而 言的一种经典分型方法[ 21]。Pauwels角是指骨折线与水平线 之间的夹角，随着Pauwels角的增大，骨折断端所受到的剪切应力则相应增大，从而形成不稳定型股骨颈骨折。
近年来，随着经济的发展，交通事故及高处坠落伤频发，由于暴力呈高能量性，此类患者的股骨颈骨折多为Pauwels Ⅲ型。虽然临床上最广为认可的治疗方案是骨折复位内固定，并以传统的3枚空心加压螺钉固定居多[ 22]。空心螺钉通过较 大的拉力压缩骨折端有助于解剖复位、坚固内固定和股骨颈 骨折的愈合，但该方法动态压缩特性，无法为股骨颈提供足 够的支撑，延长术后愈合时间，也同时易引起骨折不愈合、 股骨头缺血性坏死及股骨颈缩短等并发症[ 9，21，23]。
股骨颈骨折的愈合需要保持骨折部位在冠状面和矢状面 的稳定性以及绝对的旋转稳定性[ 1]。因此，内固定装置应能 保持骨折端接触，保持牢固稳定，并能抵抗日常应力，以保 证骨折的愈合。理想的内固定方式应该是兼具内固定稳定性 的同时有效减少股骨颈的短缩或旋转股骨头。
为了动态固定骨折的股骨颈，下肢专家组、内固定研究协会和DePuy Synthes产品开发了动力交叉螺钉(FNS)，该固 定系统由螺栓、板块、防旋螺钉和锁钉螺钉4部件组成，具 有防旋、防滑、抗剪切、实现骨折断端加压的作用[ 24]。FNS 能够在微创手术中提供角度稳定性。同时FNS手术操作简便、 创伤小，前期有动力髋螺钉手术经验者，学习曲线更短[ 25]。FNS自带防旋螺钉增加抗旋力，连接可供选择的 1 孔或 2 孔 板，具有抗滑移、抗剪切力优势[ 26]。值得注意的是，FNS强调了骨折愈合的生物学特征，通过骨折端的压缩。这种新型 植入物可能是股骨颈骨折治疗的一个重大进步。
国内外关于 FNS 临床应用的报道较少，多集中于体外 生物力学测试，已有报道显示FNS治疗Pauwels型股骨颈骨 折的生物力学性能优于传统的3枚空心螺钉内固定[ 27-28]，如 JUNG等[ 7]通过有限元方法对FNS植入股骨颈不同位置进行了 有限元分析，显示FNS的优益的力学稳定性；范志荣等[ 28]对 股骨颈不同角度骨折，使用FNS和空心螺钉固定(正三角和 倒三角)的力学效果，结果发现FNS在治疗 Pauwels Ⅲ型股骨 颈骨折中显示出更优的生物力学稳定性；STOFFEL等[ 5]通过在 尸体标本上对FNS和空心螺钉进行生物力学测试，结果显示 在500 N压缩作用下FNS的压缩刚度为(688.8±132.6) N/mm， 倒三角空心螺钉的压缩刚度为(584.1±156.6) N/mm，FNS的 压缩刚度是倒三角的1.17倍，得到FNS固定优于倒三角空心螺钉。
此次研究通过有限元分析，得到2 100 N压缩作用下， FNS的压缩为1 019.42 N/mm，倒三角空心螺钉的压缩刚度 为878.66 N/mm，FNS的压缩刚度是倒三角空心螺钉的1.16 倍，与STOFFEL等[ 5]的研究结果非常吻合。同时各种载荷 作用下FNS应力峰值均最小，2 100 N作用时，应力峰值为 297.31 MPa，分布于防旋螺钉和锁紧螺钉连接的位置，而倒三角空心螺钉应力最高，应力峰值高达543.18 MPa，分布倒 三角第三个螺钉的骨折缝位置。4枚空心螺钉菱形固定的变 形量和应力峰值FNS和倒三角空心螺钉中间，最大应力峰值分布于最下面一个空心钉骨折缝位置。
4枚空心螺钉菱形固定虽不及股骨交叉系统的效果好，但比倒三角效果要好很多，该结果也在其他研究者中同样体 现，如任栋等[ 29]研究就发现，4枚菱形排列的空心拉力螺钉固定，能分散应力，对抗剪切力作用会增强，使骨折断端更 加稳定且能提供有效的滑动加压作用和抗扭力作用。同时有随访发现4枚空心钉固定未增加外侧壁骨折的发生，但因增加了一枚空心钉固定一定程度上延长手术时间及术中透视时 间，增加内置物的横截面积，远期是否会增加股骨头坏死的 发生率，仍需进一步扩大样本量，延长随访时间[ 12， 29]。
通过该课题的研究，结果显示3种内固定方式，3种不 同的载荷加载，最终的变形和应力分布结果均显示模型A < 模型C < 模型B，也即为3种固定方式中，FNS的固定效果优 于倒三角空心加压螺钉和4枚空心螺钉菱形固定。
该研究也同时存在一定的局限性。参考前人文献对骨质 和内固定材料属性进行了简化为各项同性的组成，这与骨质 本身的材料属性分配有一定的出入。研究中的加载方法是单 一的垂直加载，而实际的髋关节周围有肌肉附着，其解剖结 构和力的分布更为复杂。但研究中的所使用的模型，通过加 载和分析所得到的结果能准确重现文献的结果[ 30]，说明模型 是科学有效的。
综上所述，FNS和空心螺钉均对不稳定型股骨颈骨折具 有固定的效果，而FNS的生物力学性能优于空心螺钉固定，是治疗股骨颈骨折手术的优良选择方法。
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