鄭 靖 ，饒少凱 ，周 均 ，楊 丹 ，沈黎新 ，黃書浩

（1. 西南交通大學材料先進技術教育部重點實驗室，四川 成都 610031；2. 浙江省醫(yī)療器械檢驗研究院，浙江 杭州310018）

隨著社會的不斷發(fā)展，車禍、外傷、疾病、人口老齡化等原因?qū)е鹿钦刍颊卟粩嘣龆? 而股骨是人類最大最典型的長管狀骨，由于其特有的曲拱狀生理特征和強大的承載力，被認為是人體最易發(fā)生骨折的骨之一[1]. 接骨板是臨床治療骨折的輔助工具，當骨骼發(fā)生斷裂時，接骨板可以起到“橋梁”作用，通過外力使骨折處重新連接并愈合. 接骨板作為最典型的醫(yī)療植入物之一，它的設計常常受到解剖學和生理學的限制，如尺寸、剛度和生物相容性[2].

純鈦及其合金因其耐腐蝕性能和生物相容性優(yōu)良、密度小、彈性模量低等特點，被廣泛用作接骨板材料[3-5]. 然而，由于人體內(nèi)復雜的生理環(huán)境和力學條件，純鈦接骨板仍然會發(fā)生失效，其中，接骨板斷裂失效是最惡劣的情況，會給患者帶來巨大的生理及心理創(chuàng)傷[6-7]. 失效分析是工程設計過程中的一個重要環(huán)節(jié)，對骨科植入醫(yī)療器械接骨板的失效分析可以更好地推動其發(fā)展與應用. 因此，很有必要系統(tǒng)地研究純鈦接骨板的臨床斷裂失效問題，研究結(jié)果將為骨折植入醫(yī)療器械的優(yōu)化設計與制造管理提供理論支撐，對提高接骨板在患者體內(nèi)服役的可靠性研究具有重大意義.

目前，許多國內(nèi)外學者[3,4, 6-14]就骨科植入物接骨板的斷裂失效做過相關分析研究. 接骨板的材質(zhì)主要有不銹鋼、鈦及其合金、鈷鉻合金等，失效形式主要有異物損傷、疲勞失效、應力腐蝕開裂、腐蝕鈍化、微動損傷、蠕變、腐蝕、空穴等. 王榮等[3]分析研究一例斷裂失效的人體股骨TA3純鈦接骨板發(fā)現(xiàn)，不當?shù)年枠O氧化處理會使接骨板表面形成點蝕坑，在應力作用下點蝕坑處產(chǎn)生微裂紋，最后擴展導致接骨板斷裂；李榮等[4]研究TA3純鈦板材發(fā)現(xiàn)，板材表面富氧形成的硬脆污染層在變形時極易產(chǎn)生微裂紋，從而導致鈦合金接骨板在使用過程中發(fā)生斷裂；周夢林[5]通過體外模擬試驗發(fā)現(xiàn)，TA3接骨板表面存在一定的加工缺陷是導致接骨板發(fā)生斷裂的主要原因，其斷口表面平整，呈準解理態(tài)，疲勞輝紋間距較小且存在二次裂紋. 國外研究學者[6,9-14]通過研究斷裂316L不銹鋼接骨板發(fā)現(xiàn)，植入物中的雜質(zhì)、相關化學元素成分不達標、加工缺陷、結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性差導致的過載等因素均是導致其發(fā)生斷裂的主要原因，不過都伴隨著疲勞斷裂的特征，斷口表面有明顯的疲勞輝紋和二次裂紋；Azevedo[7]通過分析斷裂的純鈦接骨板金相組織發(fā)現(xiàn)，等軸α相和沿晶β相在復雜體液環(huán)境中，沿晶β相處優(yōu)先發(fā)生失效，進而產(chǎn)生應力集中直至斷裂. 另外部分研究[10,13-14]根據(jù)接骨板斷口表面中的疲勞輝紋間距計算接骨板疲勞循環(huán)次數(shù)，通過有限元仿真估算接骨板的使用壽命，結(jié)果發(fā)現(xiàn)過早下地行走使得接骨板過度受載，導致骨折未充分愈合前接骨板發(fā)生斷裂. 部分研究者[5,11, 15]通過表面氮化處理提高種植體的抗疲勞性能或開發(fā)新型鎂合金接骨板和高分子材料接骨板，減小植入物的彈性模量，以降低應力遮擋效應，降低接骨板的失效率.

