有限元结果显示，3.5 mm直径锁钉的最大Von Mises应力值最大，达到30.82 MPa；2 mm锁钉次之，为29.15 MPa；2.7 mm锁钉最大Von Mises应力值最小，为22.53 MPa。分析原因髓内钉直径固定时，锁钉越粗，髓内钉与锁钉接触位置的开孔越大，壁薄而容易导致断裂；相反，锁钉越细，髓内钉上最大应力值减小，但由于锁钉相对较细，受到的反作用力较大，而位于中间粗细的锁钉其对应的髓内钉最大应力值最小。因此得出结论：在髓内钉大小确定后，锁钉的粗细不应过粗，也不应过细，而位于髓内钉直径一半左右时所受应力最小，效果最好。
2.1.2   位移分析   所有模型的位移分布规律相似，股骨沿长轴的最大位移均位于股骨近端，即施加载荷处，且向股骨远端逐渐降低，髓内钉及锁钉的最大位移出现在髓内钉顶端，及离施力端最近处，见图2。

分析手术过程模型，2 mm锁钉位移最大值相较其他最大，值为0.199 mm；3.5 mm锁钉最大位移值次之，为0.152 mm；2.7 mm锁钉值最小，为0.146 mm。位移随着最大应力变化而变化，同样2.7 mm锁钉的最大位移在3个模型里是最小的。
2.2   锁钉数量对假体应力的影响
2.2.1   应力分析   同上所述，观察髓内钉及锁钉受力，由有限元结果可知，3种模型的髓内钉最大应力均位于植入体下端第1个锁钉处，并且向周围分散见图3。

6根锁钉的最大Von Mises应力值最大，达到34.0 MPa；2根锁钉次之，为31.64 MPa；4根锁钉最大Von Mises应力值最小，为31.03 MPa。分析原因髓内钉和锁钉规格固定时，并不是锁钉数量越多越好，要同时考虑到对应髓内钉打孔数，打孔越多，髓内钉的力学结构随之受到破环，相同的载荷导致打孔处应力增强，但锁钉数量较少时，承担在每个锁钉的应力会相应增大。因此得出结论：在髓内钉确定后，锁钉的数量不应过多，也不应过少，而4根锁钉时所受应力最小，效果最好。
2.2.2   位移分析   所有模型的位移分布规律相似，股骨沿长轴的最大位移位于股骨近端，即施加载荷处，且向股骨远端逐渐降低，髓内钉及锁钉的最大位移出现在髓内钉顶端，及离施力端最近处，见图3。

6根锁钉位移最大值相较其他最大，为0.24 mm；2根锁钉最大位移值次之，为0.22 mm；4根锁钉值最小，为0.21 mm。位移随着最大应力变化而变化，同样4根锁钉的最大位移在3个模型里是最小的。
2.3   植入体长度对假体应力的影响
2.3.1   应力分析   同上所述，观察髓内钉及锁钉受力。由分析结果可知，3种模型的髓内钉最大应力均位于植入体下端第1个锁钉，即第3个锁钉处，并且向周围分散见图4。

植入体长度为40 mm的最大Von Mises应力值最大，达到20.19 MPa；长度为30 mm锁钉次之，为19.24 MPa；长度为20 mm最大Von Mises应力值最小，为17.94 MPa。得出结论：在缺损大小和锁钉位置固定时，植入体越长髓内钉承受力越大，也即植入体长度在刚好连接上下骨缺损创口时为最佳，设计植入体时不应扩大缺损位置。
2.3.2   位移分析   所有模型的位移分布规律相似，股骨沿长轴的最大位移位于股骨近端，即施加载荷处，且向股骨远端逐渐降低，髓内钉及锁钉的最大位移出现在髓内钉顶端，及离施力端最近处，见图4。

