基于人體股骨CT數據,結合股骨骨折不同階段的結構特征,建立了鎖定加壓接骨板(LCP)固定股骨中部骨折的醫學裝配模型,運用三維有限元分析(3D-FEA)方法,選擇一倍體重(70 kg)生理載荷和約束條件,計算分析鎖定加壓接骨板固定股骨骨折在不同愈合階段時股骨及LCP中的應力分布。結果表明,在骨折部位未發生愈合階段與軟組織形成階段,股骨及LCP中應力分布相近,股骨內最大應力值(371.23、272.76 MPa)遠高于自然股骨,且應力主要分布于骨折處以上部位股骨;在骨痂形成階段,部分股骨內應力向下轉移,最大應力值(68.17 MPa)較前兩階段明顯降低且低于正常骨的極限強度,安排適當的康復訓練有利于新骨生長和患者康復。
引用本文： 何勤理, 姜薇, 羅教明. 鎖定加壓接骨板固定股骨骨干骨折生物力學特征的三維有限元分析. 生物醫學工程學雜志, 2014, 31(4): 777-781,792. doi: 10.7507/1001-5515.20140145 復制
引言
應用鎖定加壓接骨板(locking compression plate，LCP)對骨折部位，特別是長骨骨折部位進行固定治療是目前臨床應用較為廣泛的骨折治療手段之一。工作環境下LCP及股骨內的力學特征數據是LCP研究、開發設計、手術及術后的康復訓練重要基礎。
目前，對LCP的力學特征研究方法主要分為離體測量分析和理論分析兩種。有學者做了大量的離體測量實驗[1-2]，但是由于標本個體差異、設備條件、實驗者技術水平等諸多因素的影響，限制了實驗結果的精度[3]。隨著有限元分析方法(finite element analysis，FEA)和計算機技術的不斷發展與改進，應用計算機數據模擬技術，可以獲得較準確的內固定物及其周圍骨在載荷條件下的力學特征。
本文基于人體股骨計算機斷層掃描(computed tomography，CT)數據，以及LCP(8孔)和鎖定螺釘的典型零件尺寸，建立了應用LCP內固定系統治療股骨干橫斷型骨折的骨折治療模型。在骨折治療的不同時期，即骨折部位未發生愈合階段、骨愈合的軟組織形成階段及骨痂長出階段，分別采用三維有限元分析(three-dimensional FEA，3D-FEA)，研究各時期骨折治療模型在載荷作用下，LCP內固定系統及股骨內的力學特征。同時深入研究了各階段的骨折治療模型在本文載荷條件下能承受的安全載荷作用力，為該類鎖定加壓接骨板的設計、改進和臨床應用提供相關力學數據。
1 材料與方法
1.1 模型的建立
選取健康男性志愿者(23歲，身高170 cm，體重約70 kg)的股骨螺旋CT掃描數據建立股骨模型[4]。CT數據為德國西門子公司的Somatom 4 Plus，掃描層厚為1.0 mm，共掃描股骨斷層758層，總長為758 mm。采用Efilm軟件對CT斷層進行圖像識別和區域分割，提取出右側股骨邊緣輪廓數據并輸入Pro/Engineering軟件以生成精確的股骨實體模型，如圖 1(a)所示，其全長450 mm (以股骨頭最高點平面至內側髁最底部平面的距離計算)，股骨骨干自然彎曲率為0.015~0.200，頸干角為130°，前傾角為12°。該模型中，骨折面與水平面成12°角，骨折端之間距離為1.5 mm，如圖 1(b)所示，骨折面距股骨頭最高點平面282 mm，接骨板系統選用6枚鎖定螺釘。根據解剖生理學要求，生成鎖定加壓接骨板的模型，裝配完成后導入ANSYS軟件進行三維有限元分析，如圖 1(c)所示。為方便描述，本文將骨折部位未發生愈合階段的模型簡稱為F12模型，將骨愈合的軟組織形成階段的模型簡稱為S12模型，將骨痂長出階段的模型簡稱為C12模型。同時，本實驗設置正常股骨模型作為對照模型。
圖1
股骨骨干LCP醫學裝配、約束條件及軟組織形成區域示意圖
(a)股骨計算機輔助設計(computer aided design,CAD)模型；(b)醫學裝配及約束示意圖；(c)軟組織形成區域示意圖
