引用本文： 李波, 張世民, 胡孫君, 杜守超, 熊文峰. 肱骨頭下皮質外距螺釘重建內側柱穩定性的三維有限元分析. 中國修復重建外科雜志, 2022, 36(8): 995-1002. doi: 10.7507/1002-1892.202202032 復制
肱骨近端骨折是老年人群常見骨折類型，在低能量創傷中多與骨脆性有關[1]。切開復位鎖定鋼板內固定是首選治療方式[2]。然而，對于肱骨距皮質粉碎、不能獲得內側皮質解剖復位的老年患者，由于骨質疏松嚴重，骨小梁稀少，致使下方距螺釘對肱骨頭的支撐承托作用有限，術后并發癥發生率高，最常見并發癥是螺釘穿透關節面、內翻塌陷[3]。
采用鎖定鋼板治療肱骨近端骨折時，術中重建內側柱穩定性是取得成功的關鍵。2007年Gardner等[4]首次將“內側支撐”概念應用到肱骨近端脆性骨折治療中，強調獲得肱骨距解剖復位（皮質錯位<3 mm）和/或將距螺釘打入肱骨頭內下象限的密集骨小梁中。臨床上內側支撐分為髓外支撐和髓內支撐兩類，通過髓內或髓外支撐重建肱骨近端內側柱，彌補了鎖定鋼板偏心固定的力學不足，能明顯提高穩定性，但術后并發癥發生率仍很高[5-7]。因此，如何進一步提高內側柱穩定性成為臨床上亟待解決的難題。
雖然將距螺釘植入肱骨頭內下象限可獲得穩定的內側支撐，但肱骨頭的解剖差異較大，并非所有距螺釘都能準確植于肱骨頭內下象限。我們在臨床觀察到，如果將距螺釘安放在肱骨頭下方皮質骨外，通過釘尖與皮質骨的接觸砥住，可獲得內側柱穩定，對肱骨頭有良好的支撐托舉作用，能防止其內翻和下沉。目前，通過調整距螺釘角度將其植于肱骨頭下皮質骨外的生物力學特性和臨床結果尚未見報道。鑒于此，本研究采用三維有限元分析方法，探討將距螺釘安放在肱骨頭下皮質骨外的力學支撐效果，并回顧性總結7例患者臨床應用效果。報告如下。
1 三維有限元分析
1.1 研究對象及主要儀器、軟件
隨機選擇1名健康女性志愿者，年齡70歲，體質量60 kg，身高165 cm，合并骨質疏松，無肩部外傷、腫瘤、畸形病史。
華碩 Z10PA-D8 Series 臺式電腦，英特爾Xeon（至強）E5-2690 v4@2.60GHz（X2）處理器，NVIDIA GeForce GTX 1660（6 GB/七彩虹）顯卡，160 GB（三星 DDR4 2 400 MHz）內存，英特爾SSDSC2KG240G7（240 GB/固態硬盤），Windows 10操作系統；Philips 64排螺旋CT（Philips公司，荷蘭）。有限元軟件：Mimics 21.0（Materialise公司，比利時）；Geomagic 2017（Geomagic公司，美國）；SolidWorks 2017（達索公司，美國）；Ansys 17.0（ANSYS公司，美國）。
1.2 研究方法
1.2.1 肱骨近端骨折模型建立
取肩部CT掃描數據并導入Mimics 21.0。使用閾值分割、區域增長、分離蒙版、編輯工具等功能，提取并重建CT中肱骨骨皮質完整模型，并將模型優化處理后導入Geomagic 2017中進行二次優化及實體化處理，最終導出Stp格式備用。將肱骨Stp格式文件導入SolidWorks 2017中進行原點裝配，以達到還原CT模型的效果。對肱骨使用布爾運算，將其分成皮質骨和松質骨兩部分；再使用切割命令制作肱骨外科頸內下方5 mm缺損，保存為Prt格式導出備用。
1.2.2 鋼板螺釘建模及分組
將肱骨近端鎖定鋼板（PHILOS）放置于肱骨大結節頂點以遠5～8 mm，結節間溝后方2～4 mm。為了簡化模型，省略皮質螺釘和鎖定螺釘的螺紋，將上述鎖定板及螺釘模型保存為Prt格式備用，并于SolidWorks 2017裝配體下將其內固定器械與肱骨進行組裝配合。PHILOS鋼板的鎖定螺釘按照從上到下、從左到右的原則編為1～9號螺釘，其中8、9號分別為下方的2枚距螺釘。將PHILOS鋼板的1～5號螺釘按照標準方式植入肱骨頭內，再按2枚距螺釘分布方式的不同分為3組。A組：距螺釘肱骨頭內支撐組，2枚距螺釘安放在肱骨頭的內下象限，從肱骨頭內支撐；B組：單螺釘皮質外支撐組，1枚距螺釘緊貼肱骨頭下的骨皮質，安放在皮質外，另1枚打入肱骨頭內，分別從內外進行支撐托舉；C組：雙螺釘皮質外支撐組，2枚距螺釘均安放在肱骨頭下皮質外，砥住皮質，從下方托舉肱骨頭。見圖1。
圖1
各組模型示意圖
a. A組；b. B組；c. C組
Figure1. Schematic diagram of each group of modelsa. Group A; b. Group B; c. Group C
1.2.3 模型裝配和網格劃分
將上述肱骨近端骨折模型、鎖定鋼板及螺釘模型導入Ansys 17.0中。網格劃分參數：肱骨皮質0.9～1.1 mm，肱骨松質1.3～1.5 mm，鋼板0.8～1.0 mm，螺釘0.5～0.8 mm。使用Ansys 17.0中Generate mesh命令對整體模型劃分面網格以及體網格，分析系統對模型特征進行識別后，根據所設定的網格尺寸對模型進行網格生成并附著。鎖定鋼板固定肱骨近端骨折三維有限元模型建模成功，并有效劃分網格。肱骨、鋼板及螺釘均采用10節點4面體單元（Solid186），不同模型節點及單元見表1。
表1
各組模型節點數和網格數
Table1.
