引用本文： 賈仲鈺, 楊代耘, 王躍, 朱向東, 馮雨, 王一天, 吳碧. 動力髖螺釘取出后填充多孔羥基磷灰石陶瓷釘棒的三維有限元分析. 中國修復重建外科雜志, 2017, 31(1): 46-51. doi: 10.7507/1002-1892.201609010 復制
轉子間骨折是一種常見的髖部骨折，對于穩定型和外側壁完整的不穩定轉子間骨折，動力髖螺釘不僅能夠堅強固定骨折斷端，還能夠有效避免髖內翻畸形的產生，因此一度被認為是治療該類轉子間骨折的“金標準”。然而動力髖螺釘本身也存在一些缺陷[1]，特別是主釘較為粗大，骨折預后取出螺釘后遺留一較粗的釘道，使得股骨近端力學強度下降。多孔羥基磷灰石（hydroxyapatite，HA）陶瓷成分與人體無機結構極其相似，因而具有優異的生物相容性和骨傳導性，將多孔 HA 陶瓷制備的釘道填充材料植入人體相較其他植入材料具有明顯優勢[2-3]。本研究利用正常人股骨 CT 數據建立三維有限元模型，分析在相同載荷下未植入多孔 HA 陶瓷釘棒模型與植入不同材料屬性多孔 HA 陶瓷釘棒同正常股骨模型的 Von Mises 應力分布及其應力峰值差異，評估多孔 HA 陶瓷釘棒植入后對股骨力學性質的改善。
1 材料與方法
1.1 研究對象及數據、軟件
選取健康男性志愿者 1 名，年齡 25 歲，體質量70 kg，身高 175 cm；進行 X 線照射，排除髖關節骨折、腫瘤、結核等骨質破壞疾病。在四川省人民醫院?電子科技大學附屬醫院影像科 CT 室完成 CT 掃描；掃描條件：120 kV，125 mA，層厚 0.625 mm，范圍為股骨全長；將收集到的數據以 DICOM 格式保存并刻錄在光盤上。
軟件：Mimics 17.0 軟件（Materialise公司，比利時）；Geomagic Studio 2012 逆向工程軟件（Raindrop 公司，美國）；Solidworks 2015 軟件（Solidworks 公司，美國）；Workbench 15.0 軟件（ANSYS 公司，美國）。
1.2 股骨三維有限元模型建立
將 CT 掃描影像數據導入 Mimics17.0 軟件中，利用不同組織密度的差異，借助“閾值分割”功能將軟組織和骨骼區分開，之后使用“區域增長（Region Growing）”功能將需要的股骨從其余骨組織分離出來，保存所得蒙版。將建立好的蒙版通過“三維計算（Calculate 3D）”功能，分別建立皮質骨和松質骨的三維模型，用 STL 格式導出，然后在 Geomagic Studio 2012 逆向工程軟件中對建立好的三維模型進行光滑處理，消除釘狀物，填充表面所有空洞，使模型成為封閉且光滑的 NURBS 曲面模型，以 IGE 格式保存并導入 Solidworks 2015 軟件中，完成實體模型的建立，得到股骨模型。
1.3 動力髖螺釘模型建立
根據奧斯邁公司動力髖螺釘系統數據，通過 Solidworks 2015 軟件的“草圖繪制”功能完成動力髖螺釘的草圖繪制，使用“凸臺拉伸”功能完成實體模型建立。由于該螺釘對實驗結果影響不大，因而為簡化模型，忽略了釘棒的螺紋。見圖 1。
圖1
動力髖螺釘模型建立
Figure1.
Establishing the finite element model of DHS
1.4 股骨與動力髖螺釘模型的裝配
將動力髖螺釘模型與股骨模型按照實際動力髖螺釘的使用要求完成裝配，尖頂距<25 mm，裝配后的模型以零件格式保存（圖 2a）。然后使用“壓凹”功能，將股骨設置為目標實體，釘棒結構設置為工具實體，完成壓凹工作，將得到的模型以零件格式保存，建立未填充釘棒的股骨模型（圖 2b）。
圖2
股骨與動力髖螺釘模型裝配 a. 裝配后的股骨與動力髖螺釘模型； b. 未填充釘棒股骨模型
Figure2.