本研究結(jié)合實驗測試與仿真分析，針對7個在人體股骨中段骨折內(nèi)固定服役過程中發(fā)生斷裂的10孔TA3純鈦有限接觸動態(tài)加壓接骨板（LC-DCP），進行斷裂失效分析. 為進一步探明接骨板在骨折愈合全階段的潛在失效原因，基于骨折塊愈合理論，通過有限元建模及迭代計算獲取接骨板在人體股骨骨折內(nèi)固定全過程中的應力場，分析不同骨折間隙對接骨板斷裂失效的影響規(guī)律.

1 試驗材料與方法

1.1 試驗材料

7個10孔TA3純鈦LC-DCP樣品均是從醫(yī)院收集的，并且均是在治愈人體股骨中段骨折期間發(fā)生斷裂. 經(jīng)過殺菌消毒處理后，對這7個樣品進行編號，排序為1#、2#、3#、4#、5#、6#、7#，圖1為1號接骨板，將所有接骨板螺釘孔由股骨近端往遠端依次排序為Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、Ⅳ、Ⅴ、Ⅵ、Ⅶ、Ⅷ、Ⅸ、Ⅹ，觀察發(fā)現(xiàn)，所有接骨板均是在Ⅵ孔右側(cè)發(fā)生斷裂.

圖1 1# TA3純鈦LC-DCPFig. 1 1# TA3 pure titanium LC-DCP

所有樣品均按照相同的預處理方法，具體如下：用線切割機沿圖1所示黑色虛線對接骨板進行切割，并根據(jù)切割位置依次編號為試樣a、b、c、d、e、f、g；然后，將所有樣品塊放入丙酮溶液中浸泡30 min，去除樣品表面的有機物；再將樣品塊放入盛有無水乙醇溶液的燒杯中超聲清洗10 min，每個接骨板樣品的試樣a、c用于斷口形貌測試分析；將試樣b、d、e、f用冷嵌料亞克力樹脂進行包埋，經(jīng)400#、800#、1500#、2500# 砂紙逐級打磨，然后再依次用3.5、1.5、0.5 μm的金剛石拋光膏在水冷卻下拋光至光鏡下觀察無明顯劃痕，最后用無水乙醇溶液超聲清洗，用于維氏硬度測試和晶粒度測試；試樣g用于化學成分測試.

1.2 表征方法

采用碳硫分析儀（德凱HCS-140）、氧氮氫聯(lián)合測定儀（力可TCH600S）、等離子發(fā)射光譜儀（賽默飛ICP6300）分析每個接骨板試樣的化學成分；利用HXD-1000TM型顯微硬度儀測定試樣表面維氏硬度，載荷10 kg，保壓15 s，室溫25 ℃，每個試樣表面測10～20個值；使用氫氟酸、硝酸混合水溶液腐蝕包埋試樣，腐蝕時間為30 s，試樣腐蝕后用OYLMPUSB201型光學顯微鏡觀測金相組織；使用掃描電鏡（FEI，QUANTA200）表征接骨板斷口表面形貌，使用其配套的能譜儀（EDAX PV7760/68 ME）表征斷口表面微區(qū)元素成分.

1.3 有限元仿真計算

為進一步探究接骨板在骨折愈合期間發(fā)生非正常失效的原因，本研究通過建立接骨板、接骨螺釘與股骨的三維模型，考慮骨折后不同階段骨痂的愈合效率變化，獲取接骨板在服役期間的最大剪切應力，分析可能斷裂部位并與試驗樣品斷裂狀態(tài)進行對比.

以10孔接骨板為例進行仿真計算，采用一位體重70 kg的青年男子右側(cè)股骨CT數(shù)據(jù). 首先，將CT數(shù)據(jù)導入到Mimics20.0進行三維重建獲取人體股骨三維模型；然后將該模型導入Geomagic Studio12.0進行曲面光滑處理；利用3-matic12.0中Hollow命令處理光滑股骨模型生成松質(zhì)骨與皮質(zhì)骨模型，并將其導入UG10.0中與已經(jīng)建好的LCDCP接骨板和簡化接骨螺釘進行裝配，得到裝配模型如圖2（a）. 最后利用ANSYS Workbench15.0，進一步完善裝配模型，得到如圖2（b）所示的LCDCP接骨板固定股骨干中段橫形骨折的三維有限元模型，其中：F1為軸向壓縮力；F2為螺釘固定接骨板的預緊力.

