改良动力髋螺钉系统的三维有限元分析

张东升，朱召银，钟伟斌，韦家冬，俞兵兵，张晋元，吕浩然

股骨转子间骨折临床常见，多发生于老年人。由于保守治疗卧床时间长，容易引起各种并发症，死亡率高，故多数学者主张早期进行手术干预[1]。动力髋螺钉（dynamic hip screw，DHS）是治疗股骨转子间骨折的常用内固定系统，固定可靠，允许早期负重，能够满足大部分患者的需求[2]。但对于骨折粉碎程度高、骨质疏松严重等复杂病例，可能会因DHS把持力下降而导致内固定失败。本研究针对传统DHS固定系统的不足，改良设计了一种具有防旋转及自锁功能的钢板系统（实用新型专利ZL201520885310.6）[3]，并通过三维有限元分析方法比较其与传统DHS在生物力学稳定性方面的差异。

1　材料与方法

1.1　系统组成及设计思路

该内固定系统由DHS钉板内固定系统改良而来，由鹅头钉、高位防旋螺钉、翼状钢板、尾钉及远端皮质骨螺钉组成（图1A～1C）。鹅头钉及远端的皮质骨螺钉组成与原DHS系统相同（图1D）。改良的结构包括：①翼状延长板：加装于钢板顶部，长2 cm，与主体钢板成30°角，中间的自锁钉孔用于置入防旋螺钉，近端的绑线孔用于缝合固定大转子附着处的软组织。②锁定结构：钢板尾钉孔内、尾钉螺帽处有相互铆合的螺纹，尾钉螺杆亦可与鹅头钉紧密铆合，这样可将鹅头钉、钢板和尾钉牢固地锁为一体。③承力点强化：为增加钢板的力学稳定性，钢板张力侧局部进行了加厚处理。

1.2　实验方法

根据《江苏国立医疗器械有限公司产品目录》给出的几何参数，利用Solidworks软件（Dassault Systemes公司，法国）分别画出两套钢板模型。鉴于本研究主要针对两套系统的钢板抗折弯力和鹅头钉抗拔出力进行比较研究，为减少运算数据、节省运算时间，我们对模型进行简化处理，简化后的模型仅包含主体钢板和鹅头钉。

图1　防旋自锁钢板系统与传统动力髋螺钉（DHS）系统对比 1A钢板侧位观 1B钢板斜位观 1C钢板设计图 1D传统DHS系统

利用SolidWorks和ANSYS软件（ANSYS公司，美国）的无缝连接模块，分别将两组模型导入ANSYS有限元软件进行网格划分，并赋予各种物理材料属性，模型的具体几何参数及材料属性见表1。考虑到DHS系统的设计理念是滑动加压钉板组合式内固定系统，定义鹅头钉与DHS钢板主孔的接触关系为滑动；而防旋自锁钢板系统的特点是鹅头钉与钢板锁为一体，因此定义鹅头钉与DHS钢板主孔的接触关系为绑定。

依次对2组模型模拟70 kg正常人缓慢行走单足着地时髋关节所承受的最大峰值（作用力大小为2 872 N）进行加载，从鹅头钉上方加载一重力方向的压力，最后通过求解器计算该加载方式下内固定物各部分的应力及位移分布，以了解其抗折弯力和抗拔出力。

表1　两套内固定系统模型的几何参数及材料属性

2　结果

如图2所示，传统DHS内固定模型中内固定应力总体比较均匀，有2个部位可见应力集中，分别为鹅头钉与侧方钢板套筒交界处以及鹅头钉钉孔周围，最大应力为358.742 MPa；防旋自锁钢板固定模型中内固定应力总体比较均匀，应力峰值主要出现在鹅头钉与套筒交界处，应力集中区域与传统DHS模型相比范围更小，最大应力值亦更低（321.856 MPa）。防旋自锁钢板系统的最大位移值为3.471 44 mm，低于传统DHS系统（5.186 35 mm），见图3。

图2　相同荷载下两种内固定系统的应力分布图 2A传统DHS模型 2B防旋自锁钢板模型

图3　相同荷载下两种内固定系统的位移分布图 3A传统DHS模型 3B防旋自锁钢板模型

3　讨论

3.1　股骨转子间骨折手术方式的选择

转子间骨折的手术方式主要包括髓外钉板内固定、髓内固定以及人工关节置换。股骨近端防旋 髓 内 钉（proximal femoral nail antirotation，PFNA）是最具代表性的髓内固定系统，尤其适用于不稳定型转子间骨折，适应证较广，临床使用率有超越DHS之势[4]。但人们发现PFNA有一定的局限性，如手术操作要求较高、学习曲线长、螺旋刀片取出困难、牵引复位不理想、费用较高、围手术期隐性失血量高等。