Figure1. The medical assembly,the constraints condition and the soft tissue region(a) computer aided design (CAD) model of femur; (b) the medical assembly of femur LCP and the constraints condition; (c) the soft tissue region
本文采用的接骨板系統各部分制作材料均為Ti-6Al-4V(TC4)。其中LCP和鎖定螺釘的主要結構如圖 2(a)所示，接骨板孔數為8，總長度為160 mm，厚度為5.4 mm，正面和背面的寬度分別為18 mm和17 mm，孔間距為18 mm，帶螺紋孔和普通孔的直徑分別為8.4 mm (正面)、6 mm (背面)和8 mm (正面)、5.6 mm (背面)；鎖定螺釘的長度為35 mm，直徑為5 mm，螺帽部螺距為1 mm，桿部螺距為2 mm，螺紋深度為0.4 mm，螺帽直徑為8.4 mm，螺帽高度為5.2 mm。鎖定螺釘的最大特征在于螺帽處的螺紋與LCP螺紋孔中的螺紋完全匹配，螺釘旋緊后，螺釘和接骨板渾為一體，成為內支架。基于鎖定螺釘的零件尺寸，對螺釘進行適當的簡化，即將螺釘的桿部簡化為直徑5 mm的圓柱體，如圖 2(b)所示。
圖2
LCP及鎖定螺釘的CAD模型
(a)LCP的CAD模型；(b)鎖定螺釘的CAD簡化模型
Figure2. CAD model of the LCP system(a) CAD model of LCP; (b) simplified CAD model of head locking screw
1.2 有限元模型及約束條件
人體單腳占立時，股骨作為生理加載支撐，加載力F應位于股骨踝支撐面內，才能達到力學平衡與穩定，LCP骨折內固定復位后，生理加載力F應具有相同的情況[5]，如圖 1所示，本文取加載力矢量所在直線穿過股骨踝面中心。為方便模型加載，本文在股骨頭頂部作一垂直于股骨受力軸線的切面，切面面積為344.129 mm2。選用志愿者一倍重力(700 N)作為加載力，方向與體力線重合向下。同時，對股骨髁面進行全位移約束。在此載荷下，股骨和鎖定加壓板系統產生的應變較小，可近似視為線彈性小應變。因此，模型中所涉及的各部件均視為連續均勻的各向同性線彈性材料[6]，其各部分材料屬性[7-8]如表 1所示。
表1
模型中各部分材料的力學參數
Table1.
Material properties for the finite element model
在模擬計算中，模型的各個部分均采用三維10節點四面體實體單元solid187劃分網格，并在骨折部位細化網格。在實際術后過程中，各個部件都是緊密結合在一起不會發生相對位移的，因此，各個部件的接觸面均采用粘結約束。網格劃分完成后，模型的單元總數約為90萬，節點數約為140萬，具有較好的計算精度。
1.3 安全載荷分析
為了獲得各個模型的安全載荷作用力，本文分別加載不同載荷于各個模型，F12模型：500、350、300、250、200、150、100、70 N；S12模型：500、400、300、200 N；C12模型：1 400、2 100、2 800 N。
2 結果
在700 N載荷作用下，對照模型內最大應力值為38.48 MPa，位于股骨距區，該值遠低于皮質骨的極限強度。股骨外側為張應力側，股骨內側為壓應力側。本文分析載荷下對照模型的力學部分情況時，主要研究接骨板系統周圍的骨干段。圖 3為182 mm骨干段內的平均等效應力von Miese 分布云圖。該骨段中，平均等效應力值范圍為0.04~19.76 MPa，應力集中于骨干后側的縱脊(粗線)上。
圖3
作為對照組的股骨干段應力分布云圖
Figure3.
