引用本文： 李海峰, 殷渠東, 顧三軍, 孫振中, 芮永軍. 對側皮質鎖定技術治療骨折的研究進展. 中國修復重建外科雜志, 2016, 30(1): 110-114. doi: 10.7507/1002-1892.20160022 復制
內固定是骨折治療基本方法，至今已有百余年歷史，骨折治療理論已由內固定協會（association of osteosynthesis，AO）的機械力學固定發展到生物學固定（biological osteosynthesis，BO）。鎖定鋼板（locking plate，LP）的出現是內固定技術的一大突破，擴大了內固定適應證，提高了內固定治療效果，但某些部位的骨折愈合率未得到明顯改善[1-2]。隨著研究的深入，研究者逐漸認識到傳統LP存在鋼板近側應力集中、剛度較高等缺陷[1-3]。為克服上述缺陷，近年出現了一種新的對側皮質鎖定（far cortical locking，FCL）技術。FCL結構保留了LP結構的整體固定強度，但降低了固定物約80%的剛度，可提供骨折斷端平行微動和形成對稱的骨折端骨痂，FCL技術在骨折治療理論、實驗和臨床應用等方面均取得令人滿意的結果[4-9]。目前，已有Zimmer公司的MotionLoc螺釘[4-7]、DePuy-Synthes公司的動態鎖定螺釘（dynamic locking screw，DLS）[8-10]和國產FCL螺釘上市。現將FCL技術治療骨折的研究進展綜述如下。
1 發展史
治療骨折的AO原則要求解剖復位、堅強固定和早期功能康復，由此催生出動態加壓鋼板（dynamic compression plate，DCP） 對骨折斷端加壓固定，消除了骨折局部的微動，使骨折獲得無骨痂的Ⅰ 期愈合。然而，這種追求解剖復位和堅強內固定需要充分暴露骨折區，骨膜剝離較大，常導致局部血供受損，而骨折端應力較小，術后常發生局部骨質疏松、骨折延遲愈合和骨不連[11-14]。為了克服上述缺陷，20世紀末發展出治療骨折的BO理論。BO理論要求必須充分保護骨折局部血供，主張采用橋接技術，不必追求骨折解剖復位和堅強固定，由此產生了LP和微創經皮鋼板固定技術[1-3]。LP依靠螺釘螺紋與鋼板螺紋孔之間鎖定連接，使內固定成為一整體框架結構，相當于內置的外支架，無需內固定物與骨之間緊密接觸的摩擦力來實現連接，因此鋼板與骨面之間可有一定間隙，減少了對局部血供的破壞；同時，內固定通過橋接連接骨折兩端，使骨折端有一定活動度。LP的出現是內固定技術的一大突破，擴大了內固定適應證并提高了內固定治療效果，尤其是對關節周圍骨折、假體周圍骨折和骨質疏松骨折，顯示出獨特優越性。鎖定加壓鋼板（locking compression plate，LCP）結合了DCP和LP兩種內固定方法的優點，鋼板上的鎖定和加壓結合孔可視具體情況對骨折端實施橋接或加壓固定。因此，LP治療骨折的愈合方式有Ⅰ期愈合和Ⅱ期愈合，但絕大多數是Ⅱ期愈合[11-13]。但隨著LP和LCP應用普及，研究者發現某些部位的骨折愈合率并未因這兩種鎖定內固定方法的應用得到明顯改善，反而骨折延遲愈合及骨不連發生率較高[1-3]。其中，最典型部位是股骨髁上骨折，包括股骨遠端假體周圍骨折，研究顯示該部位骨折LP治療不愈合率為16%～37%[5-9, 11-14]；此外，不愈合率較高的部位還有肱骨近端骨折和脛骨干骨折[5-9, 11-12]。隨著對骨折愈合生物學和生物力學機制研究的深入，人們逐漸認識到LP存在剛度過高、應力在近鋼板側皮質過于集中、骨折斷端兩側應力不均衡等問題[3, 11-13]。為了克服上述缺陷，2005年美國學者Bottlang等[4-5]首先提出了FCL概念，隨后研發出一款FCL螺釘——MotionLoc螺釘，其螺桿遠端和釘尾有螺紋，分別與鋼板對側皮質和鋼板鎖定，而靠近鋼板側的螺桿近端無螺紋，且螺桿直徑較小，螺桿與靠近鋼板側皮質有空隙，螺釘鎖定后鋼板與骨面也有間隙，螺桿具有彈性，受力后可以彎曲[6-7]。后來，歐洲學者D?bele等[8]又研發出另一款FCL螺釘——DLS，螺釘由釘芯與釘套兩部分組成，釘套遠端與遠側皮質鎖定，釘芯近端與鋼板鎖定，鎖定后釘芯與釘套之間有一定空隙，而且釘芯受力后可以彎曲，允許螺釘內部有0.2mm的微動[8-10]。2009年，Gardner等[1]也報道了另一種FCL固定方法——采用在近鋼板側皮質孔擴大開槽方法，也可增加傳統鎖定螺釘軸向活動度，從而解決了傳統LP結構剛度較高和近鋼板側應力集中的問題，并實現了骨折斷端間平行微動[12]。
