应用交叉点改进后的股骨近端仿生髓内钉治疗股骨转子间骨折的有限元分析

王忠正 朱燕宾 程晓东 李泳龙 杨振邦 王宇钏 田华 张奇 陈伟 张英泽

股骨转子间骨折，作为一种与骨质疏松密切相关的骨折，常发生在老年人群中，约占全身骨折的 3.4%，2050 年预计全球将达到 460 万例[1]。据文献报道，老年股骨转子间骨折患者 1 个月与 1 年的病死率分别为 7.7%～16.1% 和 11.0%～31.7%[2-3]。目前，闭合复位髓内钉固定已成为治疗股骨转子间骨折的常用手术策略，尽早进行手术干预可显著降低股骨转子间骨折患者的病死率和致残率[4]。针对传统髓内钉自身结构缺陷和内固定失败率较高的问题[5-6]，张英泽院士原创性研发了更加符合人体力学传导特性的股骨近端仿生髓内钉 ( proximal femur bionic nail，PFBN )，显著提高固定强度并发挥防旋作用，在临床中被广泛应用[7-9]。

课题组在对 347 例接受 PFBN 治疗的股骨转子间骨折患者随访中，发现 1 例 ( 0.3% ) 内固定断裂的病例，断裂发生在 PFBN 近端压力螺钉 ( 斜钉 ) 与张力螺钉 ( 锁定横钉 ) 的交叉部位 ( 图1 )。通过对该病例的详细研究分析，课题组认为除患者自身骨质疏松、负重过早原因外，斜钉中间带有通横钉的孔道，以及负重时 PFBN 近端两螺钉交叉接触部位发生应力集中是导致内固定断裂的主要原因。因此，课题组假设将 PFBN 近端斜钉与锁定横钉的交叉点向股骨头方向 ( 内上方 ) 移动，减小内侧混合三角的大小，可能会减小交叉点承受的负载，从而避免该部位发生应力集中导致内固定断裂。并根据股骨近端解剖结构及股骨头颈大小，设计了将锁定横钉与主钉夹角增大 10° 和水平向上移动锁定横钉 8 mm 两种交叉点前移方案 ( 图2 )。

图1 患者，女，69 岁，右侧股骨转子间骨折，接受 PFBN 固定后 2 个月发生内固定断裂 a：术前髋关节正位 X 线片；b：术后1 周髋关节正位 X 线片；c：术后 2 个月髋关节 X 线片Fig.1 A 69-year-old female patient with right intertrochanteric fracture, internal fixation rupture occurred 2 months after PFBN fixation a: Preoperative AP X-ray film of the hip; b: AP X-ray film of the hip 1 week after surgery; c: X-ray of the hip 2 months after surgery

图2 交叉点改进前后的 PFBN 结构图a、b：交叉点改进前 PFBN，左侧三角由股骨头骨软骨、斜钉和锁定横钉构成定义为混合三角，右侧三角是由斜钉、锁定横钉和主钉构成定义为金属三角，圆点即为交叉点；c：锁定横钉与主钉夹角增大 10° 后的 PFBN；d：锁定横钉水平上移 8 mm 后的 PFBN图3 建立三维股骨模型 a：三维曲面模型；b：实体化模型图4 装配三种 PFBN 后的股骨转子间骨折模型 a：采用模型 A 进行装配；b：采用模型 B 进行装配；c：采用模型 C 进行装配Fig.2 PFBN structure before and after crossing point improvement a - b: Cross points were improved before PFBN. The left triangle was defined as a mixed triangle composed of femoral head cartilage, diagonal nails and locking cross nails, while the right triangle was defined as a metal triangle composed of diagonal nails, locking cross nails and main nails, and the round points were the crossing points; c: Lock the PFBN when the angle between the transverse nail and the main nail increased by 10°; d: Lock the PFBN after the horizontal nail was moved up by 8 mmFig.3 Three-dimensional femur model was established a: 3D surface model; b: Materialization modelFig.4 Intertrochanteric fracture model of the femur after assembling three PFBNS a: Model A is used for assembly; b: Use model B for assembly;c: Assembly using model C