The number of the nodes and elements in each group
1.2.4 建立三維有限元最終模型及分析
將上述模型導入Ansys 17.0。設置以下參數后進行三維有限元分析：① 材料屬性設定：設置鋼板、螺釘、皮質骨和松質骨的彈性模量和泊松比（表2）[8]。② 接觸設定：鋼板與鎖定螺釘為綁定，螺釘與皮質骨和松質骨設定完全綁定，鋼板與骨皮質為摩擦關系，摩擦系數為0.2。所有材料均定義為各向同性均質的彈性材料。③ 加載條件：根據He等[9]的研究方法模擬人摔倒時肱骨受到的間接暴力確定加載點，模擬體質量為60 kg的成人，肱骨干遠端固定，對模型施加軸向力、剪切力和扭轉力。軸向力為經肱骨大結節施加500 N載荷；剪切力是在軸向負荷基礎上外展20°，模擬患者從椅子上站起時肱骨近端受到的力；扭轉力為圍繞肱骨干的軸線對肱骨近端施加10 N·m的扭矩[9]。見圖2。
表2
不同材料彈性模量及泊松比
Table2.
Elastic modulus and Poisson’s ratio of different materials
圖2
各組模型約束條件及載荷（箭頭示加載點及方向）
a. 軸向力；b. 剪切力；c. 旋轉扭力
Figure2. Constraints and loads in each group (Arrow indicated loading point and direction)a. Axial force; b. Shear force; c. Rotational torque
檢測指標：① 肱骨近端最大等效云應力及應力分布情況；② 內固定器械最大等效云應力及應力分布情況，距螺釘位移；③ 肱骨近端位移和頸干角變化（加壓后與加壓前頸干角的差值）；④ 肱骨近端旋轉穩定性（加壓后肱骨近端與遠端的夾角）。
1.3 結果
1.3.1 肱骨近端最大等效云應力及應力分布情況
不同載荷下，肱骨近端最大等效云應力均集中在肱骨頭內下方。與A組相比，B、C組肱骨近端最大等效云應力，軸向力加載下分別增加229.8%、276.5%，剪切力加載下分別增加102.0%、159.9%。結果顯示，B、C組肱骨近端應力大于A組，而B、C組應力相近，說明1枚或2枚距螺釘植入肱骨頭外，肱骨近端承擔的應力略有增加。見表3。
表3
各組各檢測指標比較
Table3.
Comparison of detection indexes between groups
1.3.2 內固定器械最大等效云應力及應力分布情況
與A組相比，B、C組內固定器械最大等效云應力，軸向力加載下分別減小11.8%、20.4%，剪切力加載下分別增加8.2%、12.6%。結果顯示，B、C組內固定器械應力小于A組，而B、C組內固定器械應力相近，說明1枚或2枚距螺釘植入肱骨頭外會使內固定器械分擔的應力略有減小。內固定器械的最大等效云應力均集中在8號或9號距螺釘上（圖3），位移最大。與A組相比，B、C組距螺釘最大位移，軸向力加載下分別減小1.5%、15.5%，剪切力加載下分別減小0.7%、22.2%。見表3。
圖3
在軸向力和剪切力下3組內固定器械的最大等效云應力及應力分布情況
從左至右分別為A、B、C組 a. 軸向力下；b. 剪切力下
Figure3. The PVMS and stress distribution of internal fixator in groups under axial force and shear forceFrom left to right for groups A, B, and C, respectively a. Under axial force; b. Under shear force
1.3.3 肱骨近端位移和頸干角變化
與A組相比，軸向力加載下B組肱骨近端最大位移增加0.5%，C組減小1.2%；剪切力加載下B、C組肱骨近端最大位移分別減小0.3%、增加0.7%。與A組相比，在軸向力加載下B、C組頸干角變化分別增加47.4%、126.3%，在剪切力加載下分別增加82.1%、59.0%。結果顯示，A、B、C組的肱骨近端位移和頸干角變化均很小，說明1枚或2枚距螺釘植入肱骨頭外也可獲得足夠穩定性。見表3。
1.3.4 肱骨近端旋轉穩定性
與A組相比，在扭轉力加載下，B、C組肱骨旋轉角度分別增加60.3%、119.0%。說明1枚或2枚距螺釘植入肱骨頭外時，肱骨旋轉穩定性略下降。見表3。
2 臨床資料
