動力髖聯(lián)合空心釘與動力髖聯(lián)合內側板治療Pauwels Ⅲ型股骨頸骨折的有限元分析比較

何嘉堯 舒濤 馬季 黃喆 劉有玉

股骨頸Ⅲ型骨折在年輕人中發(fā)病率高，通常是高能量創(chuàng)傷的結果[1]?？紤]到年輕患者對于手術的耐受能力強及人工股骨頭磨損年限的問題，且年輕患者股骨頸骨折中垂直骨折高發(fā)，損傷類型多為垂直剪切骨折PauwelsⅢ型股骨頸骨折，所以治療通常采用堅固的內固定，但該損傷的并發(fā)癥發(fā)生率仍然很高。一項薈萃分析提到，PauwelsⅢ型股骨頸骨折有約20%的再手術率、15%股骨頸壞死率和10%的骨不連發(fā)生率[2]。

不論何種骨折，治療時理想的骨科植入物和固定結構必須得承受足夠的應力，并且保證骨折端位移較小，同時在骨折愈合期間優(yōu)化應變，并最終承受負重載荷，這在不穩(wěn)定骨折中更為重要[3]。以往的研究人員研究了股骨頸骨折的各種植入物和固定結構，結果多不一致[4]。對于角度的固定裝置，如動力髖螺釘（dynamic hip screw，DHS），已被多次證明在生物力學上優(yōu)于單純的空心釘固定[5]，但由于手術切口大、時間相對較長等原因，這種手術方式多用于不穩(wěn)定股骨頸骨折中的年輕、無基礎疾病患者。同時因為DHS固定本身存在支持力弱、容易切割等缺點，其應用也受到了限制[6-7]。而聯(lián)合其他內固定物可以很好地改善這些缺點，有學者根據(jù)支撐板固定的原理研發(fā)了一種股骨內側支撐板，將支撐板放置在骨折線前方及下方，防止滑動，抵御垂直型股骨頸骨折的剪切力[8]。盡管股骨內側板放置可能會破壞股骨頭的血供，但部分研究指出若術中小心操作，注意旋股內側動脈的保護，并不會加大股骨頭壞死的概率[9]。近些年流行多種內固定裝置聯(lián)合固定治療青年患者的PauwelsⅢ型股骨頸骨折，其中包括三枚空心釘與內側板聯(lián)合、DHS聯(lián)合內側板、DHS聯(lián)合空心釘?shù)?，它們都被多次證明并肯定療效[10-11]，其中關于DHS聯(lián)合空心釘和DHS聯(lián)合內側板的生物力學優(yōu)缺點對比較少，同時兩種手術方式的適應證與療效對比方面依然存在較大爭議[12]。因為兩種手術方式的生物力學有效性在之前的文獻中都已被證實[13]，所以本文的主要內容是對兩種手術方式進行對比，為了更直觀及有效地比較兩種手術方式生物力學差異及適應證，同時重建了單純股骨與只使用DHS固定的骨折模型，并盡可能地模擬生理狀態(tài)下的邊界和載荷，以獲得更為科學的結果。

1 材料與方法

1.1 模型的建立

招募一名25歲健康男性志愿者，無髖關節(jié)和全身疾病史。采用寶石能譜CT（Discovery CT750HD），對股骨及髖關節(jié)進行0.5 mm層厚的CT掃描。CT圖像以DICOM格式存儲在醫(yī)學三維重建軟件Mimics 21.0中。根據(jù)組織的灰度值和區(qū)域分割建立股骨的三維模型，導入3matic13進行骨折線的劃分及其模型的簡化后，導出格式為STL的文件。并納入Geomagic-wrap 2018軟件中進行平滑、擬合曲面處理，納入SolidWorks 2018軟件中。采用布爾運算建立皮質骨和松質骨的三維模型，并對股骨近端模型及其髖關節(jié)進行重建。

1.1.1 PauwelsⅢ型股骨頸骨折模型的建立及模型簡化

傳統(tǒng)Pauwels角的測量方法存在一定缺陷，其結果并不準確，并且傳統(tǒng)分型在模型中難于定義，為了反映更為真實的結果，同時便于準確定義，本文骨折線通過在Shen等[1]提出的改良Pauwels分型建立Pauwels角為70°的骨折線（見圖1），其中股骨干中心線通過3matic13擬合中心線命令找到，正常生理情況下，當人體站立位時，股骨頭的中心、膝關節(jié)的中心應處于同一條直線，為了簡化模型并盡可能使分析結果可靠，通過3matic13軟件擬合球的命令找到股骨頭中心點、兩髁中心點，兩髁中心點連線的中點即為膝關節(jié)中心點，并作股骨中心點與膝關節(jié)中心點連線的垂直平面在股骨干中下部分切割股骨模型，以保證簡化的模型與正常站立情況邊界條件盡可能相同。