为验证上述假设，课题组采用三维有限元建模方法，重建一组完整近端股骨并模拟 Evans Ⅰ 型股骨转子间骨折，分别使用交叉点改进前、后 PFBN固定骨折模型，对比分析不同固定方式下股骨模型及内固定物的力学稳定性及应力分布情况，旨在为股骨转子间骨折的临床手术与康复方案的选择提供实验基础。

材料与方法

一、一般资料

招募 1 名年龄 37 岁、身高 176 cm、体重 70 kg的健康成年男性志愿者。接受双能 X 线片及骨密度检查排除下肢畸形、骨质疏松及其它骨骼疾病。本研究已经通过本中心伦理委员会审批 ( 伦理号：2021-059-1 )，并获得该志愿者的知情同意。

二、实验方法

1. 数据采集与三维模型建立：对该健康志愿者进行股骨全长薄层 CT 扫描 ( SIEMENS / SOMATOM，德国 )，扫描层厚为 0.625 mm，共获取 CT 扫描数据 926 层，所有原始数据均以 DICOM 格式进行储存。将股骨 CT 扫描数据导入 Mimics 20.0 软件( Materialise Company，Leuven，比利时 )，通过阈值分析，选择合适的阈值进行阈值分割，将股骨皮质和松质分别选取增长、三维重建并对模型做光顺曲面处理，构建股骨几何模型。利用 Geomagic Studio 13.0 软件 ( Geomagic Company，美国 ) 对股骨模型进行优化处理，包括降噪处理、网格化、实体化、去除突起、重建 NURBS 曲面，提高模拟的仿真精度，优化后的模型以 Step 文件格式导出 ( 图3 )。

2. 建立内固定模型：模型 A：PFBN，外形参数由器械商提供。其主钉采用近端直径为 16 mm 标准主钉，斜钉直径为 10 mm，锁定横钉直径 7 mm( 图2b )。模型 B：在模型 A 的基础上，将 PFBN 锁定横钉与主钉成角增大 10° ( 图2c )。模型 C：在模型 A 的基础上，将 PFBN 锁定横钉向上平移 8 mm( 图2d )。

3. 建立股骨转子间骨折模型并装配内固定：将储存的股骨皮质骨和松质骨模型导入 UG NX 12.0软件 ( Siemens Product Lifecycle Management Software Inc，美国 )，按照标准手术程序进行装配，调整PFBN 位置并在软件中对股骨颈基底部进行切割，根据 Evans 分型制作 Evans Ⅰ 型转子间骨折线。将三种不同固定物分别与股骨皮质和松质进行布尔运算，完成装配工作 ( 图4 )，整个装配过程在有手术经验的医师指导下完成。

三、有限元分析

1. 网格划分：将装配好的模型导入 Hypermesh 14.0 ( Altair 公司，美国 ) 软件，分别对皮质骨、松质骨和三种 PFBN 内固定物进行体网格划分，体网格均采用四面体网格单元，经验证该模型是科学有效的[2]，网格参数详见表1。

表1 模型网格参数表Tab.1 Model grid parameter table

2. 材料属性：假设皮质骨、松质骨和改进前后的 PFBN 均为连续、各向同性、均匀的线弹性材料。计算中用到的材料属性参考相关文献[10-11]( 表2 )。

表2 模型材料参数表Tab.2 Model material parameter table

3. 接触关系与边界条件：根据文献研究报道，将股骨隧道表面与假体接触面设定为面面滑动接触，摩擦系数为 0.30，金属与金属滑动摩擦系数为0.23，骨折断端间摩擦系数为 0.46[12-13]，其它接触关系设定为绑定关系。为了便于计算将股骨远端完全固定，在股骨头负重区模拟 3 倍体重载荷，施加2100 N 来模拟外界载荷环境[14-15]，设定股骨机械力线方向为载荷方向。