2 治療原理和實驗研究
2.1 彈性固定和應力平行的有機結合
金屬鋼板和螺釘在承受載荷時會發生微小彎曲，骨折斷端微動與骨痂形成關系密切，但只有骨折斷端一定范圍內的微動才有利于骨架形成和骨折愈合，這就要求彈性固定，即剛度適度。剛度是施加載荷與產生位移的比值，它是評價骨痂的關鍵指標，過高的剛度意味著一定載荷下骨折斷端間微動過小，不利于骨痂形成，從而影響骨折的Ⅱ期愈合。LP治療骨折經典的愈合方式是Ⅱ期愈合，總體上LP固定骨折斷端產生的應力和微動均較小且不對稱，其中近鋼板側皮質骨折端的應力和微動較小，而鋼板對側皮質骨折端的應力和微動相對較大，導致骨痂形成不對稱[11, 13]。FCL螺釘的螺桿或釘芯均有彈性，在軸向或屈曲載荷作用下發生S狀變形[4-9]，可產生骨折斷端間微動。骨折斷端間微動幅度與釘道長度、釘桿或釘芯周圍空隙大小相關。與LP相比，FCL螺釘特殊的設計使鎖定固定后靠近鋼板側皮質的應力和微動有所增大，這樣近鋼板側皮質與鋼板對側皮質的骨折端在承受軸向載荷時所受應力比較均勻，有利于斷端骨痂對稱形成和骨折愈合[1, 5, 8-9]。Bottlang等[5, 15]在替代骨骼模型上模擬股骨干骨折，對比LP和FCL兩種結構在軸向載荷下骨折斷端間微動距離，結果顯示在200 N軸向載荷下，LP結構近鋼板側皮質的微動距離為0.02 mm，鋼板對側皮質為0.05 mm，兩者差異有統計學意義（P<0.01），而使用MotionLoc螺釘的FCL結構近鋼板側和鋼板對側皮質處微動距離分別是0.51 mm和0.59 mm；FCL結構的剛度較LP結構下降88%，LP結構的剛度是FCL結構的數倍，即高出一個數量級。結果說明相對于LP，FCL結構的剛度明顯下降，骨折斷端應力和微動較大且幾乎平行。
D?bele等[8, 16]采用實驗比較另一種FCL（DLS）和LP結構的剛度和微動，在150 N軸向壓縮載荷下，DLS較LP的剛度減少16%，而骨折端微動從LP的282 μm增加到DLS的423 μm；在200 N軸向壓縮載荷時，DLS的剛度較LP減少74.4%，且剛度具有雙相性，骨折斷端間微動距離為0.033～0.210 mm。
既往研究表明，在受到軸向載荷時骨折塊間最有利于骨折Ⅱ期愈合的微動距離為0.2～ 1.0mm[13-15]。而FCL結構在生理載荷下骨折斷端間的微動距離就在最佳微動范圍且兩側平行，即FCL結構具有彈性固定和應力平行有機結合的特點，該特點在Ilizarov彈性釘環形外固定治療骨折中已有充分體現，這十分有利于骨痂形成和骨折Ⅱ期愈合。
2.2 可變剛度和可靠整體固定強度的完美結合
MotionLoc螺釘的螺桿部直徑小于近鋼板側皮質骨孔，而且有彈性，鎖定后鋼板與骨面有間隙，是FCL結構固定后初始剛度小于LP的主要原因。在載荷較小時，FCL結構剛度較小，當載荷增大到FCL螺桿與近鋼板側皮質接觸時，可獲得額外的近鋼板側皮質骨支撐，此時FCL結構的剛度提高，這種具有可變剛度的特性又稱為剛度的二相性[15-17]。Bottlang等[15]在替代骨骼模型上模擬股骨干骨折，對比LP和FCL（MotionLoc螺釘） 兩種結構的生物力學特性，兩種結構均使用4.5 mm鈦合金鎖定鋼板。結果顯示，在軸向載荷<400 N時，FCL結構比LP結構剛度低88%；當軸向載荷>400 N時，LP結構的剛度不變，而FCL的剛度增加到原來的6倍，但仍比傳統LP低22%，表明FCL結構剛度存在二相性。同時，他們進行的有限元分析顯示，當模擬載荷增大到1 000N時，近鋼板側骨皮質的應力開始增大，也間接證實了FCL結構剛度的二相性[5, 15]。