2017年1月—2020年12月，我科共進行肱骨近端鎖定鋼板手術126例，其中內側肱骨距粉碎15例，有7例將1枚（5例）或2枚（2例）距螺釘打入肱骨頭下皮質外。其中男2例，女5例；年齡69～87歲，平均77.7歲。根據Neer分型：二部分骨折1例，三部分骨折4例，四部分骨折2例。術后7例患者均獲隨訪，隨訪時間6～12個月。骨折均愈合，愈合時間8～14周，平均10.9周；頸干角變化（末次隨訪與術后即刻頸干角的差值）為（1.30±0.42）°，肩關節功能Constant評分為（87.4±4.2）分；無肱骨頭內翻塌陷、螺釘穿透關節面等并發癥發生。見圖4。
圖4
患者，女，77歲，摔倒致右肩關節Neer三部分骨折，行切開復位鎖定鋼板內固定治療
a. 術前X線片；b. 術前CT前面觀；c. 術中透視1枚距螺釘位于肱骨頭下的骨皮質外；d. 術后1個月CT示距螺釘支撐肱骨頭（箭頭）；e. 術后3個月X線片示骨折愈合，無肱骨頭內翻塌陷（箭頭）
Figure4. A 77-year-old female patient with a Neer three-part abduction fracture of the right shoulder joint caused by falling underwent open reduction and internal fixation with a locking platea. Preoperative X-ray film; b. Anterior view of preoperative CT; c. Intraoperative fluoroscopy showed that 1 calcar screw located outside the cortical bone below the humeral head; d. CT at 1 month after operation showed that the calcar screw supported the humeral head (arrow); e. X-ray film at 3 months after operation showed the fracture union without varus collapse of the humeral head (arrow)
3 討論
本研究采用三維有限元分析方法，在肱骨近端骨折伴內側皮質粉碎、缺乏支撐的情況下，將鎖定鋼板的距螺釘安放在肱骨頭下皮質外，通過釘尖與骨皮質的直接接觸砥住，可重建內側柱，為上方肱骨頭提供承載和托舉，防止其內翻和下沉。三維有限元分析發現，不管在軸向力還是剪切力作用下，經鎖定鋼板打入肱骨頭下的皮質外距螺釘（作用于頭下皮質骨）和經鎖定鋼板打入肱骨頭內的距螺釘（作用于頭內骨小梁）均能提供穩定支撐力，內固定器械的最大等效云應力均集中在8號或9號距螺釘上且位移最大，3組模型在肱骨近端位移和頸干角內翻方面無明顯差異，說明這3種方法重建內側柱的穩定程度相似。
3.1 通過附加內固定重建內側柱穩定性
目前臨床上將重建內側柱支撐的方法分為髓外支撐和髓內支撐兩類。髓外支撐是通過肱骨近端皮質外的內植物，對肱骨頭進行直接支撐以增強內固定穩定性，包括內側支撐鋼板、結構性植骨等。PHILOS鋼板結合內側鋼板治療內側柱缺損的骨折，雖然臨床療效滿意，生物力學穩定，但肱骨頭內側軟組織需廣泛剝離，手術風險大、時間長，增加肱骨頭血運的醫源性損害，且內固定難度大，因此髓外支撐未能獲得廣泛臨床應用[9-11]。髓內支撐是通過在髓腔內放置結構性固定物，增強對肱骨頭內側柱支撐，是目前應用最廣泛的重建內側柱方式。現已有大量關于髓內支撐的臨床和生物力學研究報道，探索不同形式的內側柱重建和支撐點。根據髓內材料種類和來源，分為自體骨（髂骨、腓骨干）[12-13]及同種異體骨條（尺骨、股骨）[14-15]支撐。雖然同種異體腓骨髓內支撐可增強內固定強度，但術后仍有部分患者頸干角未達影像學標準[16]。另外，腓骨干的“點支撐”與肱骨距區接觸不充分，造成肱骨頭內翻畸形，進而發生螺釘切出關節面等并發癥。因此，同種異體骨內固定增加技術并不能有效支撐肱骨頭[17]。另外，同種異體腓骨重建內側柱常會伴隨醫源性感染及二期肩關節置換腓骨拔出困難等風險[18-19]。
3.2 通過距螺釘實現內側柱支撐
肱骨近端在結構上具有偏心負載的特點，因此，其內側的壓力結構（肱骨距）較外側的張力結構負荷更大，重建內側結構的力學承載功能，對重建肱骨頭穩定性更為重要。2007年Gardner等[4]通過解剖復位肱骨距或將距螺釘打入肱骨頭內下象限，獲得內側柱支撐，提高鎖定鋼板內固定穩定性，提出了“內側支撐”的概念。