四、主要观察指标

在 Abaqus 6.14 软件中进行力学仿真运算，主要观察不同固定方式下内固定物的最大米塞斯应力、整体位移和骨折断端间隙最大间隙位移。

结 果

一、各组内固定物及固定后股骨模型应力分布

当应力载荷达到 2100 N 最大值时，三种固定方式应力都集中在内固定物上，内固定物应力明显大于股骨自身应力，出现明显的应力遮挡现象。股骨上的最大应力主要分布在股骨干内侧皮质与远端钉固定交界处 ( 图5 )，内固定物上的最大应力主要分布在斜钉与主钉交叉点处 ( 图6 )。模型 A 股骨最大应力 36.64 MPa，内固定物最大应力 161.90 MPa。模型 B 股骨最大应力 39.05 MPa，内固定物最大应力174.40 MPa。模型 C 股骨最大应力 37.32 MPa，内固定物最大应力 225.90 MPa ( 表3 )。

表3 模型网格参数表Tab.3 Model grid parameter table

图5 三种 PFBN 固定方式股骨模型的应力分布Fig.5 Stress distributions of femur models with three PFBN fixation methods

图6 三种 PFBN 模型的应力分布Fig.6 Stress distributions of three PFBN models

二、斜钉应力分布

模型 B 和模型 C 的斜钉应力都小于模型 A 的斜钉应力，说明增大锁定螺钉与主钉的夹角或向上平移锁定螺钉都可以减小斜钉最大应力 ( 图7 )。模型 A斜钉最大应力为 92.18 MPa，模型 B 斜钉最大应力为80.27 MPa，模型 C 斜钉最大应力为 68.52 MPa ( 表3 )。

图7 三种 PFBN 固定模型中斜钉的应力分布Fig.7 Stress distributions of skew nails by three PFBN fixing models

三、各组内固定物整体位移

总体来说，改变近端固定方式对整体股骨位移没有明显影响 ( 图8 )，模型 A 最大位移为 10.05 mm，模型 B 最大位移为 10.05 mm，模型 C 最大位移为10.06 mm ( 表3 )。

图8 三种 PFBN 固定模型股骨整体最大位移Fig.8 Maximum displacement of the femur by three PFBN fixing models

四、各组内固定物骨折断端间隙位移

改变近端交叉点位置对整体股骨转子间骨折断端没有明显影响，模型 A 最大间隙为 0.10 mm，模型 B 最大间隙为 0.11 mm，模型 C 最大间隙为0.13 mm ( 表3 )。

讨 论

针对传统内固定术后内固定松动、断裂、切割和退出等并发症，张英泽院士团队对股骨近端解剖结构深入研究，原创性提出“三角支撑固定理论”并研发出符合国人解剖结构的新型 PFBN，有效降低了内固定失败发生率[7,8,16]。为进一步优化 PFBN 力学结构、提高固定稳定性，课题组设计了两种改进方案，调整压力螺钉与张力螺钉交叉点位置，以期降低交叉点负荷、避免发生应力集中，并分别对三种内固定方式进行了三维有限元分析。研究结果显示在 3 倍体重载荷下，与改进前 PFBN ( 模型 A ) 相比，增加锁定横钉与主钉成角方案 ( 模型 B ) 使斜钉最大应力减小 12.9%，但使主钉穿插斜钉通孔外侧壁最大应力增加 7.7%；而锁定横钉向上平移方案( 模型 C ) 使斜钉最大应力减小 25.7%，但使主钉穿插斜钉通孔外侧壁最大应力增加 39.5%；在内固定物整体位移和骨折断端间隙位移方面无明显改变。因此，笔者认为增大锁定横钉与主钉夹角角度为最优改进方案，既有效减小了交叉点应力，又不会显著增加主钉与斜钉接触部位的应力。