股骨是下肢中主要的負重骨，其主要的受力形式為軸向壓縮力F1[16-19]. 術后初期（前8周），患者的行動需借助助步器或拐杖，F(xiàn)1大小為體重的1/10，即70 N；從第9周開始，患者通常可以在沒有特殊支持的情況下行走，F(xiàn)1將上升至體重的2倍，即1400 N.正常站立情況下，最大軸向力與體重相等，即700 N.整個內(nèi)固定系統(tǒng)的約束和加載條件簡化為對股骨遠端施加完全固定約束. 根據(jù)臨床實際情況[16-18]，本文將螺釘-接骨板、螺釘-股骨的接觸方式定義為綁定，將接骨板-股骨的接觸定義為有摩擦的接觸，摩擦系數(shù)為0.4[20-21]，且本研究中螺釘固定接骨板的預緊力F2為2000 N.

將股骨、接骨板與接骨螺釘離散為六面體單元，接骨板、接骨螺釘與股骨骨折部分網(wǎng)格尺寸設定為0.5 mm，包含接觸部分的股骨網(wǎng)格尺寸為1.0 mm，不包含接觸部分的股骨網(wǎng)格尺寸為5.0 mm，網(wǎng)格模型如圖2（c）所示.

圖2 股骨骨折內(nèi)固定系統(tǒng)的有限元模型Fig. 2 Finite element model of internal fixation system for femoral fracture

股骨模型包括外圍包裹的皮質(zhì)骨和中心的松質(zhì)骨部分：皮質(zhì)骨致密，呈正交各向異性，且縱向彈性模量高于橫向和徑向；松質(zhì)骨疏松多孔，呈各向同性，彈性模量較皮質(zhì)骨低. 接骨板和螺釘材質(zhì)為TA3純鈦，假定材料均質(zhì)且各向同性. 各部件的彈性力學參數(shù)見表1[2,22]，所有部件均為連續(xù)材料，假設為小變形.

表 1 股骨和TA3純鈦的材料參數(shù)Tab. 1 Material parameters of femur and TA3 pure titanium

由于TA3純鈦是一種塑性材料，其屈服破壞準則服從第三強度理論，即最大剪切應力 τmax達到極限值，材料發(fā)生破壞[23]，如式（1）.

式中：σ1和 σ3分別為最大和最小主應力；[τ]為材料許用屈服強度，TA3純鈦材料的屈服強度極限為380 MPa[2].

中間愈傷組織的材料性質(zhì)跟愈合時間密切相關，在有限元模型中，采用“平均彈性模量”定義其材料屬性. 根據(jù)骨折塊應變理論[18,21,24-25]，假定骨折塊應變在2%～10%范圍的區(qū)域內(nèi)，骨痂的彈性模量將發(fā)生更新并達到最佳狀態(tài)，而應變不在該范圍內(nèi)的區(qū)域，骨痂的彈性模量將保持上一階段的數(shù)值不變. 將皮質(zhì)骨（松質(zhì)骨）應變ε在 2%～10%范圍內(nèi)的區(qū)域面積SCC（SCT）與皮質(zhì)骨（松質(zhì)骨）骨折斷端截面面積SC（ST）的比值定義為愈合速率λ（μ），如式（2）.

為了完成整個迭代過程，將平均彈性模量（式（3））定義為計算模型的輸入值，平均彈性模量算法過程如圖3，其中：SAT、SAC分別為骨折塊應變不在 2%～10%區(qū)間時松質(zhì)骨、皮質(zhì)骨的截面面積.

式中：EAC、EAT分別為皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨的平均彈性模量；EIT、EIC分別為正常的松質(zhì)骨和皮質(zhì)骨的彈性模量；EAC1為前一階段皮質(zhì)骨的平均彈性模量；ECC為當前愈合階段皮質(zhì)骨的彈性模量.

圖3 平均彈性模量算法示意Fig. 3 Concept of the averaged callus property.

2 結(jié)果與討論

2.1 化學成分

表2為7個TA3純鈦LC-DCP樣品主要化學成分的測定結(jié)果，根據(jù)GB/T 13810—2007《外科植入物用鈦及鈦合金加工材》及相關標準的要求對比發(fā)現(xiàn)，所有接骨板樣品的材質(zhì)在化學元素組成和含量上符合標準要求[26].