FCL結構的總體固定強度或穩定性并未因其總體剛度降低和可變剛度特性有明顯下降。Bottlang等[6]對LP和FCL兩種結構在骨質疏松和非骨質疏松模型中的固定強度進行對比，結果顯示，在非骨質疏松模型中，FCL比LP的軸向壓縮強度小7%（P=0.005），但扭轉強度高54%（P<0.001），彎曲強度高21%（P<0.001）；在骨質疏松模型中，FCL比LP的抗軸向壓縮強度小16%（P<0.001），但抗扭轉強度高9%（P=0.04），抗彎曲強度高20%（P=0.02）。Doornink等[17]采用新鮮冷凍尸體股骨標本模擬股骨髁上骨折施加軸向載荷，比較LP結構與FCL結構固定的剛度、動態加壓下的耐久性以及動態加壓至失敗破壞性試驗的剩余強度，結果顯示FCL結構的初始剛度為（1.2±0.3）kN/mm，比LP低81%，但隨著載荷增大，FCL結構剛度上升至（3.7±1.2）kN/mm，表現出剛度的二相性；在800 N載荷下，FCL結構骨折斷端間微動值是LP結構的4倍，而且FCL結構骨折斷端間微動近乎是平行的，而LP結構近鋼板側皮質微動較鋼板對側小48%；在破壞性試驗中，最終有7個LP樣本和8個FCL樣本承受住了10萬次、1870 N的軸向循環載荷，這些樣本中LP結構剩余強度為（5.0±1.6）kN，FCL結構為（5.3±1.1）kN，二者差異無統計學意義（P>0.05）。
上述試驗顯示，雖然FCL結構較LP結構的抗軸向壓縮強度有適度降低，但抗彎曲強度和抗扭轉強度反而增加，而且還具有可變剛度特性[6]。可變剛度的臨床意義在于：FCL結構起始剛度較小，有利于在術后初期負重較小的情況下提供足夠的骨折斷端間微動；隨著后期負重逐漸變大，FCL結構剛度相應變大，又抑制了骨折斷端間過大微動，這有利于骨折Ⅱ期愈合。FCL結構可變大的剛度特性和抗扭轉強度、抗彎曲強度較LP結構增大，使得FCL結構的整體固定強度或穩定性并未降低。可變剛度和可靠整體固定強度的完美結合不僅可提供有利的骨折斷端間微動，消除不利微動，而且可為早期康復活動和骨折愈合提供穩定保障[18]。
2.3 避免應力集中
LP螺釘應力集中于近鋼板側皮質與鋼板螺紋孔之間，此處最容易發生螺釘斷裂；在逐漸增大的彎曲載荷直至破壞試驗中，LP結構與DCP結構最終均在鋼板末端螺釘孔處發生再骨折，而且LP結構在斷裂前承受的彎曲載荷比DCP低22%，說明傳統LP結構相對于DCP結構，鋼板末端處螺釘應力更集中，此處發生再骨折可能性較大[2, 15]。FCL螺釘的特殊設計，即近鋼板側無螺紋，僅鋼板對側有螺紋，固定后使FCL螺釘承受的應力不再集中于螺釘的近鋼板側，而是均勻分布于整個螺桿段；由于FCL螺釘僅與對側皮質固定，固定后每一FCL螺釘均可產生彈性微動，與外支架固定相似，使得FCL結構不再像LP結構那樣應力集中于鋼板末端的螺釘孔處，而是較均勻分布至每一FCL螺釘，從而降低了鋼板末端螺釘處再骨折風險，而整體結構的固定強度并未減少[5, 17-18]。Bottlang等[5]有限元分析結果顯示，在施加軸向載荷時，螺桿上應力分布比較均勻，而且所有FCL螺釘彎曲程度相同，即每個近鋼板側骨皮質與螺釘相接處的應力也相近，證實了FCL螺釘和FCL結構的應力分布較均勻。
2.4 動物實驗治療效果觀察
Bottlang等[5, 15]將12只綿羊脛骨截骨模擬脛骨骨折，隨機分為兩組，并分別采用LP結構和FCL（MotionLoc螺釘）結構固定，觀察兩者骨痂生成與骨折愈合情況。術后3～9周CT檢查顯示，FCL組骨痂明顯多于LP組；術后9周FCL組骨痂體積比LP組大36%（P<0.05），骨礦物質含量高44%（P<0.05）。同時，LP組形成的骨痂不對稱，其中近鋼板側比鋼板對側骨痂體積小43%，骨礦物質含量低49%（P<0.05）；而FCL組近鋼板側和鋼板對側的骨痂骨礦物質含量相近（P>0.05）。術后9周組織學檢查示，FCL組所有樣本的近鋼板側和鋼板對側皮質均已有骨痂橋接，而6個LP樣本中鋼板對側皮質處均有骨痂橋接，但有3個樣本近鋼板側皮質骨痂生成不足、未能橋接。在破壞性試驗中，FCL組抗扭轉強度較LP組高54%，承受了多156%的能量（P<0.01）。
Richter等[19]將12只雌性綿羊分為兩組模擬脛骨干骨折，比較FCL （DLS） 結構和LP結構固定效果，術后第3周開始每周行CT檢查，第9周處死動物后行大體、生物力學、組織學和影像學評估，并行顯微CT檢查，觀察兩組骨痂生成與骨折愈合情況。結果顯示：DLS組形成骨痂的力學穩定性好于LP組，破壞力矩是后者的2倍（P<0.05）；DLS組形成骨膜骨痂的體積也是后者的2倍（P<0.05）；DLS組的抗扭強度是后者的1.44倍（P<0.05）。Plecko等[20]也報道對綿羊脛骨骨折采用LP結合DLS螺釘固定，行骨折端CT檢查、生物力學和組織學檢查，觀察不同骨折間隙的骨折愈合效果。結果顯示：DLS尤其能促進近鋼板側骨痂形成，達到骨折端對稱的骨痂形成，改善了傳統LP固定后骨折愈合質量。
