有限接触动力加压接骨板固定股骨干骨折的三维有限元分析

作者：熊雁 赵玉峰 龚宪生 胡江林 王子明 杜全印 吴思宇 孙红振 王爱民    作者单位：第三军医大学大坪医院野战外科研究所骨科，重庆 400042；重庆大学机械传动国家重点实验室,重庆 400044 　　【摘要】  目的 探讨有限接触动力加压接骨板固定股骨干横行骨折的生物力学性能，为将来的临床应用提供科学依据。方法 通过CT扫描获取股骨的空间结构信息，利用软件建立其三维实体模型，采用三维反求技术获得有限接触动力加压接骨板的三维模型。模型装配后，采用ANSYS软件模拟在“四点”前后弯曲、轴向压缩和扭转3种不同受力情况下，股骨和有限接触动力加压接骨板的应力分布情况。结果 (1)系统在“四点”前后弯曲条件下，股骨螺孔处的最大应力集中于最远端螺孔处；而接骨板应力集中于边缘。(2)系统受到15Nm的扭转载荷时，股骨干骨折线两端螺孔应力分布较均匀，无明显应力集中现象；而接骨板应力集中于靠近骨折线的中间两个螺孔处。结论 在“四点”前后弯曲、轴向压缩和扭转3种载荷下，接骨板上应力集中的区域位于板边缘或者中间，而股骨的应力都集中在骨折位点中间的螺孔或最远的两个螺孔处。

　　【关键词】  股骨干骨折 接骨板 有限元分析 生物力学

　　内固定接骨板治疗骨折已经有100多年的历史。至今为止，陆续出现了动力加压接骨板（dynamic compression plate，DCP）、有限接触动力加压接骨板 （limited contactdynamic compression plate，LCDCP）、点式接触内固定(point contact fixator，PCFix)、锁定加压接骨板(locking compress plate,LCP)等各种内固定接骨板系统［1-3］。近年来，国内外学者通过三维有限元分析的方法对骨折内固定接骨板进行了研究［4］。本研究利用有限元方法对不同的载荷方式下，有限接触动力加压接骨板固定股骨干横行骨折进行了生物力学研究，并进行了应力应变分析。

　　材料与方法

　　1  股骨和接骨板三维有限元模型的建立    　　对一新鲜健康成年男性左侧股骨标本，刮除股骨韧带和髂骨韧带、轮匝带等肌肉软组织，后采用的德国西门子“SOMATOM  SENSATION”16排螺旋CT机沿股骨的长轴方向作横断面的扫描，扫描条件为120KV，200mA，其中扫描间距设定为1mm，层厚为1mm，每个扫描层的像素矩阵密度为512×512。对CT扫描获得的图像进行二值化处理，运用边缘跟踪算法来对图像进行处理，快捷、正确地提取股骨CT图像轮廓信息。应用Mimics10.0软件(Materialise company,Belgian)从CT图像中提取股骨的外轮廓线和内轮廓线。将全部轮廓线进行样条化及光顺处理，生成封闭的股骨轮廓样条线。后在Pro/E野火版3.0软件（Parametric Technology Corporation,USA）中通过轮廓线构造股骨表面，生成股骨各部分的光顺曲面。后对模型进行有效检查，全部找出后进行小面缝合处理，使得整个曲面处于完全封闭状态。最后通过曲面实体化得到股骨的三维反求实体模型，正常股骨干骨密质弹性模量为20GPa，泊松比为0.3。    　　有限接触动力加压接骨板其三维模型数据通过德国ATOS三维扫描仪，利用三维反求工程技术和Pro/E野火版3.0软件构建。研究对象涉及到的加压螺钉，考虑到螺纹的形态，将螺钉简化为圆杆，用梁单元替代，用梁单元的不同链接方式来模拟该螺钉的动力加压连接功能。加压螺钉和接骨板之间以节点刚性连接。有限接触动力加压接骨板和加压螺钉采用的是医用316L不锈钢，其弹性模量为200GPa，泊松比为0.3。