2.2 維氏硬度

表3為7個TA3純鈦LC-DCP樣品在10 kg力作用下的表面維氏硬度，根據(jù)YY 0017—2016《骨接合植入物 金屬接骨板》及相關標準的要求（TA3純鈦材料維氏硬度值（HV10） ≥ 150）對比發(fā)現(xiàn)，同一根接骨板靠近斷口處的維氏硬度值與基體處的維氏硬度值幾乎相等，偏差不超過2.93%，且均符合相關標準規(guī)定.

表 2 TA3純鈦LC-DCP的化學成分（質(zhì)量分數(shù)）Tab. 2 Chemical compositions ofTA3 pure titanium LC-DCP (mass) %

表 3 TA3純鈦DCP接骨板的維氏硬度（HV10）Tab. 3 Vickers hardness of TA3 pure titanium DCP bone plates (HV10)

2.3 金相分析

斷口附近的金相組織見圖4（a），遠離斷口的基體處金相組織見圖4（b），斷口附近的金相組織和遠離斷口的基體處相同，未見組織變形和其它明顯異常. 按照GB/T 6394—2002《金屬平均晶粒度測定方法》中規(guī)定的方法進行評定，表4給出了每根接骨板基體處和斷口附近的平均晶粒度，所有接骨板均符合“平均晶粒度不粗于GB/T 6394—2002中5級”的技術要求. 靠近斷口處的平均晶粒度與基體處的平均晶粒度幾乎相等，偏差不超過1.43%，均符合相關標準規(guī)定.

2.4 斷口形貌

2.4.1 宏觀斷口形貌

肉眼觀察發(fā)現(xiàn)，所有接骨板表面呈深灰色，顏色比較均勻，所有接骨板斷口表面均比較平整，與其正面接近垂直.

圖4 TA3純鈦LC-DCP接骨板金相組織形貌Fig. 4 Metallographic morphology of TA3 pure titanium DCP bone plates

圖5為掃描電子顯微鏡低倍數(shù)下得到的典型接骨板斷口表面形貌，可以發(fā)現(xiàn)，所有接骨板斷口表面均有一定程度的磨損，斷口表面周邊磨損程度比中間嚴重，但是仍然能看清裂紋擴展路徑，如圖5（a）、（b）所示，裂紋的擴展條紋呈放射狀，放射狀裂紋擴展路徑收斂于接骨板外表面與螺釘孔表面交匯處，裂紋源區(qū)（CI）、裂紋擴展區(qū)（CP）和瞬時斷裂區(qū)（IF）的位置分布明顯. 在人體內(nèi)復雜的力學環(huán)境下，裂紋從CI區(qū)慢慢地向CP區(qū)擴展再往IF區(qū)過度，IF區(qū)有明顯的折斷現(xiàn)象，期間兩斷裂面會因相互接觸而產(chǎn)生輕微磨損現(xiàn)象，部分樣品斷口表面磨損嚴重，尤其是在瞬時斷裂區(qū)，裂紋擴展路徑被磨光，裂紋源區(qū)及擴展區(qū)信息遭到嚴重破壞（圖5（c））.

表 4 TA3純鈦LC-DCP接骨板的平均晶粒度Tab. 4 Averaged grain size of TA3 pure titanium LC-DCP bone plates

圖5 典型接骨板斷口表面宏觀形貌Fig. 5 Macroscopic morphology of fracture surface of typical bone plates

2.4.2 微觀斷口形貌

圖6為1# 樣品斷口微觀形貌，由圖6可知：斷裂源區(qū)有輕微的磨損現(xiàn)象，裂紋形狀類似于準解理態(tài)，相互平行的疲勞輝紋和二次裂紋是疲勞斷裂的明顯特征；裂紋擴展區(qū)可以發(fā)現(xiàn)明顯的沿晶擴展裂紋，裂紋擴展路徑最清晰，呈解理態(tài)，屬于脆性斷裂，且伴隨有相互平行的疲勞輝紋和二次裂紋；瞬時斷裂區(qū)可以觀察到嚴重的磨損現(xiàn)象，未磨區(qū)可以看到類似于準解理態(tài)裂紋，與裂紋源區(qū)和裂紋擴展區(qū)類似，有相互平行的疲勞輝紋和二次裂紋.