上述動物實驗結果說明，兩種FCL結構不僅具有與LP結構相似的穩定性，而且能更好促進骨痂形成和塑型，縮短骨折Ⅱ期愈合時間、提高骨折Ⅱ期愈合質量。
3 手術策略和臨床應用
FCL螺釘需要鎖定于鋼板對側皮質才能發揮作用，故FCL螺釘無法應用于干骺端，只能應用于骨干端，而干骺端只能使用普通鎖定螺釘。因此，FCL技術主要適用于長骨干骨折，包括股骨髁上骨折、股骨遠端的假體周圍骨折、股骨粗隆下骨折，以及股骨干、脛骨干和肱骨干骨折。FCL螺釘的長度要求比釘道至少長2 mm，每側至少3～4枚FCL螺釘，才能保證對側皮質鎖定效果。FCL結構按照BO理論治療骨折，骨折不必解剖復位，鋼板與骨骼之間不需緊貼。在使用MotionLoc固定系統時，所有螺釘植入后，每枚MotionLoc螺釘都要擰松半圈，這樣鋼板和骨面才有相對移動的距離，最后用單獨的尾帽鎖定每枚螺釘。盡管鋼板螺釘孔允許MotionLoc螺釘30°弧度內各向偏斜，但應在沿骨干最長直徑的橫截面成角、而不是在矢狀面成角，以確保釘道長度的最大化，才能獲得最大的微動距離[7, 17]。MotionLoc螺釘矢狀面成角可引起早期螺釘與近鋼板側皮質撞擊，不利于FCL螺釘發揮其特有作用，而DLS無矢狀面成角會引起螺釘與近鋼板側皮質撞擊的風險。不能用拉力螺釘固定需要微動的骨折斷端骨折塊，若有必要，只能將骨折塊固定于一側斷端。
目前，FCL技術治療骨折的臨床應用仍處于初步階段。Bottlang等[7]采用前瞻性研究，對32例患者共33處股骨遠端骨折采用FCL技術治療，骨折內固定協會/骨科創傷協會（AO/OTA）分型為33-A型和33-C型，使用NCB萬向鎖定鋼板，干骺端采用標準松質骨螺釘固定，骨干端均使用MotionLoc螺釘的FCL結構固定，從骨折愈合情況及術后并發癥兩個方面進行評價；術后2例失訪，最終30例31處骨折納入評價。31處骨折共使用125枚MotionLoc螺釘，均未出現松動或斷裂；1例術后發生干骺端內翻角為5.8°的骨折移位；骨折愈合方面，30處骨折于（15.6±6.2）周完全愈合，術后24周肢體可無痛性負荷，1例術后5 d發生旋轉畸形，1例因骨不連于術后6個月再次行修正手術，術后骨折愈合良好，無其他并發癥發生。
Ries等[21-22]采用MotionLoc螺釘固定系統治療20例股骨遠端假體周圍骨折，平均隨訪24周，骨折愈合率達89%；骨折愈合時間：內側骨痂形成時間（10.7±6.7）周，前方骨痂形成時間（11.0±6.6）周，后方骨痂形成時間（13.4±7.5）周；無螺釘斷裂發生。與LP結構相比，他們發現FCL結構治療后骨痂形成更快、更健康和更對稱。
Adams等[23]應用MotionLoc螺釘系統治療15例股骨遠端骨折，其中2例伴骨缺損，術后隨訪均愈合，平均愈合時間24周，結果較滿意。
Freude等[9]采用DLS固定系統治療34例脛骨遠端骨折，術后3個月78%患者骨折愈合，6個月100%患者骨折愈合；由于螺釘釘芯相對較細，術后12個月共2例（5.88%）發生螺釘斷裂；術后1例發生骨折部感染，余無其他并發癥發生。
臨床應用MotionLoc螺釘和DLS的FCL技術治療股骨遠端、脛骨干和肱骨近端等部位骨折，均取得滿意效果，較LP療效明顯提高[7-9, 16]。
4 存在問題與展望
FCL是LP的一大改進，FCL治療骨折在理論和實驗研究方面均取得令人滿意的結果，有望降低傳統LP治療某些部位骨折延遲愈合、骨不連發生率。但目前FCL技術臨床應用時間尚短、應用病例數較少，是否在臨床應用中表現出與其理論和實驗相符合的效果，仍期待更多多中心、臨床隨機對照試驗加以證實。雖然MotionLoc螺釘、DLS和國產FCL螺釘已上市，但目前文獻僅有前兩者臨床應用報道，尤其是MotionLoc螺釘應用較多，各種FCL技術之間的生物力學屬性和療效是否存在差異，尚罕見報道。由于MotionLoc螺釘與鋼板鎖定后要求后退半圈，螺釘在釘道內后退會降低螺釘抗拔力，在骨質疏松患者中MotionLoc螺釘單皮質固定的抗拔力是否足夠、螺釘松動發生率如何、如何克服螺釘松動，以及如何克服DLS釘芯相對較細、螺釘易斷裂等問題，仍需進一步研究。