Von Miese stress distribution in part of control femur shaft
圖 4給出了在700 N載荷作用下，股骨骨折治療中F12模型、S12模型及C12模型的股骨和LCP中的應力分布云圖。在F12模型中，股骨內的最大等效應力值為371.23 MPa，出現在股骨內側髓腔與第一枚鎖定螺釘釘桿的接觸界面，該值超過了皮質骨的極限強度(240.32 MPa)，股骨內應力主要集中在股骨髓腔與第一、二、三枚螺釘的接觸面。LCP中應力集中現象主要出現在第三、四螺紋孔之間區域、第五與第六螺紋孔之間區域，以及第三、四枚鎖定螺釘的螺帽與接骨板螺紋孔接觸面附近，最大值為1 792.10 MPa。在S12模型中，骨內最大等效應力值為272.76 MPa，出現在股骨內側髓腔與第二枚鎖定螺釘釘桿的接觸面，股骨內應力主要集中在股骨髓腔與第一、二、三枚螺釘的接觸面，以及股骨外側(LCP固定側)與接骨板的接觸面。LCP中應力集中現象主要出現在第三與第四枚螺紋孔之間區域、第五與第六枚螺紋孔之間區域，以及第三、四枚顆鎖定螺釘的螺帽與接骨板螺紋孔接觸面附近，最大應力值為1 554.40 MPa。在C12模型中，骨內最大應力值為68.17 MPa，出現在股骨外側與第一枚鎖定螺釘接觸界面、應力分布于骨干外側與第二枚鎖定螺釘接觸面以上部分及骨干外側與第六枚鎖定螺釘接觸面附近。LCP中應力集中現象主要出現在LCP正面右側第二~六復合孔之間區域，最大應力值為203.05 MPa，位于接骨板正面第二枚螺紋孔右側與鎖定螺釘螺帽的分離界面。
圖4
三種模型骨與LCP中von Miese應力分布云圖
Figure4.
Von Miese stress distribution in the three models
與對照模型相對比，F12與S12模型中骨應力最大值明顯高出許多，且超過皮質骨的極限強度，C12模型中骨應力最大值雖然也較高，但是屬于安全范圍以內。F12、S12和C12模型在本文研究的加載方式下，不同的載荷大小與骨內及LCP中產生的最大應力呈線性變化(見圖 5)。將所產生的最大應力與各種材料的極限強度進行比較可以得出，F12和S12模型的安全載荷分別為328 N和378 N，患者在該兩個階段只能進行較輕負重的恢復訓練。C12模型的安全載荷力為2 896 N，該階段患者可以下床進行適當的康復訓練。
圖5
不同加載下三種模型各部分最大等效應力分布曲線
(a)F12和S12模型股骨； (b)F12和S12模型LCP； (c)C12模型
Figure5. Max von Miese stress in the three models under different force(a) femur of F12 and S12 model； (b) LCP of F12 and S12 model； (c) C12 model
3 討論
目前，一些學者對LCP骨折固定系統的生物力學進行了相關研究。Stoffel等[9]對在骨折端間距不同的情況下，LCP系統表現出的力學行為進行研究，認為當骨折間隙較大時，螺釘的植入位置應盡量向接骨板中部靠近。Ahmad等[10]將LCP固定于人工骨，研究骨與接骨板的間距對接骨板系統的影響，該實驗發現：當LCP與骨面距離低于2 mm時表現出與無間距情況下相同的特征，均在1 633~1 833 N的加載下失效；當LCP與骨間距超過5 mm時，系統在683 N的靜態加載下失效。也有一些學者[11]對LCP和螺釘的許多參數，例如LCP的長度、螺釘的放置位置，以及LCP系統復雜的生物力學行為等進行了研究和探討。大多數研究集中在植入固定方式以及LCP結構形態相關的研究。本文針對股骨中部骨折，對LCP固定骨愈合不同階段進行模擬計算，并采用單腳支撐時，對術后骨折區附近骨內應力進行分析，用以評估康復訓練的力學安全性，結果可為臨床康復訓練的制定提供參考。