由于每例患者肱骨近端解剖特點不同，距螺釘并非都能夠準確植入肱骨頭內下象限。標準距螺釘應打入肱骨頭內下象限的密集骨小梁中，通過距螺釘與骨小梁的接觸把持，為肱骨頭提供支撐承托。但是標準的距螺釘位置往往受到鋼板安放高低、肱骨頭大小及肱骨近端外側角度變異[20]的影響，按鎖定螺釘的正常軸線，有時并不能將距螺釘打入標準位置。為此，2018年Mehta等[21]進行了生物力學研究，通過將鎖定鋼板放置在標準位、上移8 mm位、下移8 mm位，配合將距螺釘打入肱骨頭內的標準區、偏上區和偏下區，發現偏下安放的距螺釘與標準安放的距螺釘具有相似支撐效力，而偏上安放的距螺釘支撐效果則明顯較差。2022年Xu等[22]研究了距螺釘的3種安置方法，即標準距螺釘、偏下打入但軸線正確的開槽距螺釘和向上傾斜的偏軸距螺釘，螺釘的尖端均打入肱骨頭的內下象限，結果發現3種距螺釘安置方法在生物力學內固定強度上無明顯差異；臨床隨訪125例患者，肱骨頭內翻發生率差異也無統計學意義。
3.3 通過骨折復位獲得內側支撐
肱骨近端與股骨近端的結構和力學環境相似。受股骨轉子間骨折和股骨頸骨折陽性皮質支撐復位的啟發，2021年Shi等[23]探索了在肱骨近端骨折是否也有陽性支撐，結果發現如果將肱骨干內側皮質復位于肱骨頭外下方，則對肱骨頭具有較好的支撐作用。我們認為，由于肱骨近端的外科頸很短，除了追求內側皮質的解剖復位（標準為錯位<3 mm）外，肱骨干過多內移或外移均將失去對肱骨頭的支撐托舉作用，即在肱骨近端骨折，應追求內側皮質的解剖復位。
3.4 肱骨頭下皮質外安放距螺釘的優缺點
我們將距螺釘安放在肱骨頭下皮質外有以下優點：① 螺釘作用于堅硬的皮質骨，比作用于肱骨頭內稀疏的骨小梁支撐托載能力更強，能更多地分擔肱骨頭負荷。② 將鎖定螺釘略微偏斜打在肱骨頭下皮質外，并不降低螺釘在鋼板鎖定孔的鉚合力。2014年Gallagher等[24]的生物力學研究發現，調整螺釘角度在5° 之內，不會影響螺釘與鋼板鎖定孔的穩定性。本研究中，肱骨頭下方的距螺釘都是通過調整角度才能置于皮質外，調整角度均<5°。③ 距螺釘能轉移應力分布，將原本集中于肱骨頭外側的應力轉移到內側，該力學分布更符合正常肱骨頭的力學機制[25]。④ 在增加內固定強度的同時節省手術時間，無需從內側解剖軟組織，不破壞肱骨頭血運。⑤ 距螺釘位于關節外，降低了繼發性螺釘穿透關節面的風險。⑥ 降低了肱骨頭內翻塌陷的風險。⑦ 操作簡單，通過調節原有螺釘的打入角度即可實現。⑧ 無需加用內側支撐鋼板、腓骨條植骨等材料，減少了醫療費用。⑨ 在術中鋼板安放位置略有偏差（略高或略低）情況下，將距螺釘安放在肱骨頭下皮質外也能重建內側柱穩定性，彌補了技術缺陷。⑩ 現有鋼板均按歐美人尺寸設計，與國人肱骨近端骨骼（亞洲人骨骼尺寸普遍偏小）并不完全適配，本方法彌補了器械設計的不足。
缺點：① 釘尖承托皮質骨的長度（即螺釘與骨皮質接觸的最佳長度）目前尚不清楚，太短容易失效，太長容易刺激肱骨頭和肩盂軟組織。② 對于內側壁嚴重粉碎、不具備鋼板內固定條件的骨折使用皮質外距螺釘，易加重內側壁粉碎程度。③ 肱骨頭后傾30°及肩胛下肌阻擋，難以暴露內側壁，易導致復位不良，難以獲得穩定的內側柱支撐[26]。④ 術中向薄弱的內側壁植入距螺釘時，鋼板與肱骨頭大小不匹配會影響距螺釘植入位置，偏上或偏下時難以獲得內側支撐；或術中為了固定對側皮質，多次植入螺釘切割，易導致內側壁粉碎。
本研究模型未充分考慮到肌肉、韌帶及個體間差異，5 mm的內側骨缺損模型難以充分模擬內側柱不穩定的三、四部分骨折，且臨床上尚缺少大樣本隨訪觀察。但是，本有限元模型取自70歲老年女性的骨質疏松骨，通過模擬力學加載方法，驗證了肱骨頭外皮質下安放距螺釘的支撐托舉效力與肱骨頭內下象限距螺釘的負荷承載能力相近，為臨床推廣應用提供了一定理論依據。
綜上述，本研究通過三維有限元分析表明，將鎖定鋼板的距螺釘安放在肱骨頭下皮質外，通過釘尖與骨皮質的直接接觸砥住，重建內側柱的力學穩定性，為上方的肱骨頭提供承載和托舉，可防止其內翻和下沉，臨床嘗試獲得了優良效果。
利益沖突 在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突
倫理聲明 研究方案經同濟大學附屬楊浦醫院醫學倫理委員會批準（LL-2021-LW-009）；志愿者知情同意
作者貢獻聲明 李波：科研設計、實施及文章撰寫；胡孫君、杜守超、熊文峰：參與三維有限元分析及數據整理；張世民：對觀點形成、文章構思及撰寫提供指導
肱骨近端骨折是老年人群常見骨折類型，在低能量創傷中多與骨脆性有關[1]。切開復位鎖定鋼板內固定是首選治療方式[2]。然而，對于肱骨距皮質粉碎、不能獲得內側皮質解剖復位的老年患者，由于骨質疏松嚴重，骨小梁稀少，致使下方距螺釘對肱骨頭的支撐承托作用有限，術后并發癥發生率高，最常見并發癥是螺釘穿透關節面、內翻塌陷[3]。
