股骨颈内固定系统固定股骨颈基底部旋转截骨的有限元分析*

宋和强 张大伟 王鹏 陈永锋 孙强

股骨头坏死（osteonecrosis of femoral head，ONFH）是指由于各种原因导致血运受损、骨细胞坏死、无菌性炎症直至晚期出现髋关节疼痛及功能严重受限的进展性疾病，需通过人工关节置换手术恢复髋关节功能[1]。对于中青年ONFH 患者，由于人工关节的使用寿命及髋关节翻修术难度高、风险大、并发症多的问题，保髋手术具有明确的现实意义[2]。

对于中日友好医院分型（China-Japan Friendship Hospital，CJFH）L2型股骨头坏死的保髋治疗[3]，日本医生Sugioka等[4]提出了股骨转子间旋转截骨术，用正常的股骨头替代负重区坏死的部分，避免股骨头继续塌陷。之后保髋手术不断创新改进，如经外科脱位入路股骨颈基底部旋转截骨术，取得了更好的疗效[5-6]。Sugioka 在术中使用松质骨螺钉进行固定[4]，有固定不稳定的情况[7]。股骨颈内固定系统（femoral neck system，FNS）是近年来治疗股骨颈骨折的新型固定装置，具有稳定固定、损伤小的特点[8]。其能否应用于旋转截骨术，国内外的研究罕有报道。本研究通过有限元分析方法，比较FNS和空心螺钉作为内固定装置应用于股骨颈基底部旋转截骨的生物力学特点，为临床实践提供了理论依据。

1 材料与方法

1.1 股骨模型的建立

招募1名健康男性青年，身高186 cm，体重70 kg，体重指数20.23 kg/m2，无骨结核、骨折、骨肿瘤、骨质疏松等运动系统异常，自愿成为本次实验的志愿者。使用联影uCT 760 128 排螺旋CT 自第5 腰椎平面至胫骨中上段进行扫描得到二维横断图像，球管电压140 kV，电流216 mA，扫描层厚1.0 mm，以DICOM格式保存。将数据导入Mimics 21.0 软件，通过阈值划分、蒙版编辑、区域增长等命令建立股骨皮质骨、松质骨、CJFH 分型L2 型的坏死区域模型（坏死累及股骨头外侧柱，中央、内侧柱存留）[9-10]。将模型以STL 格式导入图形处理软件Geomagic 2013 软件中，进行删除钉状物、松弛、重划网格和拟合曲面，建立股骨皮质骨、松质骨、坏死区的三维实体模型（见图1）。

图1 股骨三维模型及截骨后旋转的三维模型：A. 股骨模型；B. 模拟股骨颈基底部截骨；C. 截骨后向前旋转90°的模型；D. 截骨后向后旋转180°的模型

1.2 旋转截骨术模型的建立

股骨模型以STEP 文件导入三维工程软件SolidWorks 2017中，按照改良的旋转截骨术式于股骨颈基底部创建横断面[5-6]，截骨面垂直于股骨颈轴线，以股骨颈轴线旋转截骨块，近端截骨块与远端股骨于截骨面对合。选择力学性能较好的两种旋转角度，即向前旋转90°及向后旋转180°[11]，分别创建股骨截骨模型（见图1）。

1.3 内固定模型的建立

在SolidWorks 2017中，参照强生公司FNS及空心螺钉数据建立两组内固定装置模型。FNS组：动力棒直径为10 mm，与锁定板成130°角，与动力棒位于同一套筒的防旋钉直径为6.4 mm，与动力棒成7.5°角。锁定板远端以2 枚锁定螺钉与股骨干连接，锁定螺钉直径为5 mm；空心螺钉组：螺钉长90 mm，中空直径为2.6 mm，光杆部分直径为4.8 mm，螺纹部分直径为7.3 mm，螺纹长度16 mm。将内固定模型与股骨截骨模型进行装配，FNS及空心螺钉组参考临床固定方式置入，完成旋转截骨后植入内固定的模型创建（见图2）。

图2 四种截骨后内固定的三维模型：A. 前旋90°FNS固定的模型；B. 前旋90°空心螺钉固定的模型；C. 后旋180°FNS 固定的模型；D. 后旋180°空心螺钉固定的模型

1.4 材料属性赋予

在ANSYS 的库中输入皮质骨、松质骨、坏死区、内固定的材料参数[12-13]。为简化模型及节省求解时间，将所有模型的材质简化，均为连续均匀并具有各向同性的线弹性材料，内固定装置由钛合金材料组成[13]（见表1）。