本文基于股骨CT掃描數據建立了正常股骨的CAD精確模型，確保了模型的準確性；有限元模型的單元數與節點數都在一百萬左右，這使得計算結果達到了比較高的精度要求；加載中選擇700 N沿其體力線方向作用于關節頭面上，股骨前傾12°，股骨髁面全位移約束，這種載荷條件符合人體正常生理行為的生理載荷，約束條件也趨于合理，結果具有臨床實用價值。
近年來，隨著對骨內植物的深入研究，對其制作材料提出了許多要求，植入體材料的生物相容性和力學相容性是最重要的考慮因素[12]。其中，力學相容性包括植入體材料的剛度、韌性、抗疲勞強度和磨損性等。內植物的剛度和強度與材料的剛度和強度有很大關系，復合材料、不銹鋼、鈦合金(TC4)及純鈦均可作為LCP及螺釘的制作材料。這些材料均具有良好的生物相容性[13-15]，并且可以提供較高的剛度、強度以及較好的延展性，但內植物的形狀和空間結構對其力學相容性的影響更為重要[16-17]。本文研究所得結果可為LCP形狀和空間結構的改進提供可靠依據。
本文計算表明，F12模型與對照模型相比較，在700 N載荷作用下，F12模型股骨中出現的最大等效應力值遠高于對照模型骨干中的最大等效應力值，應力集中現象出現在髓腔與第一、二、三枚螺釘的接觸面，以及骨折部位上方股骨側與接骨板的接觸面。說明上部分斷骨中應力主要利用LCP內固定系統的內支架作用。F12模型中的最大應力出現在LCP上，這是由于鎖定螺釘與LCP組成的內固定系統在骨折部位為單側受力，并且骨折部位附近的LCP板面有復合孔存在，因此在材料結構不連接的部位產生應力集中現象。
S12模型中股骨及LCP內固定系統內的應力分布情況均與F12模型中相似，并且最大等效應力值出現的位置也相同，但由于軟組織的形成，使LCP在骨折部位的單側受力情況減弱。LCP上的最大等效應力值較F12模型減少了約13%，同時，股骨內最大等效應力值比F12模型中減少了約27%。說明在軟組織形成的骨愈合模型中，雖然軟組織彈性模量較低，但傳遞了骨折部位上方股骨內的一部分應力至骨折部位下方股骨。
C12模型中，最大等效應力仍然出現在LCP上，但出現位置與S12模型中不同，位于接骨板第二螺紋孔右側與鎖定螺釘螺帽的分離界面，該值為相同載荷下S12模型中最大應力的近1/8。其整體及骨內最大等效應力大幅降低說明隨著骨折部位處材料的彈性模量增加，雖然LCP內固定系統組成的內固定架仍然將骨折部位外側上方骨內應力傳遞至骨折部位下方股骨，但骨內內側應力開始主要通過骨折部位長出的骨痂傳遞至骨折部位下方股骨。
4 結論
有限元分析結果表明：在骨折愈合初期，骨痂未形成前，股骨內應力主要集中在股骨髓腔與第一、二、三枚螺釘的接觸面，LCP中應力主要集中在第三與第四螺紋孔之間區域以及第五與第六螺紋孔之間區域，并具有較強的應力集中，負載可能導致這些區域二次損害；在骨痂形成階段，股骨內部分應力向股骨遠端轉移，分布于骨干外側與第二枚鎖定螺釘接觸面以上部分和骨干外側與第六枚鎖定螺釘接觸面附近，LCP中應力主要集中在LCP正面右側第二~六復合孔之間，應力集中的現象與強度明顯下降，適宜的訓練有利于新骨生長與骨傷的愈合。