圖1 股骨骨折線模型圖：A為股骨干的中心線，以A作垂線，并作B線與垂線夾角b角為Pauwels角，度數(shù)為70°

1.1.2 內固定模型的建立

根據(jù)臨床空心螺釘數(shù)據(jù)，利用SolidWorks 2018軟件制作了內徑為7.3 mm的空心螺釘模型。由于本研究的重點與螺紋無關，為了簡化模型，簡化了細節(jié)螺紋部分。股骨內側板的建立利用SolidWorks 2018軟件制作了3孔重建管形鋼板內側板，鋼板厚度2.7 mm，寬度10 mm，配套螺釘直徑為3.5 mm，DHS參照施樂輝的產品說明制作3孔DHS板，DHS板厚6 mm，長約70 mm，配套拉力螺釘?shù)尼旈L90 mm，直徑8.2 mm，鎖定釘直徑4.5 mm。

1.1.3 三種內固定模型的建立

手術模型的建立：按照手術要求，將內固定模型與股骨模型在SoildWorks 2018上裝配成單獨DHS固定的模型（模型1）、DHS聯(lián)合空心釘固定的模型（模型2）、DHS聯(lián)合內側板固定的模型（模型3）。隨后將3個模型通過XT文件導入HyperMesh 2021進行二階四面體網格劃分。通過CBD的文件導入AnysyWorkbench 2019R進行有限元分析。

1.2 條件假設和材料參數(shù)設置

模型假設兩個斷端之間、股骨頸與內側板之間、空心釘與股骨之間的接觸都為摩擦，其中股骨頸斷端之間的摩擦系數(shù)為0.2，空心釘與股骨之間、股骨頸與內側板之間的摩擦系數(shù)為0.12。模型中各種材料假定為均勻的、各向同性的線性彈性材料。各種結構材料的彈性模量和泊松比如表1所示[14]。

表1 材料的彈性模量及泊松比

1.3 載荷邊界設置

定義如圖2所示的局部坐標系：Y軸為膝關節(jié)中心到股骨中心的連線，向上為正；Z軸為股骨的外上髁軸線，內側為正；X軸垂直于ZY平面，向后為正。根據(jù)髖關節(jié)的生理負荷[15]，對股骨近端施加外力載荷：依據(jù)Saint-Venant原理[16]（數(shù)據(jù)見表2，機械載荷如圖3所示）建立并設置外展肌力（Force D）、髂腰肌力（Force C）、股外側肌力（Force B）、髖關節(jié)反作用力（Force A），均勻施加在各肌肉附著點和股骨頭軟骨面，載荷加載的具體角度，通過建立局部坐標系進行控制（見圖2），股骨遠端完全固定約束。

圖2 載荷分布角度圖：該坐標系為建立的局部參考坐標系，通過控制a、b的角度來控制力的添加

圖3 載荷分布位置圖：Force A為髖關節(jié)反作用力，F(xiàn)orce B為股外側肌力，F(xiàn)orce C為髂腰肌力，F(xiàn)orce D為外展肌力

表2 各載荷的方向角度及大小

1.4 模型的結果測量

股骨頭下緣至股骨距到小轉子（下文統(tǒng)稱股骨頸內側皮質）為股骨上端內側重力支撐系統(tǒng)，是重力傳導時力線傳遞部位。為了比較模型結果，筆者同時建立了一個正常股骨模型（模型4），在相同載荷和邊界條件下，比較4個模型股骨頸內側皮質等效應力分布，同時比較各內固定裝置系統(tǒng)的最大等效應力值和股骨頭斷端的最大總位移值。

1.5 模型的驗證

使用平均單元長度為3.0～0.5 mm的四面體網格進行了網格收斂性測試。本收斂性研究結果顯示，0.5～1.0 mm的最大等效應力值的結果相似（平均峰差小于3%）。因此筆者選擇了1 mm的骨頭網格密度、0.5 mm的內固定網格密度進行收斂。其中單獨運用DHS固定（模型1）有四面體單元513 803個，節(jié)點數(shù)349 574個；DHS聯(lián)合空心釘（模型2）有四面體單元546 145個，節(jié)點數(shù)349 289個，DHS聯(lián)合內側板（模型3）有四面體單元405 286個，節(jié)點數(shù)269 140個，正常股骨（模型4）有四面體單元521 402個，節(jié)點數(shù)351 000個。對股骨模型施加垂直1 500 N的壓力，測得模型壓縮剛度為0.724 kN/mm，這個值與文獻[16]所得結果相似，同時將模型4的結果與國內外類似模型結果[17-19]對比，本模型的最大應力值為22.50 MPa集中范圍都分布于股骨后內側，最大等效應力值位于小轉子的下方。這個結果與國內外類似模型結果相似。