表1 有限元模型材料属性

1.5 网格划分

模型的网格划分设置：将相关性设置为100，相关中心设置为“Fine”，单元尺寸设置为2.0 mm，过渡设置为“Slow”（见图3、图4）。网格划分后单元数和节点数见表2。

表2 四种有限元模型的节点数和单元数

图3 模型结构及网格划分：A. FNS模型；B. 空心螺钉模型；C. FNS内固定植入模型；D. 三枚空心螺钉植入模型

图4 截骨后内固定模型：A. 前旋90°FNS固定的模型；B. 前旋90°空心螺钉固定的模型；C. 后旋180°FNS固定的模型；D. 后旋180°空心螺钉固定的模型

1.6 加载载荷及设置约束条件

根据相关生物力学研究，载荷为自身质量的2 ～ 3倍，将2 100 N载荷引入近端截骨块中心，接触面为截骨旋转后股骨头上方负重区。设置载荷方向在冠状面上与股骨干轴成13°角，在矢状面上与股骨干轴成8°角[12]。设置内固定装置与骨、螺钉与骨、内固定之间的接触面为绑定连接，设置模型截骨面的接触面为摩擦接触，摩擦系数设置为0.46。设置股骨远端为固定界面不可移动。通过比较先前研究的最大应力和位移来验证该模型，结果相似，笔者认为该模型是可靠的[12]（见图5）。

图5 施加载荷及约束条件：A. 施加载荷示意图；B. 股骨远端固定面

1.7 评价指标

有限元分析中使用以下评价指标：①股骨近端截骨块的Von Mises 应力分布和峰值；②内固定装置的Von Mises应力分布和峰值；③坏死区的Von Mises应力分布和峰值；④股骨近端截骨块的位移分布和最大位移；⑤内固定装置的位移分布和最大位移；⑥坏死区的位移分布和最大位移；⑦股骨的位移分布和最大位移。

2 结果

截骨后旋转内固定模型的有限元分析结果如表3所示。

表3 截骨后旋转内固定模型的有限元分析结果

2.1 股骨近端截骨块的Von Mises应力分布和峰值

股骨近端截骨块的Von Mises应力主要分布在截骨面下方靠近股骨距处。应力峰值为：前旋90°FNS组110.4 MPa；前旋90°空心螺钉组210.07 MPa；后旋180°FNS组33.878 MPa；后旋转180°空心螺钉组39.227 MPa。FNS 组近端截骨块的Von Mises应力更小（见图6、表3）。

图6 股骨近端截骨块的应力分布于截骨面下方靠近股骨距处：A. 前旋90°FNS组；B. 前旋90°空心螺钉组；C. 后旋180°FNS组；D. 后旋180°空心螺钉组

2.2 内固定装置的Von Mises应力分布和峰值

内固定装置的Von Mises应力主要分布在截骨面附近内固定装置的表面，向近端及远端分散。应力峰值为：前旋90°FNS组178.91 MPa；前旋90°空心螺钉组121.68 MPa；后旋180°FNS组148.89 MPa；后旋180°空心螺钉组97.747 MPa。FNS组承受的应力更大（见图7、表3）。

图7 内固定装置的应力分布：A. 前旋90°FNS组；B. 前旋90°空心螺钉组；C. 后旋180°FNS组；D. 后旋180°空心螺钉组

2.3 坏死区的Von Mises应力分布和峰值

坏死区的Von Mises应力主要分布在与内固定装置接触面附近。应力峰值为：前旋90°FNS 组1.146 6 MPa；前旋90°空心螺钉组2.083 2 MPa；后旋180°FNS组0.677 7 MPa；后旋180°空心螺钉组1.051 1 MPa。FNS组坏死区应力更小（见图8、表3）。

图8 坏死区的应力分布：A. 前旋90°FNS组；B. 前旋90°空心螺钉组；C. 后旋180°FNS组；D. 后旋180°空心螺钉组

2.4 股骨近端截骨块的位移分布和最大位移

股骨近端截骨块的位移峰值位于股骨头负重区的顶端，从近端向远端逐渐减小。位移峰值为：前旋90°FNS组14.652 mm；前旋90°空心螺钉组14.89 mm；后旋180°FNS组14.563 mm；后旋180°空心螺钉组14.741 mm。FNS组近端截骨块的位移峰值更小（见图9、表3）。

图9 股骨近端截骨块的变形云图：A. 前旋90°FNS组；B. 前旋90°空心螺钉组；C. 后旋180°FNS组；D. 后旋180°空心螺钉组

2.5 内固定装置的位移分布和最大位移

内固定装置的位移集中于内固定装置的近端，最大位移位于内固定装置的上方最顶端。位移峰值为：前旋90°FNS 组14.115 mm；前旋90°空心螺钉组14.527 mm；后旋180°FNS 组13.983 mm；后旋180°空心螺钉组14.281 mm。FNS组的位移峰值更小（见图10、表3）。

