陳凱奇 石宇雄△ 陳敬恒 何達(dá)東

治療股骨轉(zhuǎn)子間骨折髓內(nèi)固定以股骨近端防旋髓內(nèi)釘(Proximal Femoral Nail Anti-Rotation，PFNA)為代表，PFNA具有優(yōu)越的生物力學(xué)性能[1-2]，但是仍有部分患者在骨折愈合后發(fā)生內(nèi)固定失效[3-5]。股骨轉(zhuǎn)子間骨折PFNA內(nèi)固定失效是步態(tài)周期身體載荷反復(fù)作用于骨-金屬、金屬-金屬、骨-骨界面的結(jié)果，因此分析股骨與PFNA的生物力學(xué)特征，對(duì)理解失效發(fā)生的力學(xué)條件，從而提前干預(yù)便顯得十分重要。目前，PFNA生物力學(xué)性能的有限元研究集中在施加恒定載荷后對(duì)其進(jìn)行受力分析，而步態(tài)周期載荷下的有限元研究鮮有報(bào)道，PFNA在步態(tài)周期中的力學(xué)特征有待闡明。

1 材料與方法

1.1 CT資料

2019年12月于廣州市番禺區(qū)中醫(yī)院骨傷科住院治療的老年女性髖部骨折患者的髖部CT資料。

1.2 實(shí)驗(yàn)軟件

Mimics 19.0，比利時(shí)Materialise公司；Geomagic studio 2013，美國Geomagic公司；SolidWorks 2016，美國Dassault Systemes公司；Hypermesh 14.0，美國Altair公司；LS-DYNA，美國LSTC公司。

1.3 方法

1.3.1構(gòu)建模型 獲取老年女性髖部骨折患者的髖部CT資料，導(dǎo)入Mimics 19.0軟件中建立三維模型[6]，利用Geomagic Studio2013軟件對(duì)上述三維模型進(jìn)行表面優(yōu)化，得到優(yōu)化的股骨三維模型。在SolidWorks軟件中按照廈門大博醫(yī)療器械公司提供的參數(shù)構(gòu)建PFNA三維模型并裝配組件，其中主釘長170 mm，近端直徑16 mm，遠(yuǎn)端直徑10 mm；螺旋刀片長100 mm，直徑10 mm，頸干角130°。然后繼續(xù)導(dǎo)入優(yōu)化的股骨三維模型，將PFNA固定到股骨近端，調(diào)整模型間相對(duì)位置使得尖頂距(Tip-Apex Distance，TAD)<25 mm。將上述裝配模型導(dǎo)入Hypermesh14.0進(jìn)行四面體網(wǎng)格劃分，體網(wǎng)格大小為2 mm，并通過“mask”“organize”功能將股骨劃分為包含松質(zhì)骨與皮質(zhì)骨的混合模型。

1.3.2模擬骨折線 本研究以2018版AO31-A1.3型股骨轉(zhuǎn)子間骨折為研究對(duì)象。A1.3型股骨轉(zhuǎn)子間骨折的骨折特征為外側(cè)壁完整，且厚度大于20.5 mm，伴有內(nèi)側(cè)小轉(zhuǎn)子骨塊(圖1a)。在Hypermesh14.0軟件中使用“mask”“delete”“rotate”等功能對(duì)上述模型進(jìn)行截骨，模擬骨折線。方法如下：1)沿垂直線外旋45°以完整顯示小轉(zhuǎn)子，取小轉(zhuǎn)子頂點(diǎn)至對(duì)側(cè)皮質(zhì)骨連線的中內(nèi)1/3分界點(diǎn)為圓心，分別從小轉(zhuǎn)子上基底部與下基底部向此圓心引一直線，兩直線所圍成的區(qū)域即為小轉(zhuǎn)子截骨區(qū)；2)前后位上，自大轉(zhuǎn)子最高點(diǎn)至小轉(zhuǎn)子基底部畫一直線，以此作股骨轉(zhuǎn)子間骨折線，所得模型效果見圖1b。

圖1 A1.3型股骨轉(zhuǎn)子間骨折及PFNA內(nèi)固定仿真效果圖

表1 模型材料參數(shù)

