邱俊駿 顧延慶 王強(qiáng)

0 引言

股骨近端有著非常復(fù)雜的三維立體構(gòu)造和解剖結(jié)構(gòu)，這是因?yàn)樵摬课坏氖芰Νh(huán)境特殊，所以股骨近端的受力情況成為了近年來工科與醫(yī)學(xué)結(jié)合研究的熱點(diǎn)以及難點(diǎn)[1]。在過往研究中，內(nèi)固定會影響到股骨近端的生物力學(xué)，使其發(fā)生改變，從而導(dǎo)致不良預(yù)后[2-3]，因此本文通過分析探討股骨頭近端骨缺損在內(nèi)固定術(shù)后的生物力學(xué)情況，以期為臨床醫(yī)生行內(nèi)固定術(shù)提供參考。

1 方法

1.1 研究對象

選擇1例年輕健康的男性志愿者，年齡為47歲，體質(zhì)量為75 kg；1例股骨近端骨折進(jìn)行了內(nèi)固定手術(shù)的男性志愿者，年齡為45周歲，體質(zhì)量為48 kg。兩者均簽署知情同意書。通過雙側(cè)股骨數(shù)字X線攝影排除異常的股骨形態(tài)與結(jié)構(gòu)。

1.2 設(shè)備與軟件

1臺德國西門子644排螺旋CT，1臺聯(lián)想電腦。Mimics10.1軟件用于三維建模；非線性有限元分析軟件ABAQUS6.7用于有限元模型構(gòu)建；Geomagic Studio 10.0(逆向工程軟件)以及交互式CAD軟件用戶數(shù)據(jù)導(dǎo)入、輸出和交互。

1.3 三維模型的建立

于120 kVA、100 mA、0.625 mm層厚度的掃描參數(shù)下，沿橫斷面對雙側(cè)股骨作連續(xù)的CT掃描，獲得相應(yīng)的薄層CT圖像，并保存為DICOM格式。在Mimics10.1軟件中導(dǎo)入所獲取的文件，對斷面圖進(jìn)行不同視角的顯示。通過對相應(yīng)值的調(diào)整，來獲取目標(biāo)部位[4]。在Mimics中依靠Edit mask等系列操作去掉CT成像偽像與股骨外部位，再經(jīng)一層層打磨后進(jìn)行3D計(jì)算，即可建立股骨的整體模型。

1.4 有限元模型的建立

1.4.1 賦值

選擇彈性模量和泊松比作為賦材質(zhì)的參數(shù)。將在ABAQUS6.7里轉(zhuǎn)化成功的股骨體網(wǎng)格有限元模型導(dǎo)回到MIMICS10.1[5]，在灰度值與材質(zhì)之間建立對應(yīng)關(guān)系。根據(jù)MIMICS推薦的股骨表達(dá)式，將正常股骨材質(zhì)分成10區(qū)段，最終完成股骨賦材質(zhì)的過程。

1.4.2 進(jìn)行加載計(jì)算

加載也是影響計(jì)算結(jié)果的重要環(huán)節(jié)，但髓關(guān)節(jié)周圍肌肉眾多，受力較為復(fù)雜。本實(shí)驗(yàn)使用目前常用的簡化模型，以平地步行狀態(tài)設(shè)置邊界條件和加載條件,執(zhí)行計(jì)算。選擇單腿峰值受力狀態(tài)，合力大小為2100 N，合力在股骨頭的表面呈余弦的方向分布[6]。將模型導(dǎo)入大型通用非線性有限元分析軟件ABAQUS6.7，進(jìn)行加載約束，然后進(jìn)行計(jì)算。

1.4.3 觀察指標(biāo)

通過對股骨進(jìn)行有限元分析計(jì)算，測量股骨頸橫斷面的應(yīng)力分布和最大應(yīng)力，并對股骨頭骨折內(nèi)固定術(shù)后患者進(jìn)行伴不同體積外上方骨缺損有限元模型不同區(qū)域應(yīng)力峰值的計(jì)算和分析。

2 結(jié)果與分析

2.1 股骨頸的應(yīng)力分布和最大應(yīng)力

健康研究對象和骨折內(nèi)固定術(shù)后患者股骨近端局部四面體網(wǎng)格如圖1所示。

圖1 健康研究對象(a)和骨折內(nèi)固定術(shù)后患者(b)股骨近端局部四面體網(wǎng)格

健康研究對象股骨頸外上方最大應(yīng)力是18.9 MPa，應(yīng)力集中分布在股骨頸中段。股骨頸下方的最大應(yīng)力是24.2 MPa，應(yīng)力也集中分布在股骨頸中段，如圖2所示。

圖2 健康研究對象股骨頸應(yīng)力分布情況

2.2 骨折人群股骨頸體積與周圍空心釘應(yīng)力改變的相關(guān)性

骨折人群隨著股骨頸下后方骨缺損體積的增大，股骨頸上方兩枚空心螺釘所承受的最大拉伸應(yīng)力值變大，該最大拉伸應(yīng)為出現(xiàn)于骨折斷端位置。空心釘頭部有螺紋部分與股骨頭松質(zhì)骨的最大拉伸應(yīng)力值增大，空心釘尾帽與股骨皮質(zhì)骨的最大拉伸應(yīng)力值亦增大。隨著股骨頸下后方骨缺損體積的增大，下方空心釘應(yīng)力未發(fā)生變化，但空心釘尾部退釘?shù)内厔菰谠龃?。骨折人群股骨頸上方應(yīng)力分布圖如圖3所示。