既往研究表明，传统股骨近端防旋髓内钉( proximal femoral nail anti-rotation，PFNA ) 主钉与螺旋刀片结合部位是其薄弱点，是主要的应力集中区和导致内固定断裂的主要原因[17]。与传统 PFNA 相比，PFBN 的创新之处在于它由斜钉、锁定横钉和主钉组成一个双三角形稳定结构。锁定横钉、斜钉和股骨头软骨下骨构成混合三角，增加抵抗股骨头在三维空间旋转的强度，并稳定地将负载转移到斜钉与锁定横钉的交界处。斜钉、锁定横钉与主钉构成一个金属三角，与近端骨折块形成稳定力学关系，符合股骨近端解剖结构和载荷传导特性[18-19]。PFBN主钉和斜钉共同支撑锁定横钉，形成双枢轴固定，缩短了杠杆的力臂，同时能够分散斜钉与主钉接触点的应力，增加外侧壁的稳定性，避免斜钉与主钉接触部位发生断裂[20]。

课题组在临床中发现 1 例 PFBN 在近端斜钉与锁定横钉交叉点处发生断裂，于是设计了增大锁定横钉与主钉夹角和水平向上移动锁定横钉两种改进型PFBN，改进后交叉点向股骨头方向 ( 内上方 ) 移动，拟通过缩短混合三角中锁定横钉的力臂，减少转移到交叉点的负载来避免发生应力集中和内固定断裂。课题组通过有限元分析对三种内固定模型进行分析，结果发现：改进后 PFBN 斜钉与锁定横钉交叉点的最大应力明显减小 ( 模型 B 减小了 11.91 MPa，模型 C 减小了 23.66 MPa )，而斜钉与主钉交叉点最大应力明显增加 ( 模型 B 增加了 12.54 MPa，模型 C增加了 64.00 MPa )。模型 C 交叉点应力显著降低( 降低 25.7% )，但却大大增加斜钉与主钉外侧壁应力( 增加 39.5% )，增大了斜钉与主钉接触部位断裂的风险。模型 B 使斜钉最大应力减小 12.9%，仅使斜钉与主钉通孔外侧壁接触点最大应力增加 7.7%。课题组认为斜钉与主钉交叉点应力增加不明显的一个原因是股骨为内固定物分担部分整体应力，另一个原因是锁定横钉为斜钉分担了部分应力。此外，与交叉点改进之前相比，改进后的 PFBN 在内固定整体位移和骨折断端间隙位移方面无明显的变化。由此，笔者认为模型 B 具有更合理的受力结构，可以明显改善应力分布，其改进设计符合股骨近端的生物力学结构和特点。

骨质与内固定最高效的结合、生物力学稳定性高、最大程度恢复股骨转子间解剖结构是手术成功的保障[21]。本研究结果表明增加锁定横钉与主钉夹角，不仅能够使锁定横钉在置入股骨颈后更靠近股骨矩，可为内侧壁提供更有效的支撑，同时可以在一定程度上分散斜钉与主钉接触点的应力，对稳定外侧壁结构具有一定作用[22-23]。此外，倾斜后的锁定横钉，不仅能够支撑近端股骨头颈部位骨折块，还可以继续发挥抗内翻和旋转的作用，具有更好的生物力学效果。改进后的 PFBN 将会有效降低内固定断裂的风险，对改善股骨转子间骨折的预后可能具有重要的意义，但需要更多的实验数据和临床病例来支撑和验证。

本研究也存在一定的局限性。首先，假设皮质骨、松质骨和内固定物是连续、各向同性、均匀的线弹性材料，并且仅对骨与内固定物进行分析，而未考虑髋关节周围其它组织结构。因此，并非完全模拟生理条件。其次，不同类型股骨转子间骨折均有其自身特点，笔者仅对 Evans Ⅰ 型股骨转子间骨折模型进行有限元分析，可能会导致结果的偏差，需在未来研究中对其它类型骨折模型进行验证。此外，单元划分、节点选择、载荷和边界条件是人为界定的，并不能与实验条件完全一致。

综上所述，增大 PFBN 近端锁定横钉与主钉夹角，既可显著改善交叉点接触部位的应力分布，又不会造成斜钉与主钉接触点应力明显增加，有利于恢复股骨近端正常的生物力学特性，降低内固定失败及相关并发症发生率。