內固定是骨折治療基本方法，至今已有百余年歷史，骨折治療理論已由內固定協會（association of osteosynthesis，AO）的機械力學固定發展到生物學固定（biological osteosynthesis，BO）。鎖定鋼板（locking plate，LP）的出現是內固定技術的一大突破，擴大了內固定適應證，提高了內固定治療效果，但某些部位的骨折愈合率未得到明顯改善[1-2]。隨著研究的深入，研究者逐漸認識到傳統LP存在鋼板近側應力集中、剛度較高等缺陷[1-3]。為克服上述缺陷，近年出現了一種新的對側皮質鎖定（far cortical locking，FCL）技術。FCL結構保留了LP結構的整體固定強度，但降低了固定物約80%的剛度，可提供骨折斷端平行微動和形成對稱的骨折端骨痂，FCL技術在骨折治療理論、實驗和臨床應用等方面均取得令人滿意的結果[4-9]。目前，已有Zimmer公司的MotionLoc螺釘[4-7]、DePuy-Synthes公司的動態鎖定螺釘（dynamic locking screw，DLS）[8-10]和國產FCL螺釘上市。現將FCL技術治療骨折的研究進展綜述如下。
1 發展史
治療骨折的AO原則要求解剖復位、堅強固定和早期功能康復，由此催生出動態加壓鋼板（dynamic compression plate，DCP） 對骨折斷端加壓固定，消除了骨折局部的微動，使骨折獲得無骨痂的Ⅰ 期愈合。然而，這種追求解剖復位和堅強內固定需要充分暴露骨折區，骨膜剝離較大，常導致局部血供受損，而骨折端應力較小，術后常發生局部骨質疏松、骨折延遲愈合和骨不連[11-14]。為了克服上述缺陷，20世紀末發展出治療骨折的BO理論。BO理論要求必須充分保護骨折局部血供，主張采用橋接技術，不必追求骨折解剖復位和堅強固定，由此產生了LP和微創經皮鋼板固定技術[1-3]。LP依靠螺釘螺紋與鋼板螺紋孔之間鎖定連接，使內固定成為一整體框架結構，相當于內置的外支架，無需內固定物與骨之間緊密接觸的摩擦力來實現連接，因此鋼板與骨面之間可有一定間隙，減少了對局部血供的破壞；同時，內固定通過橋接連接骨折兩端，使骨折端有一定活動度。LP的出現是內固定技術的一大突破，擴大了內固定適應證并提高了內固定治療效果，尤其是對關節周圍骨折、假體周圍骨折和骨質疏松骨折，顯示出獨特優越性。鎖定加壓鋼板（locking compression plate，LCP）結合了DCP和LP兩種內固定方法的優點，鋼板上的鎖定和加壓結合孔可視具體情況對骨折端實施橋接或加壓固定。因此，LP治療骨折的愈合方式有Ⅰ期愈合和Ⅱ期愈合，但絕大多數是Ⅱ期愈合[11-13]。但隨著LP和LCP應用普及，研究者發現某些部位的骨折愈合率并未因這兩種鎖定內固定方法的應用得到明顯改善，反而骨折延遲愈合及骨不連發生率較高[1-3]。其中，最典型部位是股骨髁上骨折，包括股骨遠端假體周圍骨折，研究顯示該部位骨折LP治療不愈合率為16%～37%[5-9, 11-14]；此外，不愈合率較高的部位還有肱骨近端骨折和脛骨干骨折[5-9, 11-12]。隨著對骨折愈合生物學和生物力學機制研究的深入，人們逐漸認識到LP存在剛度過高、應力在近鋼板側皮質過于集中、骨折斷端兩側應力不均衡等問題[3, 11-13]。為了克服上述缺陷，2005年美國學者Bottlang等[4-5]首先提出了FCL概念，隨后研發出一款FCL螺釘——MotionLoc螺釘，其螺桿遠端和釘尾有螺紋，分別與鋼板對側皮質和鋼板鎖定，而靠近鋼板側的螺桿近端無螺紋，且螺桿直徑較小，螺桿與靠近鋼板側皮質有空隙，螺釘鎖定后鋼板與骨面也有間隙，螺桿具有彈性，受力后可以彎曲[6-7]。后來，歐洲學者D?bele等[8]又研發出另一款FCL螺釘——DLS，螺釘由釘芯與釘套兩部分組成，釘套遠端與遠側皮質鎖定，釘芯近端與鋼板鎖定，鎖定后釘芯與釘套之間有一定空隙，而且釘芯受力后可以彎曲，允許螺釘內部有0.2mm的微動[8-10]。2009年，Gardner等[1]也報道了另一種FCL固定方法——采用在近鋼板側皮質孔擴大開槽方法，也可增加傳統鎖定螺釘軸向活動度，從而解決了傳統LP結構剛度較高和近鋼板側應力集中的問題，并實現了骨折斷端間平行微動[12]。