上述研究結果可以作為LCP設計及改進等方面工作的力學參考數據。同時，計算所得的各個階段所能承受的安全載荷，也可以作為臨床康復訓練計劃制定的參考數據。有關LCP形態結構的優化設計，以及復合孔間距離對骨折治療模型的影響等方面工作將在下一步的研究工作中開展。
引言
應用鎖定加壓接骨板(locking compression plate，LCP)對骨折部位，特別是長骨骨折部位進行固定治療是目前臨床應用較為廣泛的骨折治療手段之一。工作環境下LCP及股骨內的力學特征數據是LCP研究、開發設計、手術及術后的康復訓練重要基礎。
目前，對LCP的力學特征研究方法主要分為離體測量分析和理論分析兩種。有學者做了大量的離體測量實驗[1-2]，但是由于標本個體差異、設備條件、實驗者技術水平等諸多因素的影響，限制了實驗結果的精度[3]。隨著有限元分析方法(finite element analysis，FEA)和計算機技術的不斷發展與改進，應用計算機數據模擬技術，可以獲得較準確的內固定物及其周圍骨在載荷條件下的力學特征。
本文基于人體股骨計算機斷層掃描(computed tomography，CT)數據，以及LCP(8孔)和鎖定螺釘的典型零件尺寸，建立了應用LCP內固定系統治療股骨干橫斷型骨折的骨折治療模型。在骨折治療的不同時期，即骨折部位未發生愈合階段、骨愈合的軟組織形成階段及骨痂長出階段，分別采用三維有限元分析(three-dimensional FEA，3D-FEA)，研究各時期骨折治療模型在載荷作用下，LCP內固定系統及股骨內的力學特征。同時深入研究了各階段的骨折治療模型在本文載荷條件下能承受的安全載荷作用力，為該類鎖定加壓接骨板的設計、改進和臨床應用提供相關力學數據。
1 材料與方法
1.1 模型的建立
選取健康男性志愿者(23歲，身高170 cm，體重約70 kg)的股骨螺旋CT掃描數據建立股骨模型[4]。CT數據為德國西門子公司的Somatom 4 Plus，掃描層厚為1.0 mm，共掃描股骨斷層758層，總長為758 mm。采用Efilm軟件對CT斷層進行圖像識別和區域分割，提取出右側股骨邊緣輪廓數據并輸入Pro/Engineering軟件以生成精確的股骨實體模型，如圖 1(a)所示，其全長450 mm (以股骨頭最高點平面至內側髁最底部平面的距離計算)，股骨骨干自然彎曲率為0.015~0.200，頸干角為130°，前傾角為12°。該模型中，骨折面與水平面成12°角，骨折端之間距離為1.5 mm，如圖 1(b)所示，骨折面距股骨頭最高點平面282 mm，接骨板系統選用6枚鎖定螺釘。根據解剖生理學要求，生成鎖定加壓接骨板的模型，裝配完成后導入ANSYS軟件進行三維有限元分析，如圖 1(c)所示。為方便描述，本文將骨折部位未發生愈合階段的模型簡稱為F12模型，將骨愈合的軟組織形成階段的模型簡稱為S12模型，將骨痂長出階段的模型簡稱為C12模型。同時，本實驗設置正常股骨模型作為對照模型。
圖1
股骨骨干LCP醫學裝配、約束條件及軟組織形成區域示意圖
(a)股骨計算機輔助設計(computer aided design,CAD)模型；(b)醫學裝配及約束示意圖；(c)軟組織形成區域示意圖
Figure1. The medical assembly,the constraints condition and the soft tissue region(a) computer aided design (CAD) model of femur; (b) the medical assembly of femur LCP and the constraints condition; (c) the soft tissue region