圖3 股骨頸上方應(yīng)力分布

正常情況下股骨頸應(yīng)力主要集中在股骨頭的外上象限，此處是股骨頭與髓間接觸最頻繁的位置，也是髓臼應(yīng)力直接傳導(dǎo)的位置。但隨著股骨頸下后方骨缺損體積的增大，股骨頭最大應(yīng)力范圍在向外移動，即向原來的非主要負(fù)重區(qū)移動，非主要負(fù)重區(qū)出現(xiàn)高壓強(qiáng)區(qū)。骨折人群股骨頸表方應(yīng)力所形成的高壓強(qiáng)區(qū)如圖4所示。

圖4 股骨頸下方應(yīng)力形成的高壓強(qiáng)區(qū)

根據(jù)計(jì)算所得，不同體積外上方骨缺損有限元模型不同區(qū)域應(yīng)力峰值如圖5和圖6所示，無論是何種情況，股骨頭的應(yīng)力峰值最大，股骨頸下方次之，而下方空心釘所受到的應(yīng)力峰值最低。

圖5 伴不同體積外上方骨缺損有限元模型不同區(qū)域應(yīng)力峰值(1/4 MPa)

圖6 伴不同體積外下方骨缺損有限元模型不同區(qū)域應(yīng)力峰值(1/2 MPa)

3 討論

力學(xué)因素是骨科手術(shù)治療中必須要考慮的重要因素，由于人體骨骼結(jié)構(gòu)的非線性、材質(zhì)的不均一性、受力的復(fù)雜性，再加上尸體標(biāo)本的稀少，因此體外骨骼力學(xué)實(shí)驗(yàn)很難在臨床上大面積開展，骨科醫(yī)生迫切需要力學(xué)分析工具，以模擬分析骨科手術(shù)部位的受力狀況。隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)的進(jìn)步，以及有限元分析軟件的開發(fā)，有限元法逐漸從理論衍變?yōu)榭稍趥€(gè)人電腦上進(jìn)行復(fù)雜力學(xué)分析計(jì)算的工具。從最開始的航空航天、工程設(shè)計(jì)到被越來越多的行業(yè)引入進(jìn)行力學(xué)分析，其結(jié)果的真實(shí)性和可靠性得到越來越多實(shí)體力學(xué)實(shí)驗(yàn)的證實(shí)。

由于股骨近端外形不規(guī)則及受力的復(fù)雜性，這更適合使用非線性有限元法進(jìn)行分析計(jì)算，為臨床醫(yī)生選擇手術(shù)方式、骨科材料提供參考[7-8]。而善于非線性有限元分析的軟件系統(tǒng)ABAQUS可以保證模型的準(zhǔn)確性。通過對健康人股骨近端有限元模型的構(gòu)建，發(fā)現(xiàn)股骨頸應(yīng)力集中在股骨頸的上方和下方，股骨頸下方應(yīng)力的性質(zhì)是壓縮應(yīng)力，不管是股骨頸上方承擔(dān)拉伸應(yīng)力的能力減弱，還是股骨頸下方承擔(dān)壓縮應(yīng)力的能力減弱，最終都會影響股骨頸的載重能力。且骨頭的應(yīng)力集中分布于股骨頭的外上象限，股骨頭的外上象限是股骨頭與髓臼接觸最多的區(qū)域，也是髓臼應(yīng)力向股骨傳導(dǎo)最常見的部位。因此研究認(rèn)為股骨頭的外上象限是股骨頭的主負(fù)重區(qū)，股骨頭的其他位置為非主要負(fù)重區(qū)。而將股骨頭冠狀面剖開顯示，壓力骨小梁終止于股骨頭外上方的軟骨下方，這些特點(diǎn)再次說明股骨近端結(jié)構(gòu)和功能的統(tǒng)一性。而某些因素的變化，可能會導(dǎo)致股骨頭的最大應(yīng)力和應(yīng)分布范圍發(fā)生變化，這些變化導(dǎo)致股骨近端結(jié)構(gòu)和功能之間的不匹配，導(dǎo)致系列連鎖變化。因此對這種影響力在股骨頸骨折內(nèi)固定術(shù)后患者的股骨頸上進(jìn)行驗(yàn)證，從中了解到外上方骨缺損的影響并不會作用于股骨頸的內(nèi)固定穩(wěn)定性與應(yīng)力改變。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，“上梁”骨皮質(zhì)拉伸應(yīng)力的中斷，是能夠完全替代的，即兩枚位于上方的空心拉力螺釘，之所以能夠達(dá)到這樣的替代效果，是由于股骨頸松質(zhì)骨材料和金屬空心釘具有的機(jī)械屬性。

4 結(jié)論

股骨頸下方置釘?shù)膽?yīng)力最小，在股骨頸近端骨缺損固定術(shù)中，運(yùn)用股骨頸下方置釘?shù)墓潭ǚ绞铰葆斪冃螖嗔迅怕首钚?，能形成較好的手術(shù)效果；而股骨頸下后方骨缺損體積越大，則應(yīng)力上方兩枚空心螺釘所承受的最大拉伸應(yīng)力值變大，并出現(xiàn)于骨折斷端位置，因此倒三角置釘固定方式可為骨折處提供良好的力學(xué)環(huán)境。