　　2  计算机装配及网格划分    　　根据得到的股骨模型和有限接触动力加压接骨板模型，在Pro/E野火版3.0软件中对其进行装配。模拟临床手术实际情况，股骨中段设置1mm的间隙，模拟股骨干横行骨折模型。接骨板设置在股骨张力侧，加压螺钉用梁单元代替，固定好股骨干骨折模型。对股骨和接骨板系统装配模型，应用有限元前处理软件ANSA12.0软件（BET company,Greece）进行专业网格划分，并建立连接关系，得到有限元数学模型（图1）。股骨共得到16368个节点和73604个单元，接骨板共得到1664个节点和5486个单元。

　　图1  加压螺钉等效梁单元链接有限元模型（略）

　　3  加载方式    　　对于装配好的模型进行前后“四点”弯曲、轴向压缩、扭转3种的方式加载。前后“四点”弯曲以股骨干中间骨折线为基准，短跨距为15cm，长跨距为25cm，4个支撑点均以250N大小的力量加载。扭转加载同样固定股骨下端，股骨干上端为扭转平面进行扭转加载，扭矩为15Nm。

　　4  有限元分析    　　在ANSYS软件中，对股骨和接骨板系统分别加以不同前后“四点”弯曲、内外“四点”弯曲、轴向压缩、扭转4种的载荷方式，并对其进行了有限元计算，得出了相应的应力，并以等值线图的方式直观地显示生成应力分布规律云图。

　　结果    　　对有限接触动力加压接骨板固定股骨干骨折系统进行有限元分析计算结果如下。

　　1  系统在“四点”前后弯曲加载条件下，股骨和接骨板所受的应力分布情况见图2、3。股骨螺孔处的最大应力集中于最远端螺孔处，最大应力为40MPa；而接骨板应力集中于边缘，最大应力为129MPa。

　　2  系统在扭转载荷条件下，股骨和接骨板所受的应力分布情况见图4、5。系统受到15Nm的扭转载荷时，股骨干骨折线两端螺孔应力分布较均匀，无明显应力集中现象，最大应力为99.4MPa；而接骨板应力集中于靠近骨折线的中间两个螺孔处, 最大应力为315.7MPa。

　　图2  前后“四点”弯曲载荷下股骨应力分布图（略）

　　图3  前后“四点”弯曲载荷下接骨板应力分布图（略）

　　图4  扭矩为15Nm的股骨应力分布图（略）

　　图5  扭矩为15Nm作用下接骨板应力分布图

　　讨论

　　1  有限接触动力加压接骨板的意义    　　随着BO生物学接骨概念的提出，骨折治疗原则从坚强内固定走向减少软组织受损，维持骨折对位对线，促进骨痂形成的相对稳定的生物学内固定。对于AO系列接骨板螺丝钉坚强内固定的主要问题是板下的骨质疏松问题,骨板去除后可能再次骨折。究其原因有两个理论［5］，第1个理论是应力遮挡效应引起力学性骨损失。然而，有实验结果表明，用柔软的塑料骨板并不能改善骨损失的现象。因此，Perren研究小组提出第2个理论，再次骨折的形成是由于广泛的骨与接骨板之间的接触，影响皮质的血流灌注，导致骨皮质坏死。LCDCP的设计应运而生，Perren研究小组认为板底的凹面设计，可以减少骨板间近50％的接触［2］，达到减少板对骨皮质血流的影响，从而减少皮质坏死和再次骨折的发生。骨皮质血流研究表明，板下区域的短暂缺血期是导致局部骨质疏松的重要因素，而LCDCP板可以明显减少骨皮质缺血，并且影响到术后8、12周的低强度血流再灌注［6］。另外传统DCP在塑形时通过螺孔区域导致局部高应力。LCDCP由于螺孔之间的凹面设计，因而更容易塑形，而且应力分布更均匀，因此在锁骨骨折和尺骨粉碎性骨折等需要复杂塑形的时候优势更加明显［7］。