采用鎖定鋼板治療肱骨近端骨折時，術中重建內側柱穩定性是取得成功的關鍵。2007年Gardner等[4]首次將“內側支撐”概念應用到肱骨近端脆性骨折治療中，強調獲得肱骨距解剖復位（皮質錯位<3 mm）和/或將距螺釘打入肱骨頭內下象限的密集骨小梁中。臨床上內側支撐分為髓外支撐和髓內支撐兩類，通過髓內或髓外支撐重建肱骨近端內側柱，彌補了鎖定鋼板偏心固定的力學不足，能明顯提高穩定性，但術后并發癥發生率仍很高[5-7]。因此，如何進一步提高內側柱穩定性成為臨床上亟待解決的難題。
雖然將距螺釘植入肱骨頭內下象限可獲得穩定的內側支撐，但肱骨頭的解剖差異較大，并非所有距螺釘都能準確植于肱骨頭內下象限。我們在臨床觀察到，如果將距螺釘安放在肱骨頭下方皮質骨外，通過釘尖與皮質骨的接觸砥住，可獲得內側柱穩定，對肱骨頭有良好的支撐托舉作用，能防止其內翻和下沉。目前，通過調整距螺釘角度將其植于肱骨頭下皮質骨外的生物力學特性和臨床結果尚未見報道。鑒于此，本研究采用三維有限元分析方法，探討將距螺釘安放在肱骨頭下皮質骨外的力學支撐效果，并回顧性總結7例患者臨床應用效果。報告如下。
1 三維有限元分析
1.1 研究對象及主要儀器、軟件
隨機選擇1名健康女性志愿者，年齡70歲，體質量60 kg，身高165 cm，合并骨質疏松，無肩部外傷、腫瘤、畸形病史。
華碩 Z10PA-D8 Series 臺式電腦，英特爾Xeon（至強）E5-2690 v4@2.60GHz（X2）處理器，NVIDIA GeForce GTX 1660（6 GB/七彩虹）顯卡，160 GB（三星 DDR4 2 400 MHz）內存，英特爾SSDSC2KG240G7（240 GB/固態硬盤），Windows 10操作系統；Philips 64排螺旋CT（Philips公司，荷蘭）。有限元軟件：Mimics 21.0（Materialise公司，比利時）；Geomagic 2017（Geomagic公司，美國）；SolidWorks 2017（達索公司，美國）；Ansys 17.0（ANSYS公司，美國）。
1.2 研究方法
1.2.1 肱骨近端骨折模型建立
取肩部CT掃描數據并導入Mimics 21.0。使用閾值分割、區域增長、分離蒙版、編輯工具等功能，提取并重建CT中肱骨骨皮質完整模型，并將模型優化處理后導入Geomagic 2017中進行二次優化及實體化處理，最終導出Stp格式備用。將肱骨Stp格式文件導入SolidWorks 2017中進行原點裝配，以達到還原CT模型的效果。對肱骨使用布爾運算，將其分成皮質骨和松質骨兩部分；再使用切割命令制作肱骨外科頸內下方5 mm缺損，保存為Prt格式導出備用。
1.2.2 鋼板螺釘建模及分組
將肱骨近端鎖定鋼板（PHILOS）放置于肱骨大結節頂點以遠5～8 mm，結節間溝后方2～4 mm。為了簡化模型，省略皮質螺釘和鎖定螺釘的螺紋，將上述鎖定板及螺釘模型保存為Prt格式備用，并于SolidWorks 2017裝配體下將其內固定器械與肱骨進行組裝配合。PHILOS鋼板的鎖定螺釘按照從上到下、從左到右的原則編為1～9號螺釘，其中8、9號分別為下方的2枚距螺釘。將PHILOS鋼板的1～5號螺釘按照標準方式植入肱骨頭內，再按2枚距螺釘分布方式的不同分為3組。A組：距螺釘肱骨頭內支撐組，2枚距螺釘安放在肱骨頭的內下象限，從肱骨頭內支撐；B組：單螺釘皮質外支撐組，1枚距螺釘緊貼肱骨頭下的骨皮質，安放在皮質外，另1枚打入肱骨頭內，分別從內外進行支撐托舉；C組：雙螺釘皮質外支撐組，2枚距螺釘均安放在肱骨頭下皮質外，砥住皮質，從下方托舉肱骨頭。見圖1。
圖1
各組模型示意圖
a. A組；b. B組；c. C組
Figure1. Schematic diagram of each group of modelsa. Group A; b. Group B; c. Group C
1.2.3 模型裝配和網格劃分
將上述肱骨近端骨折模型、鎖定鋼板及螺釘模型導入Ansys 17.0中。網格劃分參數：肱骨皮質0.9～1.1 mm，肱骨松質1.3～1.5 mm，鋼板0.8～1.0 mm，螺釘0.5～0.8 mm。使用Ansys 17.0中Generate mesh命令對整體模型劃分面網格以及體網格，分析系統對模型特征進行識別后，根據所設定的網格尺寸對模型進行網格生成并附著。鎖定鋼板固定肱骨近端骨折三維有限元模型建模成功，并有效劃分網格。肱骨、鋼板及螺釘均采用10節點4面體單元（Solid186），不同模型節點及單元見表1。
表1
各組模型節點數和網格數
Table1.