Assembling the finite element models of femor and DHS a. The finite element model of femur with DHS; b. The finite element model of femur without DHS
1.5 單元設置及材料屬性
將骨骼定義為各向同性，均質連續。根據本文研究目的，參考既往學者使用的人體骨骼力學數據[4-6]，選取 1 000℃ 燒結的不同孔隙率和表觀彈性模量的多孔 HA 陶瓷為模型材料[7]，見表 1。
表1
模型材料屬性
Table1.
The material properties of the model
1.6 邊界和約束條件
根據文獻[8]方法模擬出體質量 70 kg 成人步態周期中關節承載處于峰值時刻，載荷方向及大小見表 2，邊界條件見圖 3，將股骨模型與釘棒模型設置為綁定接觸。
表2
模型的載荷方向及大小（N）
Table2.
Load direction and size of the model（N）
圖3
模型共同的邊界條件
Figure3.
The common boundary conditions of the model
1.7 模型劃分網格
將股骨模型、未填充釘棒股骨模型、填充多孔 HA 陶瓷釘棒股骨模型分別填充導入 Workbench 15.0 軟件后，使用軟件自帶的網格劃分工具，釘棒及股骨模型均采用四面體網格劃分（Tetrahedrons），將 Relevance 選項設置為 100，網格精細度設置為Fine，元素尺寸設置為 2.0 mm，按照相同標準劃分網格。得到的節點數和單元格數見表 3，畫好的網格模型見圖 4。
表3
模型單元格數及節點數
Table3.
The elements and nodes of models
圖4
網格模型 從左至右依次為股骨模型、未填充釘棒股骨模型以及多孔HA陶瓷釘棒-股骨模型
Figure4.
The mesh model From left to right for femur, femur without DHS, and femur with DHS
1.8 模型分組及計算
根據股骨是否植入釘棒以及植入不同多孔 HA 陶瓷材料屬性的釘棒將模型分組，采用 Workbench 15.0 軟件檢測 Von Mises 應力分布及應力峰值。
2 結果
2.1 正常股骨模型
正常股骨模型應力分布運算時間約為 2 min 14 s。最大應力出現在股骨近端的關節承重處，為 112 MPa；股骨干應力分布均勻，最大應力約為 70 GPa；股骨遠端應力較低。股骨整體應力分布均勻，未見明顯應力集中現象。見圖 5a。
圖5
有限元模型的應力分布云圖 a. 股骨模型； b. 未填充釘棒股骨模型； c. 填充 A 組多孔HA陶瓷釘棒股骨模型； d. 填充 B 組多孔HA陶瓷釘棒股骨模型； e. 填充 C 組多孔HA陶瓷釘棒股骨模型
Figure5.