图10 内固定装置的变形云图：A. 前旋90°FNS组；B. 前旋90°空心螺钉组；C. 后旋180°FNS组；D. 后旋180°空心螺钉组

2.6 坏死区的位移分布和最大位移

坏死区的最大位移位于旋转后的坏死区上方最顶端，从近端向远端逐渐减小。位移峰值为：前旋90°FNS 组14.508 mm；前旋90°空心螺钉组14.741 mm；后旋180°FNS组14.256 mm；后旋180°空心螺钉组14.409 mm。FNS组坏死区的位移峰值更小（见图11、表3）。

图11 坏死区的变形云图：A. 前旋90°FNS组；B. 前旋90°空心螺钉组；C. 后旋180°FNS组；D. 后旋180°空心螺钉组

2.7 股骨的位移分布和最大位移

股骨的最大位移位于旋转后的股骨头负重区顶端，从近端向远端逐渐减小。位移峰值为：前旋90°FNS 组14.652 mm；前旋90°空心螺钉组14.89 mm；后旋180°FNS组14.563 mm；后旋180°空心螺钉组14.741 mm。FNS组股骨的位移峰值更小（见图12、表3）。

图12 股骨的变形云图：A. 前旋90°FNS组；B. 前旋90°空心螺钉组；C. 后旋180°FNS组；D. 后旋180°空心螺钉组

3 讨论

据报道，我国成人非创伤性ONFH 的发病率为0.725%，具有逐渐年轻化的趋势，多发生于20 ～ 50岁[14-15]，若不及时采取干预措施，80%的患者4年内将发生股骨头塌陷，这意味着髋关节功能发生不可逆性的损毁，最终只能选择人工髋关节置换术。鉴于人工髋关节置换术的翻修难度大，对于部分中青年患者在塌陷前期可以进行保髋治疗。及时进行保留患者自身股骨头的治疗，可以达到推迟甚至避免人工髋关节置换术的目的。中国成人股骨头坏死临床诊疗指南推荐对中日友好医院分型L2型患者采用经股骨颈基底部旋转截骨术[16]。传统的股骨粗隆间旋转截骨术可能会改变粗隆间线、股骨前倾角而导致术后撞击、限制活动度和股骨假体接触面减少等问题[17]。目前改进后经外科脱位股骨颈基底部旋转截骨术具有以下优点：①外科脱位技术可以安全完整地进行手术操作，不影响股骨头血供；②股骨颈形态类似圆形，于基底部旋转截骨后截骨面对合良好，固定后股骨颈形态类似正常形态，减小截骨块前后突出的问题；③基底部截骨对股骨近端的髓腔形态就没有影响，如保髋失败转行人工关节置换术，对股骨近端的扩髓及假体固定没有影响[6,18]。此外，基底部旋转截骨可相对增大旋转角度，增加术后股骨头完好率及三维动态完好率，可获得更高的Harris 评分及手术预后[19]。本研究模拟中日友好医院分型L2型股骨头坏死，根据既往对于旋转截骨术旋转角度的研究，选择生物力学性能更好的前旋90°及后旋180°两个角度进行旋转截骨[11]。

对于旋转截骨术内固定装置的选择，Sugioka报道的股骨转子间旋转截骨术最初选择的是松质骨螺钉[4]。既往研究中对旋转截骨术患者进行随访发现保髋成功率并不一致，为17% ～ 70%，可能的原因之一是内固定装置不够稳定牢固，影响到保髋手术的疗效及转行人工髋关节置换术[20]。目前没有一种专门针对旋转截骨固定的内固定装置。因此，如果能找到一种稳定性及力学性能更加优异的内固定装置，将能进一步提高旋转截骨术的保髋成功率。近年来，一种新型股骨颈内固定系统被开发出来用于治疗不稳定性股骨颈骨折，已取得相对较好的临床效果[21-22]。目前国内外尚少见关于其是否能应用于旋转截骨术的研究，其固定效果如何尚未见到相关文献发表。本实验将新型股骨颈内固定系统与空心螺钉进行对比，探究两者作为旋转截骨术的内固定装置的生物力学性能。