2 治療原理和實驗研究
2.1 彈性固定和應力平行的有機結合
金屬鋼板和螺釘在承受載荷時會發生微小彎曲，骨折斷端微動與骨痂形成關系密切，但只有骨折斷端一定范圍內的微動才有利于骨架形成和骨折愈合，這就要求彈性固定，即剛度適度。剛度是施加載荷與產生位移的比值，它是評價骨痂的關鍵指標，過高的剛度意味著一定載荷下骨折斷端間微動過小，不利于骨痂形成，從而影響骨折的Ⅱ期愈合。LP治療骨折經典的愈合方式是Ⅱ期愈合，總體上LP固定骨折斷端產生的應力和微動均較小且不對稱，其中近鋼板側皮質骨折端的應力和微動較小，而鋼板對側皮質骨折端的應力和微動相對較大，導致骨痂形成不對稱[11, 13]。FCL螺釘的螺桿或釘芯均有彈性，在軸向或屈曲載荷作用下發生S狀變形[4-9]，可產生骨折斷端間微動。骨折斷端間微動幅度與釘道長度、釘桿或釘芯周圍空隙大小相關。與LP相比，FCL螺釘特殊的設計使鎖定固定后靠近鋼板側皮質的應力和微動有所增大，這樣近鋼板側皮質與鋼板對側皮質的骨折端在承受軸向載荷時所受應力比較均勻，有利于斷端骨痂對稱形成和骨折愈合[1, 5, 8-9]。Bottlang等[5, 15]在替代骨骼模型上模擬股骨干骨折，對比LP和FCL兩種結構在軸向載荷下骨折斷端間微動距離，結果顯示在200 N軸向載荷下，LP結構近鋼板側皮質的微動距離為0.02 mm，鋼板對側皮質為0.05 mm，兩者差異有統計學意義（P<0.01），而使用MotionLoc螺釘的FCL結構近鋼板側和鋼板對側皮質處微動距離分別是0.51 mm和0.59 mm；FCL結構的剛度較LP結構下降88%，LP結構的剛度是FCL結構的數倍，即高出一個數量級。結果說明相對于LP，FCL結構的剛度明顯下降，骨折斷端應力和微動較大且幾乎平行。
D?bele等[8, 16]采用實驗比較另一種FCL（DLS）和LP結構的剛度和微動，在150 N軸向壓縮載荷下，DLS較LP的剛度減少16%，而骨折端微動從LP的282 μm增加到DLS的423 μm；在200 N軸向壓縮載荷時，DLS的剛度較LP減少74.4%，且剛度具有雙相性，骨折斷端間微動距離為0.033～0.210 mm。
既往研究表明，在受到軸向載荷時骨折塊間最有利于骨折Ⅱ期愈合的微動距離為0.2～ 1.0mm[13-15]。而FCL結構在生理載荷下骨折斷端間的微動距離就在最佳微動范圍且兩側平行，即FCL結構具有彈性固定和應力平行有機結合的特點，該特點在Ilizarov彈性釘環形外固定治療骨折中已有充分體現，這十分有利于骨痂形成和骨折Ⅱ期愈合。
2.2 可變剛度和可靠整體固定強度的完美結合
MotionLoc螺釘的螺桿部直徑小于近鋼板側皮質骨孔，而且有彈性，鎖定后鋼板與骨面有間隙，是FCL結構固定后初始剛度小于LP的主要原因。在載荷較小時，FCL結構剛度較小，當載荷增大到FCL螺桿與近鋼板側皮質接觸時，可獲得額外的近鋼板側皮質骨支撐，此時FCL結構的剛度提高，這種具有可變剛度的特性又稱為剛度的二相性[15-17]。Bottlang等[15]在替代骨骼模型上模擬股骨干骨折，對比LP和FCL（MotionLoc螺釘） 兩種結構的生物力學特性，兩種結構均使用4.5 mm鈦合金鎖定鋼板。結果顯示，在軸向載荷<400 N時，FCL結構比LP結構剛度低88%；當軸向載荷>400 N時，LP結構的剛度不變，而FCL的剛度增加到原來的6倍，但仍比傳統LP低22%，表明FCL結構剛度存在二相性。同時，他們進行的有限元分析顯示，當模擬載荷增大到1 000N時，近鋼板側骨皮質的應力開始增大，也間接證實了FCL結構剛度的二相性[5, 15]。