The Von Mises stress distribution of finite element model a. Femur; b. Femur without DHS; c. Femur with DHS (group A); d. Femur with DHS (group B); e. Femur with DHS (group C)
2.2 未填充釘棒股骨模型
未填充釘棒股骨模型應力分布運算時間約為 2 min 1 s。最大應力出現在遠端釘道周圍的骨皮質處，為 319.9 MPa；在股骨干釘道附近出現了明顯的應力集中現象，股骨頭近端承重部位處最大應力約為 300 MPa，遠端應力與正常骨組織無顯著差異。見圖 5b。
2.3 填充多孔HA陶瓷釘棒股骨模型
2.3.1 填充 A 組多孔 HA 陶瓷釘棒 填充 A 組多孔 HA 陶瓷釘棒股骨模型應力分布運算時間約為 12 min 36 s。股骨干應力主要集中在釘棒附近的皮質處，最大應力出現在股骨干遠端填充釘周圍，為 292.63 MPa；股骨頭承重部分應力約為 260 MPa；股骨模型遠端應力較小。見圖 5c。
2.3.2 填充 B 組多孔 HA 陶瓷釘棒 填充 B 組多孔 HA 陶瓷釘棒股骨模型應力分布運算時間約為10 min 26 s。近端應力主要集中在關節承重處，最大應力約為 154.61 MPa；股骨干釘道附近的骨皮質處最大應力為 105 MPa；股骨遠端應力分布較小。股骨干整體應力分布較均勻，未出現明顯的應力集中，植入釘棒后模型的應力分布與正常股骨模型的應力分布高度相似。見圖 5d。
2.3.3 填充 C 組多孔 HA 陶瓷釘棒 填充 C 組多孔HA 陶瓷釘棒股骨模型應力分布運算時間約為10 min 56 s。股骨干應力主要集中在填充釘棒附近的皮質處，最大應力出現在股骨干遠端填充釘周圍，為 236.05 MPa；股骨頭承重部分應力約為180 MPa；模型遠端應力較小。見圖 5e。
3 討論
隨著社會發展，老齡化所帶來的一系列健康問題已逐步被社會各界關注，2015 年英國境內有超過 65 000 例髖部骨折病例，多數為超過 65 歲的老年患者[9-12]。在動力髖螺釘治療轉子間骨折過程中，由于螺釘取出后股骨承重區域力學性質改變，因此在股骨承重區域以及股骨近端極易出現二次骨折[13-14]。針對動力髖螺釘的這一缺陷，本研究探索在取出動力髖螺釘的釘道內植入多孔 HA 陶瓷釘棒，以期改善股骨承重區域的力學性質。
多孔 HA 陶瓷是生物材料的一種，由 HA 和磷酸三鈣兩種成分組成，該材料與人體骨組織的無機結構極其相似，具有優良的組織相容性，因此已被廣泛用于修復和重建骨缺損[15]。多孔 HA 陶瓷植入人體后，能夠通過化學鍵與人體原有組織形成緊密結合，從而在組織間形成良好結合[16]；此外，由于材料本身多孔的特性，新骨和組織能夠通過孔隙長入材料，并逐步由編織骨重建成為片狀骨片[17]。卓越的生物相容性使得該材料已作為整體移植材料或移植物表面材料廣泛應用于臨床骨缺損的修復[18-20]。
當彈性模量不同的材料組成一個新的機械系統時，載荷、應力等將會重新分布，彈性模量較高的成分承擔更多負荷，而較低者將承擔較少負荷甚至不承擔負荷，即引力遮擋。根據 Woff 定律，應力決定了骨骼重建，稍大的應力有利于骨的生長，因此合理利用應力遮擋效應對于促進骨性愈合以及骨重塑有著重要意義。股骨作為人體重要的承重骨，承載部分體重對于人體正常生活是必要的，而承載負荷過大可能增加骨折風險，承載負荷過小則可能產生應力遮擋，不利于術后康復。
對于臨床上廣泛使用的骨組織修復再生材料 HA 陶瓷，為了使骨缺損部位的骨組織和血管盡快進入 HA 材料內部，植入的 HA 均為多孔形式。這種多孔植入體中的大孔尺寸為200～1 200 μm，大孔孔壁上還含有很多微孔（<10 μm）[21]。因此，測得多孔 HA 的彈性模量數值遠小于 HA 的致密單晶形式彈性模量（70～110 GPa）。
