【作 者】姚天平，石彬，周凱華

1 上海市醫(yī)療器械檢驗研究院，上海市，201318

2 上理檢測技術(shù)（上海）有限公司，上海市，201707

3 復(fù)旦大學(xué)附屬中山醫(yī)院青浦分院，上海市，201700

0 引言

脛腓骨骨折是全身最為常見的骨折之一，約占全身長骨骨折的13.7%[1]。雖然髓內(nèi)釘仍是脛骨骨干骨折治療的金標(biāo)準(zhǔn)，但對于那些骨骺未閉合、髓腔太細(xì)的粉碎性骨折采用微創(chuàng)鋼板內(nèi)固定技術(shù)（minimally invasive plate osteoynthsis，MIPO）進行橋接固定也是不錯的選擇，可促進骨折端的愈合[2]。一項Meta分析研究顯示，髓內(nèi)釘和鋼板在延遲愈合或骨不連方面沒有統(tǒng)計學(xué)差異[3]。然而在臨床工作中仍可以見到不少脛骨骨折術(shù)后延遲愈合或骨不連，甚至是內(nèi)固定斷裂等術(shù)后并發(fā)癥，其比例可高達13%[4]。

究其原因，除了受傷或手術(shù)引起的血供問題，最大的原因還是生物力學(xué)的問題。KAFUER[5]曾提出髖部骨折中，影響骨折生物力學(xué)的五大因素：骨的質(zhì)量、骨折的形態(tài)學(xué)、骨折的復(fù)位質(zhì)量、植入物的選擇和植入物放置的位置。骨痂的形成是由骨折塊之間的毫米級的運動所誘導(dǎo)的[6]，以0.2～1.0 mm的微動距離為宜，超過2 mm則對骨折愈合會產(chǎn)生負(fù)面效應(yīng)[7]。目前臨床上常用的金屬接骨板彈性模量遠大于人骨皮質(zhì)的彈性模量（骨皮質(zhì)彈性模量為18 GPa，而鈦合金接骨板為106～155 GPa），這也是影響骨折塊間微動的主要因素之一[8]。臨床上已有醫(yī)生使用復(fù)合材料CF-PEEK代替金屬材料接骨板，在上肢非負(fù)重部位骨折固定中，取得了不錯的臨床效果，但在下肢負(fù)重長管狀骨骨折內(nèi)固定應(yīng)用方面，該材料的研究仍較少。同時脛骨沒有明確固定的張力側(cè)，國際內(nèi)固定研究學(xué)會（Arbeitsgemeinschaftfür Osteosynthesefragen，AO）并未明確提出固定脛骨骨折時放置位置，相關(guān)研究很少[9]。

本研究采用三維有限元分析法對脛骨中段粉碎性骨折進行仿真生物力學(xué)的分析，以分析和預(yù)測手術(shù)結(jié)果。本研究旨在解決以下問題：①不同材料接骨板對脛骨中段粉碎性骨折固定的生物力學(xué)差異；②接骨板放置位置對脛骨中段粉碎性骨折固定的生物力學(xué)差異；③接骨板有效工作長度對脛骨中段粉碎性骨折固定的生物力學(xué)差異。

1 材料與方法

1.1 實驗材料

實驗對象選取健康男性志愿者一名（年齡25歲，身高175 cm，體重75 kg），已簽署實驗知情同意書。

主要實驗設(shè)備為全身通用型CT檢查設(shè)備（Lightspeed 64層螺旋CT，美國GE公司）。

主要實驗軟件為：①三維重建軟件Mimics 11.0；②三維模型處理軟件Geomagie；③三維模型設(shè)計及組裝軟件Solidworks 2012；④Hypermesh軟件；⑤有限元分析軟件ANSYS 12.0。