本文采用的接骨板系統各部分制作材料均為Ti-6Al-4V(TC4)。其中LCP和鎖定螺釘的主要結構如圖 2(a)所示，接骨板孔數為8，總長度為160 mm，厚度為5.4 mm，正面和背面的寬度分別為18 mm和17 mm，孔間距為18 mm，帶螺紋孔和普通孔的直徑分別為8.4 mm (正面)、6 mm (背面)和8 mm (正面)、5.6 mm (背面)；鎖定螺釘的長度為35 mm，直徑為5 mm，螺帽部螺距為1 mm，桿部螺距為2 mm，螺紋深度為0.4 mm，螺帽直徑為8.4 mm，螺帽高度為5.2 mm。鎖定螺釘的最大特征在于螺帽處的螺紋與LCP螺紋孔中的螺紋完全匹配，螺釘旋緊后，螺釘和接骨板渾為一體，成為內支架。基于鎖定螺釘的零件尺寸，對螺釘進行適當的簡化，即將螺釘的桿部簡化為直徑5 mm的圓柱體，如圖 2(b)所示。
圖2
LCP及鎖定螺釘的CAD模型
(a)LCP的CAD模型；(b)鎖定螺釘的CAD簡化模型
Figure2. CAD model of the LCP system(a) CAD model of LCP; (b) simplified CAD model of head locking screw
1.2 有限元模型及約束條件
人體單腳占立時，股骨作為生理加載支撐，加載力F應位于股骨踝支撐面內，才能達到力學平衡與穩定，LCP骨折內固定復位后，生理加載力F應具有相同的情況[5]，如圖 1所示，本文取加載力矢量所在直線穿過股骨踝面中心。為方便模型加載，本文在股骨頭頂部作一垂直于股骨受力軸線的切面，切面面積為344.129 mm2。選用志愿者一倍重力(700 N)作為加載力，方向與體力線重合向下。同時，對股骨髁面進行全位移約束。在此載荷下，股骨和鎖定加壓板系統產生的應變較小，可近似視為線彈性小應變。因此，模型中所涉及的各部件均視為連續均勻的各向同性線彈性材料[6]，其各部分材料屬性[7-8]如表 1所示。
表1
模型中各部分材料的力學參數
Table1.
Material properties for the finite element model
在模擬計算中，模型的各個部分均采用三維10節點四面體實體單元solid187劃分網格，并在骨折部位細化網格。在實際術后過程中，各個部件都是緊密結合在一起不會發生相對位移的，因此，各個部件的接觸面均采用粘結約束。網格劃分完成后，模型的單元總數約為90萬，節點數約為140萬，具有較好的計算精度。
1.3 安全載荷分析
為了獲得各個模型的安全載荷作用力，本文分別加載不同載荷于各個模型，F12模型：500、350、300、250、200、150、100、70 N；S12模型：500、400、300、200 N；C12模型：1 400、2 100、2 800 N。
2 結果
在700 N載荷作用下，對照模型內最大應力值為38.48 MPa，位于股骨距區，該值遠低于皮質骨的極限強度。股骨外側為張應力側，股骨內側為壓應力側。本文分析載荷下對照模型的力學部分情況時，主要研究接骨板系統周圍的骨干段。圖 3為182 mm骨干段內的平均等效應力von Miese 分布云圖。該骨段中，平均等效應力值范圍為0.04~19.76 MPa，應力集中于骨干后側的縱脊(粗線)上。
圖3
作為對照組的股骨干段應力分布云圖
Figure3.