目前，生物力學仿真模擬的主要目的是篩選最佳的力學匹配植入體，人體內皮質骨因孔隙率低結構比較密實，其表觀彈性模量在 2～27 GPa；而松質骨卻因含大量孔（孔隙率>80%）而結構松散，其表觀彈性模量在 0.2～2.0 GPa[22]。因此，本研究的仿真模擬從建模到選用植入體材料的力學參數都是宏觀尺度，所用的多孔 HA 陶瓷彈性模量為宏觀尺度下實測的表觀彈性模量，表觀彈性模量作為植入體材料的力學參數可反映材料微觀結構（大孔、小孔、陶瓷晶粒的結晶度和致密化等）對彈性模量的影響。
通過對比植入多孔 HA 陶瓷釘棒股骨與未植入釘棒股骨的應力分布圖，我們發現植入多孔 HA 陶瓷釘棒后，釘道周圍皮質處的應力集中現象有了顯著改善。因此，植入 HA 陶瓷釘棒能夠縮短患者的康復時間并降低股骨再骨折風險。在填充多孔 HA 陶瓷釘棒的股骨模型中，由于多孔 HA 陶瓷的表觀彈性模量和孔隙率存在差異，因此股骨模型的應力分布也不盡相同。本研究選取 1 000℃ 燒結的 3 種不同表觀彈性模量的多孔 HA 陶瓷制成填充釘棒，分別分析其植入股骨模型的應力分布。結果發現3 組植入釘棒模型的釘道周圍皮質處應力均有所增加，應力峰值雖未超過皮質骨折的臨界壓縮值，但增加了發生骨折的風險。其中 B 組 HA 陶瓷釘棒未出現明顯應力集中現象，股骨干應力分布較為均勻且稍大于正常股骨應力，股骨頭承重部位最大應力遠小于皮質發生壓縮骨的臨界值，此時模型的應力分布最接近正常股骨。考慮到 Woff 定律以及預防再骨折發生和減少康復時間等各方面因素，因此 B 組 HA 陶瓷釘棒最適合作為股骨的填充釘材料。
綜上述，通過分析有限元模型，在取出動力髖螺釘的股骨缺損處填充多孔 HA 陶瓷釘棒能明顯改善股骨力學性質，能夠降低發生二次骨折的風險；在選取不同孔隙率和表觀彈性模量的多孔 HA 陶瓷中，表觀彈性模量 1.0 GPa、孔隙率為 50% 的多孔 HA陶瓷制成釘棒，在植入股骨后與正常股骨模型的最大應力及應力分布最為接近，最適合作為填充釘。
轉子間骨折是一種常見的髖部骨折，對于穩定型和外側壁完整的不穩定轉子間骨折，動力髖螺釘不僅能夠堅強固定骨折斷端，還能夠有效避免髖內翻畸形的產生，因此一度被認為是治療該類轉子間骨折的“金標準”。然而動力髖螺釘本身也存在一些缺陷[1]，特別是主釘較為粗大，骨折預后取出螺釘后遺留一較粗的釘道，使得股骨近端力學強度下降。多孔羥基磷灰石（hydroxyapatite，HA）陶瓷成分與人體無機結構極其相似，因而具有優異的生物相容性和骨傳導性，將多孔 HA 陶瓷制備的釘道填充材料植入人體相較其他植入材料具有明顯優勢[2-3]。本研究利用正常人股骨 CT 數據建立三維有限元模型，分析在相同載荷下未植入多孔 HA 陶瓷釘棒模型與植入不同材料屬性多孔 HA 陶瓷釘棒同正常股骨模型的 Von Mises 應力分布及其應力峰值差異，評估多孔 HA 陶瓷釘棒植入后對股骨力學性質的改善。
1 材料與方法
1.1 研究對象及數據、軟件
選取健康男性志愿者 1 名，年齡 25 歲，體質量70 kg，身高 175 cm；進行 X 線照射，排除髖關節骨折、腫瘤、結核等骨質破壞疾病。在四川省人民醫院?電子科技大學附屬醫院影像科 CT 室完成 CT 掃描；掃描條件：120 kV，125 mA，層厚 0.625 mm，范圍為股骨全長；將收集到的數據以 DICOM 格式保存并刻錄在光盤上。
軟件：Mimics 17.0 軟件（Materialise公司，比利時）；Geomagic Studio 2012 逆向工程軟件（Raindrop 公司，美國）；Solidworks 2015 軟件（Solidworks 公司，美國）；Workbench 15.0 軟件（ANSYS 公司，美國）。