1.2 方法

1.2.1 脛骨CT原始數(shù)據(jù)收集

健康成年男性志愿者一名，通過Lightspeed64層螺旋CT進行脛骨全長掃描。

1.2.2 脛骨全長三維模型初步重建

獲取志愿者脛骨DICOM格式數(shù)據(jù)，采用三維重建軟件Mimics 11.00進行模型重建。

1.2.3 脛骨三維模型平滑處理

將重建好的脛骨模型以STL 格式導(dǎo)入Geomagic軟件，進行修復(fù)光順、填補孔洞等操作，逆向處理，以iges或stp格式導(dǎo)出。

1.2.4 脛骨中段粉碎性骨折有限元模型的建立

將逆向的模型輸入Hypermesh中劃分三維四面體網(wǎng)格。按文獻方法去除1 cm骨塊[10]，模擬長管狀骨中段粉碎性骨折。

1.2.5 脛骨中段粉碎性骨折三維模型建立

利用Solidwords導(dǎo)入脛骨中段粉碎性骨折模型。設(shè)計8孔和10孔固定方式，不同工作長度的接骨板位于脛骨的內(nèi)側(cè)和外側(cè)，于相應(yīng)脛骨骨質(zhì)處挖出螺釘直徑的空洞，置入相應(yīng)鎖釘及接骨板。鎖釘固定雙層皮質(zhì)，鎖釘釘尾稍微高出對側(cè)皮質(zhì)骨一點，共建立12組模型，詳見表1，其中4組見圖1。

表1 脛骨中段骨折有限元計算模型分類Tab.1 Classification of finite element calculation models for middle tibial fractures

圖1 脛骨骨折幾何裝配模型Fig.1 Geometric assembly model of tibial fracture

1.2.6 脛骨中段粉碎性骨折有限元力學(xué)分析

將12組模型導(dǎo)入ANSYS有限元分析軟件中，接骨板的材料依次選擇為不銹鋼、鈦合金和CF50，螺釘?shù)牟馁|(zhì)由于CF-PEEK材料不透X線，臨床上固定時仍采用鈦合金金屬螺釘。不同材料接骨板和骨的材料特性，如表2所示。

表2 脛骨中段骨折中不同接骨板和骨的材料特性Tab.2 Material properties of different plates and bones for middle tibial fractures

1.2.7 分析及接觸設(shè)置

創(chuàng)建一個“Static General”分析步驟，對脛骨模型進行分析，松質(zhì)骨附著生長在皮質(zhì)骨上，兩者“綁定”約束；鎖定釘和接骨板螺孔、鎖定釘自攻螺紋都“綁定”約束。其余接觸關(guān)系，如接骨板外表面與皮質(zhì)骨外表面等由通用接觸實現(xiàn)。

1.2.8 加載方式與邊界條件

對上述建立好的有限元模型，以脛骨近端為加載點，施加軸向壓縮載荷，載荷方向沿脛骨干長軸方向，約束脛骨遠端。因75 kg成年人行走時，膝關(guān)節(jié)承受人體約85.6%的質(zhì)量，所以施加載荷大小為200 N（部分負(fù)重行走）和700 N（完全負(fù)重行走）（見圖2）。

圖2 有限元模型中載荷及邊界條件Fig.2 Loading and boundary conditions in FEM model

1.2.9 有限元分析

在ANSYS 軟件中，對脛骨接骨板內(nèi)固定系統(tǒng)進行軸向壓縮200 N和700 N加載，并進行計算，得出接骨板應(yīng)力分布和骨折端移位情況，同時計算骨折端應(yīng)變來評估骨折端微動。相關(guān)研究報道顯示，骨折端應(yīng)力在7%～33%范圍是比較理想的，能促進骨痂形成[11]。通過將DL1和DL2分別定義為脛骨內(nèi)側(cè)位移和脛骨外側(cè)位移，骨折端的應(yīng)變εIF為的平均值見式(1)。L代表斷裂間隙的寬度。應(yīng)力遮擋率η見式(2)[12]。σ1是固定時骨應(yīng)力，σ2是未固定時骨應(yīng)力（見圖3）。圖3中A點為接骨板對側(cè)骨折端，B點為接骨板下方的骨折端，C點為脛骨中軸線。

圖3 脛骨骨折端不同位置測量點的圖示均為近端骨折最遠端Fig.3 The measurement points at different positions of the tibial fracture end are the most distal part of the proximal fracture

2 結(jié)果

2.1 接骨板應(yīng)力

在200 N和700 N兩種行走模式對應(yīng)的軸向壓縮載荷條件下，接骨板有限元應(yīng)力計算結(jié)果（見圖4）均未超過各接骨板自身材質(zhì)參數(shù)最大可承受的應(yīng)力。

圖4 200 N和700 N軸向壓縮載荷下接骨板最大應(yīng)力結(jié)果Fig.4 The maximum stress results of the plate under 200 N and 700 N axial compression load

