楊衛(wèi)強(qiáng)，趙永明，丁 童，張立凱，方 遠(yuǎn)，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(yuǎn)端骨折通常是高能暴力導(dǎo)致的干骺端骨折，目前常用的治療方案為復(fù)位后應(yīng)用鋼板或髓內(nèi)釘內(nèi)固定。相對(duì)于動(dòng)力加壓鋼板（dynamic compression plate,DCP），鎖定加壓鋼板（locking compression plate,LCP）通過(guò)螺釘與鋼板之間鎖定，實(shí)現(xiàn)整個(gè)內(nèi)固定系統(tǒng)的角度穩(wěn)定，可有效避免螺釘和鋼板對(duì)骨表面的壓力和摩擦力，同時(shí)使應(yīng)力更均勻的分布，從而顯著增強(qiáng)內(nèi)固定對(duì)抗軸向負(fù)荷的強(qiáng)度［1］。但在臨床應(yīng)用中，LCP治療的部分患者中會(huì)出現(xiàn)鋼板骨皮質(zhì)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?cè)贚CP的基礎(chǔ)上設(shè)計(jì)出動(dòng)態(tài)鎖定螺釘（dynamic locking screws,DLS）［3］，該內(nèi)固定系統(tǒng)通過(guò)去除鋼板側(cè)皮質(zhì)的鎖定螺紋，將全螺紋固定轉(zhuǎn)換為以螺釘頂端與對(duì)側(cè)皮質(zhì)為支點(diǎn)的懸臂梁結(jié)構(gòu)，從而實(shí)現(xiàn)了骨折端的微動(dòng)。本研究采用有限元分析的方法研究DCP、LCP和DLS治療脛骨遠(yuǎn)端骨折的應(yīng)力分布特點(diǎn)，為臨床正確的認(rèn)識(shí)動(dòng)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(biāo)準(zhǔn)：無(wú)下肢畸形、無(wú)外傷及手術(shù)史、無(wú)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(xué)圖像處理軟件Mimics 14.0中，劃分出脛腓骨的皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨三維點(diǎn)云模型。導(dǎo)入Geomagic Studio10.0，對(duì)脛腓骨的點(diǎn)云模型進(jìn)行封裝，擬合脛腓骨的Nurbs曲面模型，以.iges格式導(dǎo)入軟件Cero3.0中進(jìn)行裝配，在脛骨遠(yuǎn)端干骺端橫形切除2 mm寬的骨質(zhì)，建立脛骨遠(yuǎn)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(cè)DCP、LCP及DLS內(nèi)固定的三維模型，分別構(gòu)建各內(nèi)固定系統(tǒng)螺釘，將上述模型分別進(jìn)行裝配。

1.3 有限元模型應(yīng)力施加

在Hypermesh13.0中，調(diào)整模型的坐標(biāo)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(biāo)系原點(diǎn)位于下脛腓聯(lián)合的中點(diǎn)。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(zhì)量。為減少計(jì)算量，在本研究LCP模型中，螺釘與鋼板之間、螺釘與皮質(zhì)骨之間設(shè)定為共節(jié)點(diǎn)連接。DCP模型中，螺釘與皮質(zhì)骨之間為共節(jié)點(diǎn)連接，螺帽與鋼板之間為滑動(dòng)接觸，預(yù)緊力為80 N。DLS模型中，螺帽與鋼板之間、螺釘與對(duì)側(cè)骨皮質(zhì)之間均為共節(jié)點(diǎn)連接，螺釘與同側(cè)骨皮質(zhì)之間不設(shè)置接觸關(guān)系，各模型見圖1。參照相關(guān)文獻(xiàn)，為各組件賦予其力學(xué)屬性［4，5］。見下表1。

表1 本研究中材料的力學(xué)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(yuǎn)端外側(cè)鋼板及骨折類型 1b:DCP模型中螺釘拉力通過(guò)添加預(yù)緊力模擬 1c:LCP模型螺釘與骨質(zhì)及鋼板的綁定關(guān)系 1d:DLS模型中顯示骨折近端皮質(zhì)骨螺釘鋼板側(cè)釘?shù)罃U(kuò)大，模擬動(dòng)態(tài)鎖定螺釘與鋼板的連接關(guān)系

將上述模型導(dǎo)入Abaqus6.14中，以脛骨遠(yuǎn)端關(guān)節(jié)面為邊界條件，在脛骨近端關(guān)節(jié)內(nèi)外側(cè)髁關(guān)節(jié)面中心節(jié)點(diǎn)分別建立MPC約束。本研究參考相關(guān)文獻(xiàn)進(jìn)行以下3種載荷：其中垂直載荷為脛骨近端兩關(guān)節(jié)面加載400 N、800 N。彎曲載荷為脛骨內(nèi)側(cè)關(guān)節(jié)面加載400 N、800 N。扭轉(zhuǎn)載荷為垂直于Z軸施加大小為 400 N/mm、800 N/mm［6］。

1.4 測(cè)量指標(biāo)

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

1.5 統(tǒng)計(jì)學(xué)方法

2 結(jié)果

2.1 位移測(cè)量結(jié)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(jì)學(xué)意義（P＜0.05），而扭轉(zhuǎn)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(jì)學(xué)意義（P＜0.05）（表 2）。

表2 三種固定方式骨折端相對(duì)位移量（mm，±s）與比較

表2 三種固定方式骨折端相對(duì)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(jì)學(xué)意義（P＜0.05）。在扭轉(zhuǎn)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(jì)學(xué)意義（P＜0.05）。DCP模型位移量顯著大于DLS模型，差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P＜0.05）。