1.2 股骨三維有限元模型建立
將 CT 掃描影像數據導入 Mimics17.0 軟件中，利用不同組織密度的差異，借助“閾值分割”功能將軟組織和骨骼區分開，之后使用“區域增長（Region Growing）”功能將需要的股骨從其余骨組織分離出來，保存所得蒙版。將建立好的蒙版通過“三維計算（Calculate 3D）”功能，分別建立皮質骨和松質骨的三維模型，用 STL 格式導出，然后在 Geomagic Studio 2012 逆向工程軟件中對建立好的三維模型進行光滑處理，消除釘狀物，填充表面所有空洞，使模型成為封閉且光滑的 NURBS 曲面模型，以 IGE 格式保存并導入 Solidworks 2015 軟件中，完成實體模型的建立，得到股骨模型。
1.3 動力髖螺釘模型建立
根據奧斯邁公司動力髖螺釘系統數據，通過 Solidworks 2015 軟件的“草圖繪制”功能完成動力髖螺釘的草圖繪制，使用“凸臺拉伸”功能完成實體模型建立。由于該螺釘對實驗結果影響不大，因而為簡化模型，忽略了釘棒的螺紋。見圖 1。
圖1
動力髖螺釘模型建立
Figure1.
Establishing the finite element model of DHS
1.4 股骨與動力髖螺釘模型的裝配
將動力髖螺釘模型與股骨模型按照實際動力髖螺釘的使用要求完成裝配，尖頂距<25 mm，裝配后的模型以零件格式保存（圖 2a）。然后使用“壓凹”功能，將股骨設置為目標實體，釘棒結構設置為工具實體，完成壓凹工作，將得到的模型以零件格式保存，建立未填充釘棒的股骨模型（圖 2b）。
圖2
股骨與動力髖螺釘模型裝配 a. 裝配后的股骨與動力髖螺釘模型； b. 未填充釘棒股骨模型
Figure2.
Assembling the finite element models of femor and DHS a. The finite element model of femur with DHS; b. The finite element model of femur without DHS
1.5 單元設置及材料屬性
將骨骼定義為各向同性，均質連續。根據本文研究目的，參考既往學者使用的人體骨骼力學數據[4-6]，選取 1 000℃ 燒結的不同孔隙率和表觀彈性模量的多孔 HA 陶瓷為模型材料[7]，見表 1。
表1
模型材料屬性
Table1.
The material properties of the model
1.6 邊界和約束條件
根據文獻[8]方法模擬出體質量 70 kg 成人步態周期中關節承載處于峰值時刻，載荷方向及大小見表 2，邊界條件見圖 3，將股骨模型與釘棒模型設置為綁定接觸。
表2
模型的載荷方向及大小（N）
Table2.
Load direction and size of the model（N）
圖3
模型共同的邊界條件
Figure3.
The common boundary conditions of the model
1.7 模型劃分網格
將股骨模型、未填充釘棒股骨模型、填充多孔 HA 陶瓷釘棒股骨模型分別填充導入 Workbench 15.0 軟件后，使用軟件自帶的網格劃分工具，釘棒及股骨模型均采用四面體網格劃分（Tetrahedrons），將 Relevance 選項設置為 100，網格精細度設置為Fine，元素尺寸設置為 2.0 mm，按照相同標準劃分網格。得到的節點數和單元格數見表 3，畫好的網格模型見圖 4。
表3
模型單元格數及節點數
Table3.
The elements and nodes of models
圖4
網格模型 從左至右依次為股骨模型、未填充釘棒股骨模型以及多孔HA陶瓷釘棒-股骨模型
Figure4.