各接骨板受到應(yīng)力最大值均位于骨折端，其中具有代表性的有限元計算結(jié)果，200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下的應(yīng)力分布如圖5所示。200 N部分負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)內(nèi)側(cè)10孔接骨板為12組模型中應(yīng)力最大，數(shù)值為125 MPa。700 N完全負(fù)重行走模式下，不銹鋼材質(zhì)內(nèi)側(cè)10孔接骨板為12組模型中應(yīng)力最大，數(shù)值為411.6 MPa。

圖5 200 N和700 N軸向壓縮載荷下接骨板應(yīng)力Fig.5 The stress diagram of the plate under 200 N and 700 N axial compression load

2.2 骨折端位移

在200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下的應(yīng)力分布如圖6所示。200 N部分負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)外側(cè)10孔接骨板為12組模型中位移最大，數(shù)值為0.8 mm。700 N完全負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)外側(cè)10孔接骨板為12組模型中位移最大，數(shù)值為1.66 mm。最大位移結(jié)果呈現(xiàn)明顯規(guī)律性，CF50接骨板的骨折端微動最大，而不銹鋼接骨板的骨折端微動最小。外側(cè)置板的骨折端微動大于內(nèi)側(cè)置板的骨折端微動，并且接骨板工作長度越大，骨折端的微動越大。

圖6 200 N和700 N軸向壓縮載荷下接骨板最大位移結(jié)果Fig.6 The maximum displacement results of the plate under 200 N and 700 N axial compression load

2.3 骨折端應(yīng)力

在200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下骨折端最大應(yīng)力結(jié)果，如圖7所示。200 N部分負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)外側(cè)10孔骨折端為12組模型中應(yīng)力最大，數(shù)值為9.1 MPa。700 N完全負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)外側(cè)10孔骨折端為12組模型中應(yīng)力最大，數(shù)值為19.2 MPa。其中，CF50材質(zhì)接骨板的骨折端的應(yīng)力最大，不銹鋼材質(zhì)接骨板的骨折端應(yīng)力最小。除700 N完全負(fù)重行走模式下CF50材質(zhì)8孔接骨板和鈦合金材質(zhì)10孔接骨板內(nèi)側(cè)置板4組模型的骨折端應(yīng)力大于外側(cè)置板。其余8組模型，外側(cè)置板的骨折端應(yīng)力大于內(nèi)側(cè)置板，并且骨折端的應(yīng)力隨著接骨板的工作長度的增加而增加。

圖7 200 N和700 N軸向壓縮載荷下骨折端最大應(yīng)力結(jié)果Fig.7 The maximum stress results of the fracture end under 200 N and 700 N axial compression load

2.4 接骨板下方骨皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率

在200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下的最大位移結(jié)果如圖8所示，其中，CF50材質(zhì)接骨板的板下皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率最小，不銹鋼材質(zhì)接骨板的板下皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率最大。并且，除700 N完全負(fù)重行走模式下鈦合金材質(zhì)8孔接骨板內(nèi)側(cè)固定時板下應(yīng)力遮擋率小于外側(cè)固定，其余10組模型接骨板內(nèi)側(cè)置板時板下皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率均大于外側(cè)置板。不銹鋼材質(zhì)和鈦合金材質(zhì)接骨板均內(nèi)側(cè)固定時，工作長度越大，接骨板板下皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率越大，其余模型組別板下的皮質(zhì)應(yīng)力遮擋率隨著接骨板工作長度增加而減小。

圖8 200 N和 700 N軸向壓縮載荷下遮擋率結(jié)果Fig.8 The occlusion rate results of the plate under 200 N and 700 N axial compression load

3 討論

研究表明，骨折愈合需要生物學(xué)因素和局部力學(xué)環(huán)境的協(xié)同作用[13]，固定太強或太弱，都會導(dǎo)致骨折無法愈合。本研究的目的是幫助了解脛骨中段粉碎性骨折時不同材料、放置位置、有效工作距離對骨折端以及板下皮質(zhì)應(yīng)力遮擋情況，選擇最佳內(nèi)固定方式。通過研究，在200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下，CF50材質(zhì)接骨板在治療脛骨中段粉碎性骨折時，接骨板上受到的最大應(yīng)力遠小于接骨板材料自身特性抗拉強度，所以CF50材質(zhì)接骨板與不銹鋼材質(zhì)接骨板、鈦合金材質(zhì)接骨板，從力學(xué)性能上分析可以同樣安全可靠地治療脛骨中段粉碎性骨折。