2.2 應(yīng)力測(cè)量結(jié)果

軸向載荷下骨折端內(nèi)固定的應(yīng)力分布見圖2。在相同載荷量作用下，彎曲載荷產(chǎn)生的應(yīng)力最大，其次為軸向載荷和扭轉(zhuǎn)載荷，差異均統(tǒng)計(jì)學(xué)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(yīng)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(jì)學(xué)意義（P＜0.05）。而在扭轉(zhuǎn)載荷作用下，LCP模型中內(nèi)固定應(yīng)力顯著大于DCP模型和DLS模型，差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P＜0.05）。但DCP模型和DLS模型比較，差異無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P＞0.05）（表3）。

圖2 軸向載荷作用下的內(nèi)固定應(yīng)力分布 2a:DCP模型，DCP鋼板承擔(dān)應(yīng)力由近端開始向骨折部位逐步增加，并在骨折部位達(dá)到高峰，遠(yuǎn)端應(yīng)力分布不均勻。高彈性模量的鋼板形成嚴(yán)重的應(yīng)力遮擋 2b:LCP模型，LCP鋼板承擔(dān)應(yīng)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(yīng)力集中，形成以遠(yuǎn)端為支點(diǎn)的杠桿作用，骨折端產(chǎn)生微動(dòng)，降低應(yīng)力遮擋率

表3 三種固定方式骨折端內(nèi)固定應(yīng)力（MPa，±s）與比較

表3 三種固定方式骨折端內(nèi)固定應(yīng)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(yīng)力遮擋率測(cè)量結(jié)果

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

3 討論

脛骨遠(yuǎn)端骨折為典型的干骺端骨折，手術(shù)內(nèi)固定能夠顯著改善患肢功能。傳統(tǒng)的DCP鋼板通過(guò)螺釘?shù)念A(yù)緊力將鋼板固定在骨面，螺釘與鋼板之間為滑動(dòng)接觸關(guān)系。承受載荷時(shí)，應(yīng)力經(jīng)釘板之間的連接向下傳導(dǎo)，應(yīng)力會(huì)在鋼板螺釘之間及鋼板橋接處形成明顯的應(yīng)力集中和應(yīng)變。本研究建立的脛骨遠(yuǎn)端骨折模型骨折間隙寬度為2 mm，按照單腿負(fù)重800N和雙下肢負(fù)重400 N進(jìn)行載荷模擬，結(jié)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(jìn)一步分析LCP模型和DLS模型中骨折端的位移量，結(jié)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(jié)果充分顯示LCP固定系統(tǒng)中角度穩(wěn)定機(jī)制的優(yōu)勢(shì)。在LCP模型中鋼板與螺釘之間為共節(jié)點(diǎn)連接，以模擬實(shí)際工作中的釘板之間的鎖定關(guān)系，使所有螺釘與鋼板之間形成一個(gè)整體。在LCP模型中，載荷產(chǎn)生的微動(dòng)源于鋼板自身的應(yīng)變，這就會(huì)出現(xiàn)鋼板近側(cè)骨皮質(zhì)的微動(dòng)小于鋼板對(duì)側(cè)骨皮質(zhì)的微動(dòng)現(xiàn)象，并可能導(dǎo)致近側(cè)骨皮質(zhì)的愈合不良。而在DLS模型中，對(duì)螺釘近端的設(shè)計(jì)進(jìn)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(cè)皮質(zhì)骨螺孔之間不建立接觸關(guān)系，螺釘與鋼板之間及螺釘遠(yuǎn)端與皮質(zhì)骨之間仍建立共節(jié)點(diǎn)關(guān)系，這樣在充分發(fā)揮LCP優(yōu)勢(shì)的同時(shí)，能夠在一定程度增加鋼板側(cè)骨皮質(zhì)的微動(dòng)范圍，結(jié)果顯示DLS模型中骨折端微動(dòng)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(yīng)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(yīng)力為觀察應(yīng)力集中程度程度的指標(biāo)，結(jié)果顯示在軸向載荷及彎曲載荷作用下，骨折端內(nèi)固定應(yīng)力由大到小依次為DCP模型＞DLS模型＞LCP模型，而在扭轉(zhuǎn)載荷作用下，LCP模型中內(nèi)固定應(yīng)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(wú)顯著性意義。進(jìn)一步研究顯示DCP模型的應(yīng)力遮擋率為93.47%，LCP模型應(yīng)力遮擋率為71.86%，DLS模型42.91%。該結(jié)論與趙新文［7］的標(biāo)本力學(xué)實(shí)驗(yàn)結(jié)果相一致。筆者認(rèn)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(yù)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(guò)鋼板兩端的螺釘進(jìn)行傳導(dǎo)。但在LCP中螺釘與鋼板為綁定關(guān)系，螺釘之間應(yīng)力分布較為均勻，所以應(yīng)力遮擋率顯著降低［1］。

綜上所述，動(dòng)態(tài)鎖定螺釘鋼板系統(tǒng)治療脛骨遠(yuǎn)端骨折，能夠?yàn)楣钦塾咸峁┝己玫牧W(xué)環(huán)境，促進(jìn)骨折斷端內(nèi)外骨痂的形成。但現(xiàn)有文獻(xiàn)報(bào)道樣本量較小，且患者具體情況復(fù)雜，臨床療效有待進(jìn)一步觀察。