1.3.4載荷及邊界條件 一個(gè)步態(tài)周期可分為32個(gè)瞬間，步態(tài)周期內(nèi)的關(guān)節(jié)載荷曲線呈雙峰狀，包括足跟著地相、單足站立相、腳掌踏地相、腳尖離地相以及擺動(dòng)相等[18]。在實(shí)際步行周期載荷中存在X、Y、Z軸方向的分力，Hypermesh軟件中由于載荷作用點(diǎn)在股骨頭表面上恒定，故本研究僅以垂直方向(即Z軸)分力為施加對(duì)象。載荷曲線見圖2，邊界條件設(shè)置為股骨遠(yuǎn)端完全固定。

1.3.5提交運(yùn)算及結(jié)果記錄 經(jīng)前處理后，將生成的K文件導(dǎo)入LS-DYNA軟件進(jìn)行運(yùn)算，在Hyperview中記錄并導(dǎo)出Von-Mises應(yīng)力、位移、成角等結(jié)果。

圖2 1個(gè)步態(tài)周期內(nèi)Z軸方向分力

2 結(jié)果

2.1 PFNA最大應(yīng)力曲線

如圖3所示，PFNA應(yīng)力主要集中在螺旋刀片和主釘上，應(yīng)力呈單峰狀，約在第16瞬間達(dá)最大；尾釘應(yīng)力變化呈現(xiàn)雙峰狀，達(dá)峰時(shí)間約在第12和19瞬間；PFNA應(yīng)力達(dá)峰后逐漸減小至第24及25瞬間左右再逐漸增大。

圖3 PFNA各部件最大應(yīng)力曲線

2.2 PFNA最大位移曲線

如圖4所示，PFNA位移均呈單峰狀，最大位移約出現(xiàn)在第17瞬間；其中以螺旋刀片尖端的位移最大，最大達(dá)6.74 mm；主釘次之，最大為1.79 mm；尾釘?shù)淖畲笪灰茷?.83 mm。各部件位移達(dá)峰后逐漸減小，約至第24及25瞬間后又再次增大。

圖4 PFNA各部件最大位移曲線

2.3 頭頸成角曲線

如圖5所示，頭頸骨折塊成角包含了3個(gè)方向的成角，即Z軸(冠狀面)、Y軸(矢狀面)、X軸(橫斷面)。在腳掌踏地相前以向Y軸成角為主，達(dá)峰后逐漸減小至約26瞬間，維持2.5°成角；頭頸骨折塊在向Z軸、X軸成角過程中分別在約第24及27瞬間達(dá)到最大。

圖5 頭頸骨折塊成角曲線

2.4 股骨應(yīng)力及位移云圖

如圖6-圖8所示，股骨應(yīng)力、位移主要發(fā)生在腳掌踏地相和腳尖離地相之間；最大應(yīng)力集中在小轉(zhuǎn)子水平，頭頸骨折塊下內(nèi)側(cè)與股骨干相接處，達(dá)364.5 MPa；最大位移位于股骨頭內(nèi)側(cè)，達(dá)7.12 mm。

2.5 PFNA應(yīng)力及位移云圖

如圖6-圖8所示，PFNA應(yīng)力、位移主要在腳掌踏地相和腳尖離地相之間；最大應(yīng)力集中在螺旋刀片與主釘孔交界處，達(dá)1 001 MPa；在5個(gè)步態(tài)瞬間中，螺旋刀片最大位移均位于其尖端。

圖6 5個(gè)步態(tài)周期時(shí)相應(yīng)力曲線

圖7 5個(gè)步態(tài)周期時(shí)相位移曲線

3 討論

步態(tài)是指步行的姿勢，需要在各種姿勢反射、感覺系統(tǒng)和運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)的相互協(xié)調(diào)下完成，髖部步態(tài)周期的應(yīng)力呈現(xiàn)雙峰狀[19]。從股骨轉(zhuǎn)子間骨折愈合至完全負(fù)重一般需要12周，在此過程中，骨折復(fù)位情況，愈合、肌肉力量恢復(fù)不理想等均有可能影響髖部步態(tài)，從而直接改變骨折區(qū)及PFNA的應(yīng)力分布，甚至處于畸形的受力狀態(tài)。短期而言，可能出現(xiàn)骨折不愈合、畸形愈合，PFNA切割、切出、退釘、斷釘?shù)葍?nèi)固定失效；遠(yuǎn)期來看，異常步態(tài)改變了髖、膝、踝關(guān)節(jié)受力狀態(tài)，從而誘發(fā)關(guān)節(jié)炎[20]。因此研究轉(zhuǎn)子間骨折PFNA內(nèi)固定后在步態(tài)周期應(yīng)力下的力學(xué)特性對(duì)指導(dǎo)手術(shù)治療、術(shù)后康復(fù)具有實(shí)際意義。