　　2  三维有限元分析在接骨板中的应用    　　早在1972年Brekelmans等［8］首次将有限元分析应用到骨科领域。随后三维有限元模型被广泛应用在内置物临床应用前的分析设计、肌肉骨骼结构基础生物力学研究等骨科领域。国际AO组织应用有限元分析方法研究点接触内固定器（point contact fixator）［9］，结果发现在单纯弯曲加载下最大的应力集中在螺钉头和接骨板交界处，最大等效应力为136MPa，而且过切设计可以将最大等效应力减少至105MPa。Stoffel等［10］通过三维有限元分析的方法，对锁定接骨板（locking compression plate，LCP）的螺钉和骨折端的距离关系进行研究，结果发现，当骨折间隙为1mm时，随着最内螺钉与骨折端的距离增加，接骨板和最内螺钉等效应力减少；但是当骨折间隙为6mm时，结果相反。    　　本研究中，我们采用CT设备、利用Mimic和Pro/E软件建立了与骨组织表观密度分布及载荷方向密切相关的三维实体模型。我们的建模方法使股骨三维模型具有真实股骨的各向异性与非均匀性, 建立了接近真实股骨力学性能的三维有限元模型，能够接近真实的临床情况模拟和分析股骨的结构和材料力学性能，能够更精确地测定股骨在生理载荷下的应力应变与植入接骨板后的响应，为实现接骨板的优化设计创造了很好的条件［11，12］。    　　通过三维有限元分析，我们发现在“四点”前后弯曲、轴向压缩和扭转3种载荷下，有限接触动力加压接骨板上应力集中的区域位于板边缘或者中间，而股骨的应力都集中在骨折位点最近的2个螺孔或最远的2个螺孔处。因此，对于有限接触动力加压接骨板的中部及边缘设计可以进一步改进，使得接骨板上的应力分布更加均匀，从而更加牢固稳定，促进骨折愈合，减少钢板螺钉松动、骨折延迟愈合、骨不连、再次骨折、骨折感染等并发症的发生。

【参考文献】　　［1］Bagby GW,Janes JM.The effect of compression on the rate of fracture healing using a special plate［J］ .Am J Surg，1958，95(5):761-771.

　　［2］Perren SM.The concept of biological plating using the limited contact dynamic compression plate (LCDCP)： scientific background,design and application［J］．Injury,1991,22(S1):1-41．

　　［3］Frigg R.Locking Compression Plate(LCP)： an osteosynthesis plate based on the dynamic compression plate and the point contact fixator(PCFix)［J］.Injury,2001,32(S2):63-66.

　　［4］Prendergast PJ.Finite element models in tissue mechanics and orthopaedic implant design［J］.Clin Biomech(Bristol,Avon),1997,12(6):343-366.

　　［5］Uhthoff HK,Poitras P,Backman DS.Internal plate fixation of fractures: short history and recent developments［J］.J Orthop Sci,2006,11(2):118-126.

　　［6］Swiontkowski MF,Senft D,Taylor S,et al.Plate design has an effect on cortical bone perfusion［J］.Proc Orthop Res Sot,1991,14(1): 66.

　　［7］Mullaii A,Jupiter JB.Lowcontact dynamic compression plating of the clavicle［J］.Injury,1994,25(1):41-45.

　　［8］Brekelmans WA,Poort HW,Slooff TJ.A new method to analyse the mechanical behaviour of skeletal parts［J］.Acta Orthop Scand,1972,43(5):301-317.

　　［9］Bresina SJ,Tepic S.Finite element analysis (FEA) for the Point contact fixator screw drive,plate design,overcuts［J］.Injury,1995,26(S2):B20-23.

　　［10］Stoffel K,Dieter U,Stachowiak G,et al.Biomechanical testing of the LCPhow can stability in locked internal fixators be controlled［J］.Injury,2003,34(S2):B11-19.

　　［11］罗承刚,龚宪生.近端股骨的非均匀及各向异性有限元模拟［J］.重庆大学学报(自然科学版),2004,27(2):20-23.

　　［12］陈希瑞,龚宪生.基于ANSYS的股骨自适应再造仿真研究［J］.中国生物医学工程学报,2007,26(2):199-203.