The number of the nodes and elements in each group
1.2.4 建立三維有限元最終模型及分析
將上述模型導入Ansys 17.0。設置以下參數后進行三維有限元分析：① 材料屬性設定：設置鋼板、螺釘、皮質骨和松質骨的彈性模量和泊松比（表2）[8]。② 接觸設定：鋼板與鎖定螺釘為綁定，螺釘與皮質骨和松質骨設定完全綁定，鋼板與骨皮質為摩擦關系，摩擦系數為0.2。所有材料均定義為各向同性均質的彈性材料。③ 加載條件：根據He等[9]的研究方法模擬人摔倒時肱骨受到的間接暴力確定加載點，模擬體質量為60 kg的成人，肱骨干遠端固定，對模型施加軸向力、剪切力和扭轉力。軸向力為經肱骨大結節施加500 N載荷；剪切力是在軸向負荷基礎上外展20°，模擬患者從椅子上站起時肱骨近端受到的力；扭轉力為圍繞肱骨干的軸線對肱骨近端施加10 N·m的扭矩[9]。見圖2。
表2
不同材料彈性模量及泊松比
Table2.
Elastic modulus and Poisson’s ratio of different materials
圖2
各組模型約束條件及載荷（箭頭示加載點及方向）
a. 軸向力；b. 剪切力；c. 旋轉扭力
Figure2. Constraints and loads in each group (Arrow indicated loading point and direction)a. Axial force; b. Shear force; c. Rotational torque
檢測指標：① 肱骨近端最大等效云應力及應力分布情況；② 內固定器械最大等效云應力及應力分布情況，距螺釘位移；③ 肱骨近端位移和頸干角變化（加壓后與加壓前頸干角的差值）；④ 肱骨近端旋轉穩定性（加壓后肱骨近端與遠端的夾角）。
1.3 結果
1.3.1 肱骨近端最大等效云應力及應力分布情況
不同載荷下，肱骨近端最大等效云應力均集中在肱骨頭內下方。與A組相比，B、C組肱骨近端最大等效云應力，軸向力加載下分別增加229.8%、276.5%，剪切力加載下分別增加102.0%、159.9%。結果顯示，B、C組肱骨近端應力大于A組，而B、C組應力相近，說明1枚或2枚距螺釘植入肱骨頭外，肱骨近端承擔的應力略有增加。見表3。
表3
各組各檢測指標比較
Table3.
Comparison of detection indexes between groups
1.3.2 內固定器械最大等效云應力及應力分布情況
與A組相比，B、C組內固定器械最大等效云應力，軸向力加載下分別減小11.8%、20.4%，剪切力加載下分別增加8.2%、12.6%。結果顯示，B、C組內固定器械應力小于A組，而B、C組內固定器械應力相近，說明1枚或2枚距螺釘植入肱骨頭外會使內固定器械分擔的應力略有減小。內固定器械的最大等效云應力均集中在8號或9號距螺釘上（圖3），位移最大。與A組相比，B、C組距螺釘最大位移，軸向力加載下分別減小1.5%、15.5%，剪切力加載下分別減小0.7%、22.2%。見表3。
圖3
在軸向力和剪切力下3組內固定器械的最大等效云應力及應力分布情況
從左至右分別為A、B、C組 a. 軸向力下；b. 剪切力下
Figure3. The PVMS and stress distribution of internal fixator in groups under axial force and shear forceFrom left to right for groups A, B, and C, respectively a. Under axial force; b. Under shear force
1.3.3 肱骨近端位移和頸干角變化
與A組相比，軸向力加載下B組肱骨近端最大位移增加0.5%，C組減小1.2%；剪切力加載下B、C組肱骨近端最大位移分別減小0.3%、增加0.7%。與A組相比，在軸向力加載下B、C組頸干角變化分別增加47.4%、126.3%，在剪切力加載下分別增加82.1%、59.0%。結果顯示，A、B、C組的肱骨近端位移和頸干角變化均很小，說明1枚或2枚距螺釘植入肱骨頭外也可獲得足夠穩定性。見表3。
1.3.4 肱骨近端旋轉穩定性
與A組相比，在扭轉力加載下，B、C組肱骨旋轉角度分別增加60.3%、119.0%。說明1枚或2枚距螺釘植入肱骨頭外時，肱骨旋轉穩定性略下降。見表3。
2 臨床資料