圖8 5個(gè)步態(tài)周期時(shí)相應(yīng)力、位移云圖

已有研究者利用Anybody Modelling System軟件聯(lián)合有限元的方法，研究了股骨轉(zhuǎn)子間骨折單臂外固定架在1個(gè)步態(tài)周期中的應(yīng)力分布特點(diǎn)，結(jié)果顯示步態(tài)載荷下應(yīng)力主要分布在鋼釘與股骨、鋼釘與連接桿相接處，其應(yīng)力變化大致與步態(tài)周期一致[21]。有研究比較了雙螺釘與DSCS治療股骨頸骨折的在步態(tài)載荷下的力學(xué)特性[22]，但目前國內(nèi)許多涉及髖部步態(tài)周期的有限元研究主要集中股骨與髖臼的相互作用力上[23-24]，股骨轉(zhuǎn)子間骨折PFNA內(nèi)固定在步態(tài)載荷下的生物力學(xué)特性仍鮮有報(bào)道。

LS-DYNA軟件特別適合于非線性動(dòng)力沖擊問題，目前LS-DYNA軟件在汽車碰撞、地震工程、動(dòng)力分析、跌落試驗(yàn)等領(lǐng)域應(yīng)用廣泛。本研究考察了在一個(gè)步態(tài)周期內(nèi)，垂直作用力下股骨轉(zhuǎn)子間骨折PFNA內(nèi)固定后的生物力學(xué)動(dòng)態(tài)變化特征，對(duì)研究股骨轉(zhuǎn)子間骨折PFNA內(nèi)固定失效方式提供了很好的技術(shù)支持。本實(shí)驗(yàn)在Hypermesh進(jìn)行前處理時(shí)納入了材料硬化效應(yīng)及摩擦系數(shù)，結(jié)果顯示股骨與PFNA模型均發(fā)生了較明顯的單峰狀應(yīng)力、位移變化，在腳掌踏地相左右時(shí)均達(dá)到最大，這與步態(tài)載荷的雙峰狀不完全同步，亦與文獻(xiàn)[21]的有限元雙峰狀應(yīng)力改變明顯不一致。筆者分析原因可能在于：1)LS-DYNA計(jì)算方式為動(dòng)力顯式，計(jì)算結(jié)果屬于瞬態(tài)動(dòng)力學(xué)，是應(yīng)力應(yīng)變積累變化的過程，而文獻(xiàn)中以靜力顯式的ABAQUS軟件進(jìn)行運(yùn)算，得出的是應(yīng)力應(yīng)變積累的結(jié)果；2)本實(shí)驗(yàn)選取了模型中最早出現(xiàn)應(yīng)力、位移變化的單元作為研究對(duì)象，并繪制曲線，并沒有反應(yīng)整體的物理量變化過程，這與文獻(xiàn)[22]所得結(jié)果相似(應(yīng)力改變與步態(tài)載荷不一致)；3)由于模型仍然設(shè)定為彈塑性材料，且考慮了硬化效應(yīng)，在步態(tài)載荷達(dá)峰的過程中PFNA模型亦積累了彈性勢能，在載荷減小至擺動(dòng)相水平的過程中PFNA釋放彈性勢能，導(dǎo)致應(yīng)力、位移再次增加。

目前，涉及步態(tài)載荷的有限元分析多采用Anybody Modelling System軟件進(jìn)行步態(tài)仿真，將得出的肌肉力、關(guān)節(jié)作用力反向提取應(yīng)用于個(gè)性化的有限元仿真，從而提高仿真度[25-27]。此外，本研究的載荷數(shù)據(jù)從文獻(xiàn)獲取，其仿真度有待提高，若能結(jié)合Anybody Modelling System，模型仿真度可更高。并且在Hypermesh進(jìn)行前處理時(shí)尚能定義應(yīng)變失效，提交至LS-DYNA后可進(jìn)行內(nèi)固定失效仿真，從而研究步態(tài)周期內(nèi)骨折內(nèi)固定失效的時(shí)相[25]，為術(shù)后康復(fù)提供指導(dǎo)。