FCL結構的總體固定強度或穩定性并未因其總體剛度降低和可變剛度特性有明顯下降。Bottlang等[6]對LP和FCL兩種結構在骨質疏松和非骨質疏松模型中的固定強度進行對比，結果顯示，在非骨質疏松模型中，FCL比LP的軸向壓縮強度小7%（P=0.005），但扭轉強度高54%（P<0.001），彎曲強度高21%（P<0.001）；在骨質疏松模型中，FCL比LP的抗軸向壓縮強度小16%（P<0.001），但抗扭轉強度高9%（P=0.04），抗彎曲強度高20%（P=0.02）。Doornink等[17]采用新鮮冷凍尸體股骨標本模擬股骨髁上骨折施加軸向載荷，比較LP結構與FCL結構固定的剛度、動態加壓下的耐久性以及動態加壓至失敗破壞性試驗的剩余強度，結果顯示FCL結構的初始剛度為（1.2±0.3）kN/mm，比LP低81%，但隨著載荷增大，FCL結構剛度上升至（3.7±1.2）kN/mm，表現出剛度的二相性；在800 N載荷下，FCL結構骨折斷端間微動值是LP結構的4倍，而且FCL結構骨折斷端間微動近乎是平行的，而LP結構近鋼板側皮質微動較鋼板對側小48%；在破壞性試驗中，最終有7個LP樣本和8個FCL樣本承受住了10萬次、1870 N的軸向循環載荷，這些樣本中LP結構剩余強度為（5.0±1.6）kN，FCL結構為（5.3±1.1）kN，二者差異無統計學意義（P>0.05）。
上述試驗顯示，雖然FCL結構較LP結構的抗軸向壓縮強度有適度降低，但抗彎曲強度和抗扭轉強度反而增加，而且還具有可變剛度特性[6]。可變剛度的臨床意義在于：FCL結構起始剛度較小，有利于在術后初期負重較小的情況下提供足夠的骨折斷端間微動；隨著后期負重逐漸變大，FCL結構剛度相應變大，又抑制了骨折斷端間過大微動，這有利于骨折Ⅱ期愈合。FCL結構可變大的剛度特性和抗扭轉強度、抗彎曲強度較LP結構增大，使得FCL結構的整體固定強度或穩定性并未降低。可變剛度和可靠整體固定強度的完美結合不僅可提供有利的骨折斷端間微動，消除不利微動，而且可為早期康復活動和骨折愈合提供穩定保障[18]。
2.3 避免應力集中
LP螺釘應力集中于近鋼板側皮質與鋼板螺紋孔之間，此處最容易發生螺釘斷裂；在逐漸增大的彎曲載荷直至破壞試驗中，LP結構與DCP結構最終均在鋼板末端螺釘孔處發生再骨折，而且LP結構在斷裂前承受的彎曲載荷比DCP低22%，說明傳統LP結構相對于DCP結構，鋼板末端處螺釘應力更集中，此處發生再骨折可能性較大[2, 15]。FCL螺釘的特殊設計，即近鋼板側無螺紋，僅鋼板對側有螺紋，固定后使FCL螺釘承受的應力不再集中于螺釘的近鋼板側，而是均勻分布于整個螺桿段；由于FCL螺釘僅與對側皮質固定，固定后每一FCL螺釘均可產生彈性微動，與外支架固定相似，使得FCL結構不再像LP結構那樣應力集中于鋼板末端的螺釘孔處，而是較均勻分布至每一FCL螺釘，從而降低了鋼板末端螺釘處再骨折風險，而整體結構的固定強度并未減少[5, 17-18]。Bottlang等[5]有限元分析結果顯示，在施加軸向載荷時，螺桿上應力分布比較均勻，而且所有FCL螺釘彎曲程度相同，即每個近鋼板側骨皮質與螺釘相接處的應力也相近，證實了FCL螺釘和FCL結構的應力分布較均勻。
2.4 動物實驗治療效果觀察
Bottlang等[5, 15]將12只綿羊脛骨截骨模擬脛骨骨折，隨機分為兩組，并分別采用LP結構和FCL（MotionLoc螺釘）結構固定，觀察兩者骨痂生成與骨折愈合情況。術后3～9周CT檢查顯示，FCL組骨痂明顯多于LP組；術后9周FCL組骨痂體積比LP組大36%（P<0.05），骨礦物質含量高44%（P<0.05）。同時，LP組形成的骨痂不對稱，其中近鋼板側比鋼板對側骨痂體積小43%，骨礦物質含量低49%（P<0.05）；而FCL組近鋼板側和鋼板對側的骨痂骨礦物質含量相近（P>0.05）。術后9周組織學檢查示，FCL組所有樣本的近鋼板側和鋼板對側皮質均已有骨痂橋接，而6個LP樣本中鋼板對側皮質處均有骨痂橋接，但有3個樣本近鋼板側皮質骨痂生成不足、未能橋接。在破壞性試驗中，FCL組抗扭轉強度較LP組高54%，承受了多156%的能量（P<0.01）。
Richter等[19]將12只雌性綿羊分為兩組模擬脛骨干骨折，比較FCL （DLS） 結構和LP結構固定效果，術后第3周開始每周行CT檢查，第9周處死動物后行大體、生物力學、組織學和影像學評估，并行顯微CT檢查，觀察兩組骨痂生成與骨折愈合情況。結果顯示：DLS組形成骨痂的力學穩定性好于LP組，破壞力矩是后者的2倍（P<0.05）；DLS組形成骨膜骨痂的體積也是后者的2倍（P<0.05）；DLS組的抗扭強度是后者的1.44倍（P<0.05）。Plecko等[20]也報道對綿羊脛骨骨折采用LP結合DLS螺釘固定，行骨折端CT檢查、生物力學和組織學檢查，觀察不同骨折間隙的骨折愈合效果。結果顯示：DLS尤其能促進近鋼板側骨痂形成，達到骨折端對稱的骨痂形成，改善了傳統LP固定后骨折愈合質量。