2017年1月—2020年12月，我科共進行肱骨近端鎖定鋼板手術126例，其中內側肱骨距粉碎15例，有7例將1枚（5例）或2枚（2例）距螺釘打入肱骨頭下皮質外。其中男2例，女5例；年齡69～87歲，平均77.7歲。根據Neer分型：二部分骨折1例，三部分骨折4例，四部分骨折2例。術后7例患者均獲隨訪，隨訪時間6～12個月。骨折均愈合，愈合時間8～14周，平均10.9周；頸干角變化（末次隨訪與術后即刻頸干角的差值）為（1.30±0.42）°，肩關節功能Constant評分為（87.4±4.2）分；無肱骨頭內翻塌陷、螺釘穿透關節面等并發癥發生。見圖4。
圖4
患者，女，77歲，摔倒致右肩關節Neer三部分骨折，行切開復位鎖定鋼板內固定治療
a. 術前X線片；b. 術前CT前面觀；c. 術中透視1枚距螺釘位于肱骨頭下的骨皮質外；d. 術后1個月CT示距螺釘支撐肱骨頭（箭頭）；e. 術后3個月X線片示骨折愈合，無肱骨頭內翻塌陷（箭頭）
Figure4. A 77-year-old female patient with a Neer three-part abduction fracture of the right shoulder joint caused by falling underwent open reduction and internal fixation with a locking platea. Preoperative X-ray film; b. Anterior view of preoperative CT; c. Intraoperative fluoroscopy showed that 1 calcar screw located outside the cortical bone below the humeral head; d. CT at 1 month after operation showed that the calcar screw supported the humeral head (arrow); e. X-ray film at 3 months after operation showed the fracture union without varus collapse of the humeral head (arrow)
3 討論
本研究采用三維有限元分析方法，在肱骨近端骨折伴內側皮質粉碎、缺乏支撐的情況下，將鎖定鋼板的距螺釘安放在肱骨頭下皮質外，通過釘尖與骨皮質的直接接觸砥住，可重建內側柱，為上方肱骨頭提供承載和托舉，防止其內翻和下沉。三維有限元分析發現，不管在軸向力還是剪切力作用下，經鎖定鋼板打入肱骨頭下的皮質外距螺釘（作用于頭下皮質骨）和經鎖定鋼板打入肱骨頭內的距螺釘（作用于頭內骨小梁）均能提供穩定支撐力，內固定器械的最大等效云應力均集中在8號或9號距螺釘上且位移最大，3組模型在肱骨近端位移和頸干角內翻方面無明顯差異，說明這3種方法重建內側柱的穩定程度相似。
3.1 通過附加內固定重建內側柱穩定性
目前臨床上將重建內側柱支撐的方法分為髓外支撐和髓內支撐兩類。髓外支撐是通過肱骨近端皮質外的內植物，對肱骨頭進行直接支撐以增強內固定穩定性，包括內側支撐鋼板、結構性植骨等。PHILOS鋼板結合內側鋼板治療內側柱缺損的骨折，雖然臨床療效滿意，生物力學穩定，但肱骨頭內側軟組織需廣泛剝離，手術風險大、時間長，增加肱骨頭血運的醫源性損害，且內固定難度大，因此髓外支撐未能獲得廣泛臨床應用[9-11]。髓內支撐是通過在髓腔內放置結構性固定物，增強對肱骨頭內側柱支撐，是目前應用最廣泛的重建內側柱方式。現已有大量關于髓內支撐的臨床和生物力學研究報道，探索不同形式的內側柱重建和支撐點。根據髓內材料種類和來源，分為自體骨（髂骨、腓骨干）[12-13]及同種異體骨條（尺骨、股骨）[14-15]支撐。雖然同種異體腓骨髓內支撐可增強內固定強度，但術后仍有部分患者頸干角未達影像學標準[16]。另外，腓骨干的“點支撐”與肱骨距區接觸不充分，造成肱骨頭內翻畸形，進而發生螺釘切出關節面等并發癥。因此，同種異體骨內固定增加技術并不能有效支撐肱骨頭[17]。另外，同種異體腓骨重建內側柱常會伴隨醫源性感染及二期肩關節置換腓骨拔出困難等風險[18-19]。
3.2 通過距螺釘實現內側柱支撐
肱骨近端在結構上具有偏心負載的特點，因此，其內側的壓力結構（肱骨距）較外側的張力結構負荷更大，重建內側結構的力學承載功能，對重建肱骨頭穩定性更為重要。2007年Gardner等[4]通過解剖復位肱骨距或將距螺釘打入肱骨頭內下象限，獲得內側柱支撐，提高鎖定鋼板內固定穩定性，提出了“內側支撐”的概念。