2 結果

2.1 股骨頸內側應力分布

為了便于比較股骨頸內側骨折遠端與近端等效應力分布，于股骨頸內側中間建立了一條路徑，這條路徑經過股骨頸內側應力集中區(qū)域，從股骨頭下緣到小轉子的順序，均勻地取了四個模型這條路徑上的骨折近端、遠端各10個點，總共20個點的應力值用于結果比較（見圖4）。將模型4正常股骨的20點等效應力數(shù)據(jù)與模型1、模型2、模型3的20點相同位置等效應力數(shù)據(jù)配對，采用SPSS 25.0軟件進行統(tǒng)計學分析，3組配對樣本差值經正態(tài)性檢驗，總體不服從正態(tài)分布（P＜0.01），故采用Wilcoxon符號秩和檢驗，得出模型1與模型4，模型2與模型4應力分布比較，差異具有統(tǒng)計學意義（P＜0.05），模型3與模型4之間應力分布類似（P＝0.178），由此推論模型3的應力分布與模型4正常股骨應力分布更為接近，說明DHS聯(lián)合內側板能更好地重建股骨力線。模型3的股骨應力分布（見圖5C）在除了在近端骨折線周圍（模型點10處）相對應力集中些，其余的內側板下的應力分布會比正常股骨處應力偏低，板下應力遮擋效應可以解釋這個結果。模型1、2在股骨頸內側的最大等效應力明顯大于正常股骨模型的應力分布（見圖4，圖5A、B、D），路徑上最大等效應力值分別為53.57 MPa和26.72 MPa，分別是正常股骨路徑上等效應力最大值17.68 MPa的3.3倍和1.6倍。

圖4 股骨頸內側路徑應力分布圖：四個模型這條路徑上的骨折近端、遠端各10個點，總共20個點的應力值分布圖

2.2 模型內固定裝置應力比較

當單獨使用DHS固定時，DHS本身的最大等效應力為101.07 MPa（見圖5E），而聯(lián)合空心釘DHS的最大等效應力為38.19 MPa（見圖5F）。聯(lián)合內側板DHS的最大等效應力為22.69 MPa（見圖5G）。三個模型的DHS的最大等效應力值都位于拉力螺釘中間，從結果上看聯(lián)合股骨內側板與空心釘都減少了DHS的最大等效應力值，聯(lián)合內側板降低DHS的77%最大等效應力，而聯(lián)合空心釘減低了DHS的62%最大等效應力。聯(lián)合內側板的結果在DHS等效應力的減少上優(yōu)于聯(lián)合空心釘。其中空心釘最大等效應力值為94.78 MPa（見圖5H），分布在空心釘近中心處；內側板最大等效應力值為45.22 MPa，分布在股骨近端下面（見圖5I）。

圖5 有限元分析結果圖：A-D.分別為單獨DHS固定、DHS聯(lián)合空心釘固定、DHS聯(lián)合內側板固定、正常股骨模型的股骨頸內側等效應力分布圖；E-G.分別為單獨DHS固定、DHS聯(lián)合空心釘固定、DHS聯(lián)合內側板固定模型的內固定物DHS等效應力圖；H.DHS聯(lián)合空心釘固定模型的空心釘?shù)刃Ψ植紙D；I.DHS聯(lián)合內側板固定模型的內側板的等效應力分布圖

2.3 模型位移大小比較

股骨頭斷端總位移結果比較，模型1的位移是4.01 mm，模型2的位移是1.73 mm，模型3的位移是1.68 mm。無論是DHS聯(lián)合空心釘固定的模型還是DHS聯(lián)合內側板固定的模型相對于單獨運用DHS固定模型都能顯著減少股骨頭斷端的位移。但后兩者的差距只有3%。

3 討論

從試驗結果來看，無論是DHS聯(lián)合空心釘還是DHS聯(lián)合內側板都是對單獨DHS固定手術方式較好的改良，在對兩種改良的手術方式比較中發(fā)現(xiàn)，DHS聯(lián)合空心釘更適合內側股骨頸無粉碎骨折的青年PauwelsⅢ型股骨頸骨折患者，DHS聯(lián)合內側板更適合股骨頸內側有粉碎骨折的、難以重建股骨力線的青年PauwelsⅢ型股骨頸骨折患者。