進一步對7個接骨板進行宏微觀斷口分析，并對所有斷口表面裂紋源區(qū)、裂紋擴展區(qū)和瞬時斷裂區(qū)進行微區(qū)面掃能譜檢測，結(jié)果如圖7所示，接骨板1# 樣品斷口表面3個不同區(qū)域均含有Ti、C、O、Ca等元素，并且沒有明顯差異，其中C、O、Ca均為人體內(nèi)組織元素，由此可見，在接骨板斷口表面并沒有腐蝕產(chǎn)物，可以排除腐蝕破壞.

圖6 典型接骨板斷口微觀形貌Fig. 6 Microscopic morphology of fracture surface of typical bone plates

2.5 有限元分析

表5是基于骨折塊愈合理論計算得到的手術后4周和8周兩個愈合階段，不同骨折間隙寬度時中間骨痂皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨平均彈性模量和愈合效率. 由表5可知：不同骨折間隙時，皮質(zhì)骨與松質(zhì)骨的愈合效率均不相同；當骨折間隙為3 mm時，皮質(zhì)骨與松質(zhì)骨的愈合效率最高，對應的平均彈性模量最高；骨折間隙為1、8、9、10 mm時，皮質(zhì)骨與松質(zhì)骨的愈合效率較低，其愈合效果較差；術后8周的與術后4周相比，在不下地行走的情況下，相同骨折間隙寬度時皮質(zhì)骨與松質(zhì)骨的愈合效率接近相等.

圖7 斷口表面不同區(qū)域能譜儀（EDS）圖譜Fig. 7 Energy dispersive spectrometer spectra of different zones in the fractured surface

表5 術后4周、8周中間骨痂的材料屬性Tab. 5 Calculated material properties of the callus 4 and 8 weeks after surgery

斷口分析發(fā)現(xiàn)接骨板樣品的斷裂均是始于遠骨側(cè)表面，向近骨側(cè)擴展. 圖8分別為不同骨折間隙寬度、不同愈合階段，軸向壓縮力為70 、700 、1400 N時接骨板遠骨側(cè)表面所受最大剪切應力. 由圖8可知：相同軸向載荷時，術后4周時接骨板遠骨側(cè)表面最大剪切應力與術后8周時的基本相等，而術后12周時接骨板遠骨側(cè)表面最大剪切應力比前兩個愈合階段小得多；當軸向載荷為1400 N時，即患者提早下地行走時，術后4周和術后8周時接骨板遠骨側(cè)表面最大剪切應力接近600 MPa，遠超過TA3純鈦材料的屈服強度極限；由于術后12周時骨折處骨痂的彈性模量比前兩個階段大，骨痂承載能力增強，減緩應力遮擋程度，使得術后12周接骨板遠骨側(cè)表面最大剪切應力比術后8周和術后4周時的小得多. 根據(jù)表5中的結(jié)果可知，不同骨折間隙寬度時，骨折處骨痂皮質(zhì)骨與松質(zhì)骨的愈合效率不同，骨痂皮質(zhì)骨與松質(zhì)骨的彈性模量不同，愈合效率越高，彈性模量越大，到9～12周時，接骨板遠骨側(cè)表面最大剪切應力也就越小.

圖8 接骨板遠骨側(cè)表面的最大剪切應力Fig. 8 Maximum shear stress on the distal surface of bone plates

軸向載荷為70、700 N時，不同愈合階段，接骨板遠骨側(cè)表面最大剪切應力均小于TA3純鈦材料的屈服強度極限，不會導致其發(fā)生失效破壞；而軸向載荷為1400 N時，由于0～4周和5～8周兩個愈合階段，中間骨痂皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨的彈性模量太小，承載能力太弱，導致接骨板遠骨側(cè)表面最大剪切應力超過TA3純鈦材料的屈服強度極限，而9～12周這一愈合階段中間骨痂皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨的彈性模量較前期有所增大，承載能力變強，導致接骨板遠骨側(cè)表面最大剪切應力比前兩個階段小得多，只有骨折間隙寬度大于7 mm時，最大剪切應力才超過TA3純鈦材料的屈服強度極限.

圖9為有限元計算結(jié)果中最大剪切應力的云圖（十孔接骨板，骨折間隙為5 mm），圖9顯示：如最大剪切應力出現(xiàn)在第5和第6螺釘孔右側(cè)邊緣處. 其中，只有在9～12周愈合階段，當軸向載荷為70 N，骨折間隙小于8 mm時，接骨板遠骨側(cè)表面最大剪切應力位于第5螺釘孔處右側(cè)邊緣，且位置相同；其他情況下，接骨板遠骨側(cè)表面最大剪切應力均位于第6螺釘孔處右側(cè)邊緣，位置相同.