不管是前旋90°还是后旋180°的模型中，从应力峰值方面分析，股骨近端截骨块和坏死区的应力峰值FNS组小于空心螺钉组；从位移峰值方面分析，股骨近端截骨块、内固定装置、坏死区和股骨整体的位移峰值FNS组小于空心螺钉组。此结果与Stoffel 等[23]对新鲜尸体标本进行力学分析的结果相似，均认为与3 枚空心螺钉相比，FNS 显示出更高的整体结构稳定性。进一步分析股骨近端截骨块的应力分布，FNS 组应力峰值比空心螺钉组减少十分明显（前旋90°减少47.45%；后旋180°减少13.64%），说明FNS力学性能更好，相比空心螺钉更不易出现术后股骨颈短缩、股骨短缩等并发症。分析股骨近端截骨块的位移分布，FNS组截骨块的最大及最小位移的差值较小（前旋90°2.371 mm＜2.541 mm，后旋180°2.709 mm＜2.826 mm），说明FNS 组截骨块的形变更小，展示了FNS 的支撑效果。分析内固定装置的应力分布，FNS的主要集中在截骨面附近动力棒的表面，分布相比空心螺钉更加均匀。空心螺钉应力集中于截骨面附近，接近螺钉中部，分布更加集中。虽然FNS组的应力峰值更高，与相关有限元分析研究结果相同[12]，但最大应力峰值178.91 MPa仍远远小于钛合金材料的屈服强度[24]，故应力对于内固定装置的影响非常小。分析内固定装置的位移，FNS的位移峰值更小，但最大及最小位移的差值相比空心螺钉大（前旋90° 4.385 mm＞3.108 mm，后旋180°4.4639 mm＞3.099 mm），这可能与FNS的整体长轴要比空心螺钉的长度更长有关。本实验中特别对坏死区的应力进行分析，发现FNS组明显小于空心螺钉组，前旋90°的模型中，FNS组应力峰值比空心螺钉组减小了44.96%，后旋180°模型中，FNS组应力峰值减小了35.52%。分析坏死区的位移，FNS组的坏死区最大及最小位移的差值较小（前旋90°1.396 mm＜1.493 mm，后旋180°1.498 mm＜1.523 mm），说明FNS 组坏死区的形变更小。此外模型中股骨的整体位移均为由股骨近端向远端逐渐减小，符合人体股骨受力下的形变趋势，且FNS组小于空心螺钉组。以上结果说明FNS作为内固定装置能够更好地达到旋转截骨术这一保髋手术的手术目的，即将位于负重区的股骨头的坏死区转至非负重区，将尚完好的骨和软骨移至负重区，推迟或避免坏死区的进一步塌陷[4]。

在维持截骨块稳定及预防股骨颈短缩方面，FNS 通过抗旋钉与动力棒的成角固定，可以有效防止截骨块的位移，同时通过动力棒多达20 mm的滑动加压效果，可防止空心螺钉常见的并发症（如退钉等情况）发生。在多循环的载荷下，具有成角稳定的FNS可以提供有效的抗内翻变形能力[25]。与动力髋螺钉相比，FNS 可提供相似的力学支撑效果，但FNS应用于旋转截骨术时，股骨损失的骨量更少，对股骨近端的髓腔形态影响更小，对于坏死区进一步塌陷的情况，对于转行人工关节置换术的影响更小[18,23]。

此外，对比前旋90°和后旋180°两种旋转角度，不论是使用FNS还是空心螺钉作为内固定装置，后旋180°的手术方式表现出了更为优秀的生物力学稳定性。原因可能是旋转180°之后，股骨的结构改变相对更少，近端截骨块与远端股骨接触面更大，对于力的传导性能更好。

本研究的局限性主要来自以下几个方面：①股骨模型是定义为均值连续的具有各项同性弹性材料的前提下进行的，实际上人体骨骼是具有各向异性的材料，但研究的目的是整体趋势，这样的设置认为是合理的；②设定旋转角度为前旋90°及后旋180°，实际上旋转截骨术的旋转角度可取决于坏死区的大小和旋转后坏死区是否移出负重区；③本研究模拟的截骨及内固定装置的手术过程为理想过程，即股骨颈截骨面于颈干角方向垂直，三枚空心螺钉的空间排布均为互相平行，实际临床实践过程中较难达到理想程度；④FNS相较于空心螺钉还具有抗旋转力上的优势，本研究团队将在进一步研究过程中进行探究。

总之，与空心螺钉相比，无论是向前旋转90°还是向后旋转180°，FNS提供了更优秀的生物力学稳定性，可以创造更有利于截骨面愈合的力学环境，是旋转截骨术治疗CJFH L2 型股骨头坏死更为可靠的内固定装置，为临床上将股骨颈内固定系统用于旋转截骨术提供了一定的理论依据，减少这一保髋手术可能出现的并发症，从而保证延缓股骨头坏死进展甚至避免人工关节置换的手术疗效。