Von Miese stress distribution in part of control femur shaft
圖 4給出了在700 N載荷作用下，股骨骨折治療中F12模型、S12模型及C12模型的股骨和LCP中的應力分布云圖。在F12模型中，股骨內的最大等效應力值為371.23 MPa，出現在股骨內側髓腔與第一枚鎖定螺釘釘桿的接觸界面，該值超過了皮質骨的極限強度(240.32 MPa)，股骨內應力主要集中在股骨髓腔與第一、二、三枚螺釘的接觸面。LCP中應力集中現象主要出現在第三、四螺紋孔之間區域、第五與第六螺紋孔之間區域，以及第三、四枚鎖定螺釘的螺帽與接骨板螺紋孔接觸面附近，最大值為1 792.10 MPa。在S12模型中，骨內最大等效應力值為272.76 MPa，出現在股骨內側髓腔與第二枚鎖定螺釘釘桿的接觸面，股骨內應力主要集中在股骨髓腔與第一、二、三枚螺釘的接觸面，以及股骨外側(LCP固定側)與接骨板的接觸面。LCP中應力集中現象主要出現在第三與第四枚螺紋孔之間區域、第五與第六枚螺紋孔之間區域，以及第三、四枚顆鎖定螺釘的螺帽與接骨板螺紋孔接觸面附近，最大應力值為1 554.40 MPa。在C12模型中，骨內最大應力值為68.17 MPa，出現在股骨外側與第一枚鎖定螺釘接觸界面、應力分布于骨干外側與第二枚鎖定螺釘接觸面以上部分及骨干外側與第六枚鎖定螺釘接觸面附近。LCP中應力集中現象主要出現在LCP正面右側第二~六復合孔之間區域，最大應力值為203.05 MPa，位于接骨板正面第二枚螺紋孔右側與鎖定螺釘螺帽的分離界面。
圖4
三種模型骨與LCP中von Miese應力分布云圖
Figure4.
Von Miese stress distribution in the three models
與對照模型相對比，F12與S12模型中骨應力最大值明顯高出許多，且超過皮質骨的極限強度，C12模型中骨應力最大值雖然也較高，但是屬于安全范圍以內。F12、S12和C12模型在本文研究的加載方式下，不同的載荷大小與骨內及LCP中產生的最大應力呈線性變化(見圖 5)。將所產生的最大應力與各種材料的極限強度進行比較可以得出，F12和S12模型的安全載荷分別為328 N和378 N，患者在該兩個階段只能進行較輕負重的恢復訓練。C12模型的安全載荷力為2 896 N，該階段患者可以下床進行適當的康復訓練。
圖5
不同加載下三種模型各部分最大等效應力分布曲線
(a)F12和S12模型股骨； (b)F12和S12模型LCP； (c)C12模型
Figure5. Max von Miese stress in the three models under different force(a) femur of F12 and S12 model； (b) LCP of F12 and S12 model； (c) C12 model
3 討論
目前，一些學者對LCP骨折固定系統的生物力學進行了相關研究。Stoffel等[9]對在骨折端間距不同的情況下，LCP系統表現出的力學行為進行研究，認為當骨折間隙較大時，螺釘的植入位置應盡量向接骨板中部靠近。Ahmad等[10]將LCP固定于人工骨，研究骨與接骨板的間距對接骨板系統的影響，該實驗發現：當LCP與骨面距離低于2 mm時表現出與無間距情況下相同的特征，均在1 633~1 833 N的加載下失效；當LCP與骨間距超過5 mm時，系統在683 N的靜態加載下失效。也有一些學者[11]對LCP和螺釘的許多參數，例如LCP的長度、螺釘的放置位置，以及LCP系統復雜的生物力學行為等進行了研究和探討。大多數研究集中在植入固定方式以及LCP結構形態相關的研究。本文針對股骨中部骨折，對LCP固定骨愈合不同階段進行模擬計算，并采用單腳支撐時，對術后骨折區附近骨內應力進行分析，用以評估康復訓練的力學安全性，結果可為臨床康復訓練的制定提供參考。