2.6 討 論

國內(nèi)外研究學者通過對金屬接骨板的斷裂失效分析發(fā)現(xiàn)，接骨板中的雜質(zhì)、化學成分不達標、加工缺陷、結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性差導致過載等因素均有可能導致接骨板發(fā)生失效破壞，甚至斷裂.

本研究的理化性能檢驗分析結(jié)果顯示：7個TA3純鈦LC-DCP接骨板樣品的化學元素組成、表面硬度、組織晶粒度均符合GB/T 13810—2007《外科植入物用鈦及鈦合金加工材》和YY 0017—2016《骨接合植入物 金屬接骨板》的要求，說明這7個接骨板的材質(zhì)合格，接骨板的斷裂原因與材質(zhì)無關.進一步宏微觀斷口分析及能譜檢測結(jié)果表明，斷口表面沒有出現(xiàn)腐蝕性元素，并且不同區(qū)域無明顯差異，因此，可以認為接骨板斷口表面沒有腐蝕產(chǎn)物，排除腐蝕破壞. 所有接骨板樣品表面顏色均勻，無明顯損傷和腐蝕特征，說明接骨板成品庫存和運輸期間未受到侵害；所有接骨板樣品是沿其中段螺釘孔處發(fā)生斷裂，裂紋是從遠骨側(cè)向近骨側(cè)擴展；所有接骨板樣品斷口表面和軸線方向垂直，比較平整，擴展裂紋呈解理狀，表明該斷裂具有脆性斷裂的特征；所有接骨板樣品斷口表面相互平行的疲勞輝紋和二次裂紋，且疲勞輝紋之間的間距由裂紋源區(qū)到裂紋擴展區(qū)和瞬時斷裂區(qū)，依次增大，可見裂紋擴展速度在3個不同區(qū)域依次變快，由此可以認定7個接骨板樣品斷裂失效均屬于疲勞失效.

為了進一步探明7個TA3純鈦LC-DCP接骨板樣品的斷裂原因，基于骨折塊愈合理論，通過有限元仿真模擬不同骨折間隙寬度、不同愈合階段，在不同軸向載荷作用下骨痂的愈合情況和接骨板的受力情況. 由仿真結(jié)果可以推斷出，只要術后8周不提早下地行走，即0～4周，軸向載荷為70 N，5～8周，軸向載荷為70 N，接骨板遠骨側(cè)表面最大剪切應力就遠遠小于TA3純鈦材料的屈服強度極限，即不會發(fā)生應力破壞；最容易發(fā)生失效的位置在第6螺釘孔右邊緣處，這與實際臨床上接骨板發(fā)生斷裂的位置一致，由此可以斷定接骨板斷裂是由于提早下地行走引起的.

骨折間隙較大時（8、9、10 mm），愈合效率較低，即使術后8周不下地行走，骨痂后期仍然不能充分愈合，最終導致接骨板受載超過其材料屈服強度極限，可以認為是骨折固定方式不恰當，應該考慮選用新的愈合固定方式.

綜上所述，LC-DCP接骨板在其服役過程中，由于提早下地行走等原因?qū)е逻^載，使得接骨板遠骨側(cè)表面萌生裂紋，隨后承受循環(huán)疲勞載荷，導致斷裂失效.

3 結(jié) 論

1） 通過化學成分分析、材料表面硬度分析和平均晶粒度分析，表明這批接骨板的材質(zhì)符合相關標準要求.

2） 本研究中的接骨板樣品均沿中段螺釘孔處發(fā)生斷裂，裂紋從遠骨側(cè)往近骨側(cè)擴展，斷口表面呈疲勞輝紋和二次裂紋特征，表明屬于疲勞斷裂.

3） 有限元仿真模擬結(jié)果顯示接骨板服役過程中最大剪切應力位于其中段螺釘孔遠骨側(cè)表面處，術后提早下地行走將導致最大剪切應力超過TA3純鈦材料的屈服強度極限，顯著增加接骨板斷裂的可能性. 接骨板失效的主要原因是股骨骨折愈合過程中，過載導致接骨板遠骨側(cè)表面萌生裂紋，隨后承受循環(huán)疲勞載荷，導致斷裂失效.