CF-PEEK是在傳統(tǒng)PEEK材料的基礎(chǔ)上改進而來的，具有更好的生物力學(xué)性能。由于CF50接骨板的彈性模量遠小于不銹鋼或鈦合金的，所以CF50接骨板在軸向壓縮載荷下斷口的位移在可接受的范圍內(nèi)，而斷口在軸向的位移比不銹鋼或鈦合金的更理想，刺激骨痂的形成。CF50在固定下肢粉碎性骨折時，骨板下的正常骨組織也會受到相應(yīng)的應(yīng)力，最大限度地降低應(yīng)力遮擋作用，從而減少鋼板取出后的并發(fā)癥。

下面討論接骨板放置在內(nèi)側(cè)還是外側(cè)的問題。盡管SHON和PARK[14]報道了內(nèi)側(cè)和外側(cè)MIPO技術(shù)治療脛骨中遠端骨折都能產(chǎn)生相似良好的臨床和影像學(xué)結(jié)果。從骨折局部的力學(xué)環(huán)境來看，骨折后在脛骨的前內(nèi)側(cè)存在著張應(yīng)力，臨床上推薦將鋼板置于張力側(cè)，原來的張力通過鋼板螺釘?shù)淖饔棉D(zhuǎn)變?yōu)榱斯钦蹟喽碎g的壓力，利于骨折愈合[15]。由于脛骨內(nèi)側(cè)軟組織較薄，一旦出現(xiàn)相關(guān)并發(fā)癥，極易出現(xiàn)皮膚壞死，所以一些學(xué)者建議將鋼板置于前外側(cè)肌肉下[16]。CAO等[17]的有限元研究顯示脛骨內(nèi)側(cè)植入鋼板的峰值應(yīng)力高于脛骨外側(cè)植入鋼板的峰值應(yīng)力。我們的研究顯示在應(yīng)用10孔鋼板時，鋼板上應(yīng)力結(jié)果與CAO的結(jié)果一致。但當(dāng)使用8孔鋼板時，外側(cè)接骨板受到的應(yīng)力大于內(nèi)側(cè)接骨板。這提示我們外側(cè)固定時需使用長鋼板，少螺釘。

當(dāng)使用橋接接骨板治療粉碎性骨折時，接骨板的有效工作長度對骨折端微動的影響與之前幾項臨床研究結(jié)果一致，這些研究得出結(jié)論是，使用相對較長的鋼板是降低固定失敗風(fēng)險的重要技術(shù)因素[18]。

本研究還存在一些不足。首先，研究中只考慮了一種類型的脛骨粉碎性骨折，沒有將腓骨的完整性納入。其次，只采用了一種力學(xué)形式即軸向壓力。再次，關(guān)注點是接骨板本身，對螺釘?shù)募?xì)節(jié)處理，如鎖定時的微動等未予以考慮。

4 結(jié)論

本工作創(chuàng)新點包括：①率先研究了CF50材料在下肢負(fù)重長管狀骨骨折中的應(yīng)用；②針對存在爭議的接骨板放置位置提出了一種分析方法和結(jié)論。從有限元分析角度分析，CF50材料比金屬材料更為理想，通過有限元分別計算200 N部分負(fù)重行走模式和700 N完全負(fù)重行走模式下接骨板受到的應(yīng)力，未超過CF50材料自身抗拉強度數(shù)值，其力學(xué)性能達到了使用要求，可以安全使用?；谂R床考慮，與不銹鋼和鈦合金鋼板相比，CF50材質(zhì)鋼板固定的骨折具有最理想的骨折部位微動、促進骨痂形成和骨折愈合。減少了鋼板下皮質(zhì)骨的應(yīng)力遮擋，減少了鋼板取出后的再骨折，這種材料值得我們進一步研究。在治療脛骨中段粉碎性骨折時，脛骨外側(cè)置板和使用工作長度相對較長的接骨板在骨折端微動、應(yīng)力以及皮質(zhì)的應(yīng)力遮擋率方面是有優(yōu)勢的。