上述動物實驗結果說明，兩種FCL結構不僅具有與LP結構相似的穩定性，而且能更好促進骨痂形成和塑型，縮短骨折Ⅱ期愈合時間、提高骨折Ⅱ期愈合質量。
3 手術策略和臨床應用
FCL螺釘需要鎖定于鋼板對側皮質才能發揮作用，故FCL螺釘無法應用于干骺端，只能應用于骨干端，而干骺端只能使用普通鎖定螺釘。因此，FCL技術主要適用于長骨干骨折，包括股骨髁上骨折、股骨遠端的假體周圍骨折、股骨粗隆下骨折，以及股骨干、脛骨干和肱骨干骨折。FCL螺釘的長度要求比釘道至少長2 mm，每側至少3～4枚FCL螺釘，才能保證對側皮質鎖定效果。FCL結構按照BO理論治療骨折，骨折不必解剖復位，鋼板與骨骼之間不需緊貼。在使用MotionLoc固定系統時，所有螺釘植入后，每枚MotionLoc螺釘都要擰松半圈，這樣鋼板和骨面才有相對移動的距離，最后用單獨的尾帽鎖定每枚螺釘。盡管鋼板螺釘孔允許MotionLoc螺釘30°弧度內各向偏斜，但應在沿骨干最長直徑的橫截面成角、而不是在矢狀面成角，以確保釘道長度的最大化，才能獲得最大的微動距離[7, 17]。MotionLoc螺釘矢狀面成角可引起早期螺釘與近鋼板側皮質撞擊，不利于FCL螺釘發揮其特有作用，而DLS無矢狀面成角會引起螺釘與近鋼板側皮質撞擊的風險。不能用拉力螺釘固定需要微動的骨折斷端骨折塊，若有必要，只能將骨折塊固定于一側斷端。
目前，FCL技術治療骨折的臨床應用仍處于初步階段。Bottlang等[7]采用前瞻性研究，對32例患者共33處股骨遠端骨折采用FCL技術治療，骨折內固定協會/骨科創傷協會（AO/OTA）分型為33-A型和33-C型，使用NCB萬向鎖定鋼板，干骺端采用標準松質骨螺釘固定，骨干端均使用MotionLoc螺釘的FCL結構固定，從骨折愈合情況及術后并發癥兩個方面進行評價；術后2例失訪，最終30例31處骨折納入評價。31處骨折共使用125枚MotionLoc螺釘，均未出現松動或斷裂；1例術后發生干骺端內翻角為5.8°的骨折移位；骨折愈合方面，30處骨折于（15.6±6.2）周完全愈合，術后24周肢體可無痛性負荷，1例術后5 d發生旋轉畸形，1例因骨不連于術后6個月再次行修正手術，術后骨折愈合良好，無其他并發癥發生。
Ries等[21-22]采用MotionLoc螺釘固定系統治療20例股骨遠端假體周圍骨折，平均隨訪24周，骨折愈合率達89%；骨折愈合時間：內側骨痂形成時間（10.7±6.7）周，前方骨痂形成時間（11.0±6.6）周，后方骨痂形成時間（13.4±7.5）周；無螺釘斷裂發生。與LP結構相比，他們發現FCL結構治療后骨痂形成更快、更健康和更對稱。
Adams等[23]應用MotionLoc螺釘系統治療15例股骨遠端骨折，其中2例伴骨缺損，術后隨訪均愈合，平均愈合時間24周，結果較滿意。
Freude等[9]采用DLS固定系統治療34例脛骨遠端骨折，術后3個月78%患者骨折愈合，6個月100%患者骨折愈合；由于螺釘釘芯相對較細，術后12個月共2例（5.88%）發生螺釘斷裂；術后1例發生骨折部感染，余無其他并發癥發生。
臨床應用MotionLoc螺釘和DLS的FCL技術治療股骨遠端、脛骨干和肱骨近端等部位骨折，均取得滿意效果，較LP療效明顯提高[7-9, 16]。
4 存在問題與展望
FCL是LP的一大改進，FCL治療骨折在理論和實驗研究方面均取得令人滿意的結果，有望降低傳統LP治療某些部位骨折延遲愈合、骨不連發生率。但目前FCL技術臨床應用時間尚短、應用病例數較少，是否在臨床應用中表現出與其理論和實驗相符合的效果，仍期待更多多中心、臨床隨機對照試驗加以證實。雖然MotionLoc螺釘、DLS和國產FCL螺釘已上市，但目前文獻僅有前兩者臨床應用報道，尤其是MotionLoc螺釘應用較多，各種FCL技術之間的生物力學屬性和療效是否存在差異，尚罕見報道。由于MotionLoc螺釘與鋼板鎖定后要求后退半圈，螺釘在釘道內后退會降低螺釘抗拔力，在骨質疏松患者中MotionLoc螺釘單皮質固定的抗拔力是否足夠、螺釘松動發生率如何、如何克服螺釘松動，以及如何克服DLS釘芯相對較細、螺釘易斷裂等問題，仍需進一步研究。