近年来亦有学者尝试人工髋关节置换手术，患者术后下地时间早、康复快，但手术风险及组织创伤相对较大，存在远期假体松动、下沉等并发症风险，一般不作为治疗股骨转子间骨折的首选术式[5-6]。

髓外钉板内固定系统以DHS为主要代表，是最基础、应用最广泛的术式，一度被认为是手术金标准[7]。但近年来有研究发现DHS的手术疗效受骨折类型等因素影响较大，尤其对于部分骨质疏松严重、骨折粉碎程度高的复杂病例，术后内固定移位断裂、骨折移位等情况并不少见[8-9]。主要原因是：①防旋力差：采用单枚螺钉固定，不能有效防止骨折端旋转移位，特别是对于不稳定骨折，易出现应力集中，引起螺钉切割股骨头股骨颈、螺钉松动、钢板断裂、髋内翻等并发症。②抗拔出力差：钢板和滑动鹅头螺钉相对独立，螺钉的锚合力和抗拉力效果欠佳，尤其是当患者骨骼质量较差时，加压易造成鹅头钉再次移位，导致尾钉及鹅头钉松动滑脱。③无法对大转子粉碎骨折块进行有效复位固定[10]。

3.2　防旋自锁钢板的改良设计理念

针对DHS的不足，我们设计具有防旋转及自锁功能的新型改良DHS钉板内固定系统。在骨折端稳定性方面，高位自锁螺钉与钢板自锁为一体，大大增强了其抗旋转能力；同时自锁螺钉经过转子间骨折线的张力侧骨小梁，其张力带样作用将骨折线外上端张力转化成骨折线内下端压力，有利于骨折断端愈合。在鹅头钉抗拔出力方面，新系统将“鹅头钉-钢板-尾钉”牢固地锁为一体，有效防止尾钉及鹅头钉螺钉的松动、脱落。针对大转子粉碎骨折块，新型钢板设计有圆弧状排列的众多捆绑孔，使粉碎性骨折块得到可靠固定，减少了骨折畸形愈合及术后髋部疼痛的发生。除此之外，钢板厚度增加0.2 mm，提高了抗折弯力，更好地防止术后远期钢板断裂。在另一项临床研究中，我们将58例股骨转子间骨折患者分成传统DHS组和防旋自锁钢板组，结果显示防旋自锁钢板组术后骨折平均愈合时间及髋关节评分均明显优于传统DHS组[11]。本研究试图通过三维有限元分析，从生物力学稳定性角度进一步对防旋自锁钢板与传统DHS进行对比研究。

3.3　两种内固定系统的力学稳定性比较

与正常股骨不同，股骨转子间骨折内固定术后，作用于髋关节的力主要通过内固定物向下传导。在本实验建立的模型中，压应力的主要承受者是鹅头钉，从有限元分析结果中也可看出，两种固定模型中鹅头钉与套筒交界处均出现了应力集中的情况。而张应力的传导则主要由侧方钢板分担，实验中传统DHS鹅头钉与侧方钢板钉孔的接触部位出现应力集中，而防旋自锁钢板则未见相应情况。这可能与后者鹅头钉与钢板锁为一体的改良结构更有利于应力传导、其应力更均匀地分布在内固定物上有关；鹅头钉的抗压性能也相对地得到增强，虽然两种固定模型中鹅头钉上均出现应力集中，但防旋自锁钢板模型的应力峰值相对较低；另外，相同载荷下经加厚处理的钢板其应力值更小，也进一步降低了防旋自锁钢板系统的最大应力值。

就内固定物稳定性而言，除需观察其应力能否均匀分布在内固定物上之外，也要求其应力峰值不能高于内固定材质的屈服强度。通常钛合金的屈服强度约为809 MPa[12]，本研究中传统DHS和防旋自锁钢板固定模型的最大应力分别为358.742、321.856 MPa，屈服强度均符合要求，提示这两种内固定都能起到固定作用，但防旋自锁钢板应力分布更为均匀，最大应力值亦更低，在抗折弯、防止疲劳断裂等方面更有优势。

鹅头钉与钢板锁定的改良设计也有利于增强螺钉的抗拔出力。本实验结果显示，在相同载荷作用下，防旋自锁钢板系统模型的最大位移值低于DHS模型，说明其鹅头钉在股骨头颈内的把持力更高，出现螺钉拔出的可能性更小。在实际临床应用中，还可于套筒上方翼状延长板上再拧入1枚自锁螺钉，进一步提高固定的稳定性，避免主钉切出等并发症的发生。

本研究存在一些不足之处，首先，未建立转子间骨折的骨骼模型，而是简化处理，仅对内固定系统作近似模拟；其次，本实验仅对内固定模型进行静力分析，未考虑其他载荷加载时的变化，与真实生物力学实验还有一定差距，但可满足初步研究的需要。今后尚需在尸体标本生物力学实验中进行深入验证，并开展相关的临床应用研究，以获得更为可靠的结果。