本文基于股骨CT掃描數據建立了正常股骨的CAD精確模型，確保了模型的準確性；有限元模型的單元數與節點數都在一百萬左右，這使得計算結果達到了比較高的精度要求；加載中選擇700 N沿其體力線方向作用于關節頭面上，股骨前傾12°，股骨髁面全位移約束，這種載荷條件符合人體正常生理行為的生理載荷，約束條件也趨于合理，結果具有臨床實用價值。
近年來，隨著對骨內植物的深入研究，對其制作材料提出了許多要求，植入體材料的生物相容性和力學相容性是最重要的考慮因素[12]。其中，力學相容性包括植入體材料的剛度、韌性、抗疲勞強度和磨損性等。內植物的剛度和強度與材料的剛度和強度有很大關系，復合材料、不銹鋼、鈦合金(TC4)及純鈦均可作為LCP及螺釘的制作材料。這些材料均具有良好的生物相容性[13-15]，并且可以提供較高的剛度、強度以及較好的延展性，但內植物的形狀和空間結構對其力學相容性的影響更為重要[16-17]。本文研究所得結果可為LCP形狀和空間結構的改進提供可靠依據。
本文計算表明，F12模型與對照模型相比較，在700 N載荷作用下，F12模型股骨中出現的最大等效應力值遠高于對照模型骨干中的最大等效應力值，應力集中現象出現在髓腔與第一、二、三枚螺釘的接觸面，以及骨折部位上方股骨側與接骨板的接觸面。說明上部分斷骨中應力主要利用LCP內固定系統的內支架作用。F12模型中的最大應力出現在LCP上，這是由于鎖定螺釘與LCP組成的內固定系統在骨折部位為單側受力，并且骨折部位附近的LCP板面有復合孔存在，因此在材料結構不連接的部位產生應力集中現象。
S12模型中股骨及LCP內固定系統內的應力分布情況均與F12模型中相似，并且最大等效應力值出現的位置也相同，但由于軟組織的形成，使LCP在骨折部位的單側受力情況減弱。LCP上的最大等效應力值較F12模型減少了約13%，同時，股骨內最大等效應力值比F12模型中減少了約27%。說明在軟組織形成的骨愈合模型中，雖然軟組織彈性模量較低，但傳遞了骨折部位上方股骨內的一部分應力至骨折部位下方股骨。
C12模型中，最大等效應力仍然出現在LCP上，但出現位置與S12模型中不同，位于接骨板第二螺紋孔右側與鎖定螺釘螺帽的分離界面，該值為相同載荷下S12模型中最大應力的近1/8。其整體及骨內最大等效應力大幅降低說明隨著骨折部位處材料的彈性模量增加，雖然LCP內固定系統組成的內固定架仍然將骨折部位外側上方骨內應力傳遞至骨折部位下方股骨，但骨內內側應力開始主要通過骨折部位長出的骨痂傳遞至骨折部位下方股骨。
4 結論
有限元分析結果表明：在骨折愈合初期，骨痂未形成前，股骨內應力主要集中在股骨髓腔與第一、二、三枚螺釘的接觸面，LCP中應力主要集中在第三與第四螺紋孔之間區域以及第五與第六螺紋孔之間區域，并具有較強的應力集中，負載可能導致這些區域二次損害；在骨痂形成階段，股骨內部分應力向股骨遠端轉移，分布于骨干外側與第二枚鎖定螺釘接觸面以上部分和骨干外側與第六枚鎖定螺釘接觸面附近，LCP中應力主要集中在LCP正面右側第二~六復合孔之間，應力集中的現象與強度明顯下降，適宜的訓練有利于新骨生長與骨傷的愈合。
上述研究結果可以作為LCP設計及改進等方面工作的力學參考數據。同時，計算所得的各個階段所能承受的安全載荷，也可以作為臨床康復訓練計劃制定的參考數據。有關LCP形態結構的優化設計，以及復合孔間距離對骨折治療模型的影響等方面工作將在下一步的研究工作中開展。