由于每例患者肱骨近端解剖特點不同，距螺釘并非都能夠準確植入肱骨頭內下象限。標準距螺釘應打入肱骨頭內下象限的密集骨小梁中，通過距螺釘與骨小梁的接觸把持，為肱骨頭提供支撐承托。但是標準的距螺釘位置往往受到鋼板安放高低、肱骨頭大小及肱骨近端外側角度變異[20]的影響，按鎖定螺釘的正常軸線，有時并不能將距螺釘打入標準位置。為此，2018年Mehta等[21]進行了生物力學研究，通過將鎖定鋼板放置在標準位、上移8 mm位、下移8 mm位，配合將距螺釘打入肱骨頭內的標準區、偏上區和偏下區，發現偏下安放的距螺釘與標準安放的距螺釘具有相似支撐效力，而偏上安放的距螺釘支撐效果則明顯較差。2022年Xu等[22]研究了距螺釘的3種安置方法，即標準距螺釘、偏下打入但軸線正確的開槽距螺釘和向上傾斜的偏軸距螺釘，螺釘的尖端均打入肱骨頭的內下象限，結果發現3種距螺釘安置方法在生物力學內固定強度上無明顯差異；臨床隨訪125例患者，肱骨頭內翻發生率差異也無統計學意義。
3.3 通過骨折復位獲得內側支撐
肱骨近端與股骨近端的結構和力學環境相似。受股骨轉子間骨折和股骨頸骨折陽性皮質支撐復位的啟發，2021年Shi等[23]探索了在肱骨近端骨折是否也有陽性支撐，結果發現如果將肱骨干內側皮質復位于肱骨頭外下方，則對肱骨頭具有較好的支撐作用。我們認為，由于肱骨近端的外科頸很短，除了追求內側皮質的解剖復位（標準為錯位<3 mm）外，肱骨干過多內移或外移均將失去對肱骨頭的支撐托舉作用，即在肱骨近端骨折，應追求內側皮質的解剖復位。
3.4 肱骨頭下皮質外安放距螺釘的優缺點
我們將距螺釘安放在肱骨頭下皮質外有以下優點：① 螺釘作用于堅硬的皮質骨，比作用于肱骨頭內稀疏的骨小梁支撐托載能力更強，能更多地分擔肱骨頭負荷。② 將鎖定螺釘略微偏斜打在肱骨頭下皮質外，并不降低螺釘在鋼板鎖定孔的鉚合力。2014年Gallagher等[24]的生物力學研究發現，調整螺釘角度在5° 之內，不會影響螺釘與鋼板鎖定孔的穩定性。本研究中，肱骨頭下方的距螺釘都是通過調整角度才能置于皮質外，調整角度均<5°。③ 距螺釘能轉移應力分布，將原本集中于肱骨頭外側的應力轉移到內側，該力學分布更符合正常肱骨頭的力學機制[25]。④ 在增加內固定強度的同時節省手術時間，無需從內側解剖軟組織，不破壞肱骨頭血運。⑤ 距螺釘位于關節外，降低了繼發性螺釘穿透關節面的風險。⑥ 降低了肱骨頭內翻塌陷的風險。⑦ 操作簡單，通過調節原有螺釘的打入角度即可實現。⑧ 無需加用內側支撐鋼板、腓骨條植骨等材料，減少了醫療費用。⑨ 在術中鋼板安放位置略有偏差（略高或略低）情況下，將距螺釘安放在肱骨頭下皮質外也能重建內側柱穩定性，彌補了技術缺陷。⑩ 現有鋼板均按歐美人尺寸設計，與國人肱骨近端骨骼（亞洲人骨骼尺寸普遍偏小）并不完全適配，本方法彌補了器械設計的不足。
缺點：① 釘尖承托皮質骨的長度（即螺釘與骨皮質接觸的最佳長度）目前尚不清楚，太短容易失效，太長容易刺激肱骨頭和肩盂軟組織。② 對于內側壁嚴重粉碎、不具備鋼板內固定條件的骨折使用皮質外距螺釘，易加重內側壁粉碎程度。③ 肱骨頭后傾30°及肩胛下肌阻擋，難以暴露內側壁，易導致復位不良，難以獲得穩定的內側柱支撐[26]。④ 術中向薄弱的內側壁植入距螺釘時，鋼板與肱骨頭大小不匹配會影響距螺釘植入位置，偏上或偏下時難以獲得內側支撐；或術中為了固定對側皮質，多次植入螺釘切割，易導致內側壁粉碎。
本研究模型未充分考慮到肌肉、韌帶及個體間差異，5 mm的內側骨缺損模型難以充分模擬內側柱不穩定的三、四部分骨折，且臨床上尚缺少大樣本隨訪觀察。但是，本有限元模型取自70歲老年女性的骨質疏松骨，通過模擬力學加載方法，驗證了肱骨頭外皮質下安放距螺釘的支撐托舉效力與肱骨頭內下象限距螺釘的負荷承載能力相近，為臨床推廣應用提供了一定理論依據。
綜上述，本研究通過三維有限元分析表明，將鎖定鋼板的距螺釘安放在肱骨頭下皮質外，通過釘尖與骨皮質的直接接觸砥住，重建內側柱的力學穩定性，為上方的肱骨頭提供承載和托舉，可防止其內翻和下沉，臨床嘗試獲得了優良效果。
利益沖突 在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突
倫理聲明 研究方案經同濟大學附屬楊浦醫院醫學倫理委員會批準（LL-2021-LW-009）；志愿者知情同意
作者貢獻聲明 李波：科研設計、實施及文章撰寫；胡孫君、杜守超、熊文峰：參與三維有限元分析及數據整理；張世民：對觀點形成、文章構思及撰寫提供指導