在DHS固定股骨頸骨折的手術中，若術中側位透視觀察不夠、進針位置偏低等，會導致DHS螺釘移位穿出股骨頸。若伴有股骨頸內側粉碎骨折、內側支持結構不堅固等，會導致髖內翻?；贒HS內固定物本身存在支持力弱、容易切割股骨頭等生物力學特點都使其應用受到限制。而聯(lián)合空心釘和內側板可以使DHS獲得更強的支持力和減少切割發(fā)生[20]，聯(lián)合內側板會加固內側支撐結構，減少髖關節(jié)內翻的可能性[9,21]，這都與本研究結果相符。

臨床上常用的三角三個平行的空心螺釘固定方法，一方面對骨折兩端夾持力較差，另一方面滑動加壓方向又很難保證與骨折線完全垂直，這導致滑動加壓力的非垂直方向分量增加了斷端的剪切力[22]。這個分量可能導致負重股骨頭斷裂處發(fā)生較大位移。Freitas等[23]的研究中發(fā)現(xiàn)，對比DHS聯(lián)合空心釘模型與多個空心釘固定的模型，如果采用前者，能通過對角度的限制，使其在生物力學穩(wěn)定性上遠優(yōu)于后者。同時有臨床研究報道，用多個空心釘固定手術方式治療PauwelsⅢ型骨折延遲愈合或不愈合的結果[4]，這都說明角度的固定在青年PauwelsⅢ型骨折的固定必要性。艾克白爾·吐遜等[24]的研究中對比了內側板聯(lián)合空心釘和單純多個空心釘模型，發(fā)現(xiàn)前者能減輕空心釘?shù)淖畲蟮刃χ?，同時有更強的生物力學穩(wěn)定性，本研究中模型1與模型3對比得出DHS聯(lián)合內側板可以導致DHS的最大等效應力顯著降低，同時股骨頭的總位移也降低了59%。Tianye等[22]研究中對比內側板聯(lián)合空心釘和多個空心釘模型發(fā)現(xiàn)，前者可以使模型在股骨矩的最大等效應力降低，本試驗模型1與模型3的對比，發(fā)現(xiàn)類似結果，并且DHS聯(lián)合內側板的股骨頸內側等效應力分布及模型更為接近正常股骨模型。Nwankwo等[12]的研究在PauwelsⅢ型股骨頸骨折的尸體上，采用DHS聯(lián)合內側板與DHS聯(lián)合空心釘?shù)氖中g方式，在200～1 400 N的循環(huán)載荷加載下，得出內側板聯(lián)合DHS在角位移和剪切位移都少于DHS聯(lián)合空心釘，本研究通過比較模型2與模型3中股骨頭斷端位移大小，盡管得出類似的結論，但位移差距只有3%。

應力對于骨折愈合的影響十分復雜，至今仍有爭議，許多學者指出持續(xù)的、適當?shù)臋C械應力可以導致骨折端的轉化生長因子β、血管內皮生長因子等生長因子增加，使基質干細胞轉化為軟骨細胞、成骨細胞，從而加速骨折端的愈合[25-28]。本研究中發(fā)現(xiàn)股骨頸內側路徑上等效應力值最大的是模型1，其次是模型2。股骨頭斷端的位移越大說明其生物力學穩(wěn)定性越差，同時相對的股骨頭缺血壞死可能性越大[29]，本研究中模型1的股骨頭斷端位移最大為4.01 mm，其次是模型2股骨頭斷端位移為1.73 mm，模型2與模型3的差距只有3%。模型1的股骨內側路徑上最大等效應力值是正常股骨模型4的3.3倍，但骨折的愈合更重要的影響因素應當是骨折處的生物力學穩(wěn)定性[30]，穩(wěn)定的骨折固定與良好的力線能保證股骨頭斷端的血供，同時為應力的刺激作用提供營養(yǎng)支持。

綜上所述，動力髖聯(lián)合空心釘與動力髖聯(lián)合內側板的兩種手術方式治療PauwelsⅢ型股骨頸骨折，從有限元分析結果看都優(yōu)于單獨DHS固定。若內側股骨頸未出現(xiàn)粉碎骨折，采用DHS聯(lián)合空心釘?shù)氖中g方式使股骨頸內側等效應力值相對偏大有利于骨折愈合，同時股骨頭斷端位移大小與DHS聯(lián)合相差只有3%，為兩種手術方式中較好的選擇。但若伴有股骨頸內側粉碎骨折時，同時股骨內側重力支撐系統(tǒng)難于通過手術重建，此時采用DHS聯(lián)合內側板一方面可以更好地重建股骨內側力線，同時也是相對更穩(wěn)定的內固定方式。

研究的局限性和改進方向：本文是同一個股骨所建立的四個模型的有限元分析，其結果未能納入更多樣本進行統(tǒng)計學比較，使一些小差距結果可信度不高，研究者將在進一步研究中納入更多樣本，同時將更多種內固定方式的模型納入一起比較。