The mesh model From left to right for femur, femur without DHS, and femur with DHS
1.8 模型分組及計算
根據股骨是否植入釘棒以及植入不同多孔 HA 陶瓷材料屬性的釘棒將模型分組，采用 Workbench 15.0 軟件檢測 Von Mises 應力分布及應力峰值。
2 結果
2.1 正常股骨模型
正常股骨模型應力分布運算時間約為 2 min 14 s。最大應力出現在股骨近端的關節承重處，為 112 MPa；股骨干應力分布均勻，最大應力約為 70 GPa；股骨遠端應力較低。股骨整體應力分布均勻，未見明顯應力集中現象。見圖 5a。
圖5
有限元模型的應力分布云圖 a. 股骨模型； b. 未填充釘棒股骨模型； c. 填充 A 組多孔HA陶瓷釘棒股骨模型； d. 填充 B 組多孔HA陶瓷釘棒股骨模型； e. 填充 C 組多孔HA陶瓷釘棒股骨模型
Figure5.
The Von Mises stress distribution of finite element model a. Femur; b. Femur without DHS; c. Femur with DHS (group A); d. Femur with DHS (group B); e. Femur with DHS (group C)
2.2 未填充釘棒股骨模型
未填充釘棒股骨模型應力分布運算時間約為 2 min 1 s。最大應力出現在遠端釘道周圍的骨皮質處，為 319.9 MPa；在股骨干釘道附近出現了明顯的應力集中現象，股骨頭近端承重部位處最大應力約為 300 MPa，遠端應力與正常骨組織無顯著差異。見圖 5b。
2.3 填充多孔HA陶瓷釘棒股骨模型
2.3.1 填充 A 組多孔 HA 陶瓷釘棒 填充 A 組多孔 HA 陶瓷釘棒股骨模型應力分布運算時間約為 12 min 36 s。股骨干應力主要集中在釘棒附近的皮質處，最大應力出現在股骨干遠端填充釘周圍，為 292.63 MPa；股骨頭承重部分應力約為 260 MPa；股骨模型遠端應力較小。見圖 5c。
2.3.2 填充 B 組多孔 HA 陶瓷釘棒 填充 B 組多孔 HA 陶瓷釘棒股骨模型應力分布運算時間約為10 min 26 s。近端應力主要集中在關節承重處，最大應力約為 154.61 MPa；股骨干釘道附近的骨皮質處最大應力為 105 MPa；股骨遠端應力分布較小。股骨干整體應力分布較均勻，未出現明顯的應力集中，植入釘棒后模型的應力分布與正常股骨模型的應力分布高度相似。見圖 5d。
2.3.3 填充 C 組多孔 HA 陶瓷釘棒 填充 C 組多孔HA 陶瓷釘棒股骨模型應力分布運算時間約為10 min 56 s。股骨干應力主要集中在填充釘棒附近的皮質處，最大應力出現在股骨干遠端填充釘周圍，為 236.05 MPa；股骨頭承重部分應力約為180 MPa；模型遠端應力較小。見圖 5e。
3 討論
隨著社會發展，老齡化所帶來的一系列健康問題已逐步被社會各界關注，2015 年英國境內有超過 65 000 例髖部骨折病例，多數為超過 65 歲的老年患者[9-12]。在動力髖螺釘治療轉子間骨折過程中，由于螺釘取出后股骨承重區域力學性質改變，因此在股骨承重區域以及股骨近端極易出現二次骨折[13-14]。針對動力髖螺釘的這一缺陷，本研究探索在取出動力髖螺釘的釘道內植入多孔 HA 陶瓷釘棒，以期改善股骨承重區域的力學性質。
多孔 HA 陶瓷是生物材料的一種，由 HA 和磷酸三鈣兩種成分組成，該材料與人體骨組織的無機結構極其相似，具有優良的組織相容性，因此已被廣泛用于修復和重建骨缺損[15]。多孔 HA 陶瓷植入人體后，能夠通過化學鍵與人體原有組織形成緊密結合，從而在組織間形成良好結合[16]；此外，由于材料本身多孔的特性，新骨和組織能夠通過孔隙長入材料，并逐步由編織骨重建成為片狀骨片[17]。卓越的生物相容性使得該材料已作為整體移植材料或移植物表面材料廣泛應用于臨床骨缺損的修復[18-20]。
當彈性模量不同的材料組成一個新的機械系統時，載荷、應力等將會重新分布，彈性模量較高的成分承擔更多負荷，而較低者將承擔較少負荷甚至不承擔負荷，即引力遮擋。根據 Woff 定律，應力決定了骨骼重建，稍大的應力有利于骨的生長，因此合理利用應力遮擋效應對于促進骨性愈合以及骨重塑有著重要意義。股骨作為人體重要的承重骨，承載部分體重對于人體正常生活是必要的，而承載負荷過大可能增加骨折風險，承載負荷過小則可能產生應力遮擋，不利于術后康復。
對于臨床上廣泛使用的骨組織修復再生材料 HA 陶瓷，為了使骨缺損部位的骨組織和血管盡快進入 HA 材料內部，植入的 HA 均為多孔形式。這種多孔植入體中的大孔尺寸為200～1 200 μm，大孔孔壁上還含有很多微孔（<10 μm）[21]。因此，測得多孔 HA 的彈性模量數值遠小于 HA 的致密單晶形式彈性模量（70～110 GPa）。
目前，生物力學仿真模擬的主要目的是篩選最佳的力學匹配植入體，人體內皮質骨因孔隙率低結構比較密實，其表觀彈性模量在 2～27 GPa；而松質骨卻因含大量孔（孔隙率>80%）而結構松散，其表觀彈性模量在 0.2～2.0 GPa[22]。因此，本研究的仿真模擬從建模到選用植入體材料的力學參數都是宏觀尺度，所用的多孔 HA 陶瓷彈性模量為宏觀尺度下實測的表觀彈性模量，表觀彈性模量作為植入體材料的力學參數可反映材料微觀結構（大孔、小孔、陶瓷晶粒的結晶度和致密化等）對彈性模量的影響。
通過對比植入多孔 HA 陶瓷釘棒股骨與未植入釘棒股骨的應力分布圖，我們發現植入多孔 HA 陶瓷釘棒后，釘道周圍皮質處的應力集中現象有了顯著改善。因此，植入 HA 陶瓷釘棒能夠縮短患者的康復時間并降低股骨再骨折風險。在填充多孔 HA 陶瓷釘棒的股骨模型中，由于多孔 HA 陶瓷的表觀彈性模量和孔隙率存在差異，因此股骨模型的應力分布也不盡相同。本研究選取 1 000℃ 燒結的 3 種不同表觀彈性模量的多孔 HA 陶瓷制成填充釘棒，分別分析其植入股骨模型的應力分布。結果發現3 組植入釘棒模型的釘道周圍皮質處應力均有所增加，應力峰值雖未超過皮質骨折的臨界壓縮值，但增加了發生骨折的風險。其中 B 組 HA 陶瓷釘棒未出現明顯應力集中現象，股骨干應力分布較為均勻且稍大于正常股骨應力，股骨頭承重部位最大應力遠小于皮質發生壓縮骨的臨界值，此時模型的應力分布最接近正常股骨。考慮到 Woff 定律以及預防再骨折發生和減少康復時間等各方面因素，因此 B 組 HA 陶瓷釘棒最適合作為股骨的填充釘材料。
綜上述，通過分析有限元模型，在取出動力髖螺釘的股骨缺損處填充多孔 HA 陶瓷釘棒能明顯改善股骨力學性質，能夠降低發生二次骨折的風險；在選取不同孔隙率和表觀彈性模量的多孔 HA 陶瓷中，表觀彈性模量 1.0 GPa、孔隙率為 50% 的多孔 HA陶瓷制成釘棒，在植入股骨后與正常股骨模型的最大應力及應力分布最為接近，最適合作為填充釘。