分析手术过程模型，植入体长度为40 mm最大位移值最大，为0.20 mm；长度为30 mm最大位移值次之，为     0.19 mm；长度为20 mm最大位移值最小，为0.18 mm。位移随着最大应力变化而变化，同样植入体长度在20 mm时最大位移在3个模型里是最小的。
2.4   锁钉离截面中心的距离对假体应力的影响
2.4.1   应力分析   同上所述，观察髓内钉及锁钉受力。由有限元结果可知，3种模型的髓内钉最大应力均位于植入体下端第1个锁钉，即第3个锁钉处，并且向周围分散见图5。

距离截面中心20 mm的最大Von Mises应力值最大，达到34.89 MPa；距离截面中心25 mm锁钉次之，为30.35 MPa；距离截面中心30 mm最大Von Mises应力值最小，为24.69 MPa。得出结论：在髓内钉长度和锁钉直径固定时，锁钉离截面中心越远承受力越小，也即锁钉在考虑髓内钉的力学结构前提下，使用时尽可能地固定在髓内钉的末端处。
2.4.2   位移分析   所有模型的位移分布规律相似，股骨沿长轴的最大位移位于股骨近端，即施加载荷处，且向股骨远端逐渐降低，髓内钉及锁钉的最大位移出现在髓内钉顶端，及离施力端最近处，见图5。

距离截面中心20 mm位移最大值相较其他最大，为0.22 mm；距离截面中心25 mm最大位移值次之，为0.214 mm；距离截面中心30 mm值最小，为0.212 mm。位移随着最大应力变化而变化，同样距离截面中心30 mm的模型最大位移在3个模型里是最小的。

长骨段骨肿瘤切除术后、严重创伤、髋关节置换翻修术后、代谢性骨病常导致长骨大段骨缺损，除造成长骨大量骨质缺失外，相邻关节的功能亦被严重破坏[1-2]。传统手术方式依靠医生主观经验对受损部位进行手术治疗，缺乏数字向导[3]，这不免会带来二次手术，而有限元分析的出现为术前模拟、术中观察和术后康复发挥了很好的指导作用，其对于多种形状、性能和载荷的结构具有独特的计算能力，适用于复杂的生物力学分析，有力促进了骨科生物力学的发展[4-5]。而在大段骨缺损修复实验中进行一系列的有限元分析，可以提供更加科学合理的手术设计方案以配合临床治疗的有效性[6]；通过Mimics、Geomagic和Ansys等一系列三维重建软件，将人体二维扫描图像，如CT和MRI等转换为三维实体图像，然后按实际情况赋予材料属性，添加载荷进行生物力学分析[7-8]，提供优化的手术方案设计，已经成为有限元分析在骨科领域研究一个重要的发展方向。

此次研究旨在建立比格犬股骨大段骨缺损的三维有限元模型，探究植入体及髓内钉的多种固定形式，根据髓内钉受力程度的不同判断最佳手术方案，然后给出适用于一般情况的结论。
中国组织工程研究杂志出版内容重点：人工关节；骨植入物；脊柱；骨折；内固定；数字化骨科；组织工程

1.1   设计   三维有限元有限元仿真分析实验。
1.2   时间及地点   实验于2020年12月至2021年12月在华南理工大学完成。
1.3   材料   选取1只成年健康比格犬，体质量10 kg左右，由广州医药研究总院有限公司提供，许可证号：SCXK(粤)2018-0007，拟对其进行左侧股骨大段骨缺损模拟仿真。硬件：CT机(西门子，德国)，微型计算机(Win10 PC，CPU 3.60 GHz，31.8G RAM)。软件：Mimics 21.0(Materialise，比利时)，Geomagic studio 2017 (Raindrop，美国)，Solidworks 2017 (Solidworks，美国)，Ansys 2017(ANSYS，美国)
1.4   方法   
1.4.1   建立正常股骨几何模型   首先将比格犬全身麻醉，对左侧股骨行全层连续扫描，扫描电压120 kV，扫描电流150 mA，层厚为0.5 mm，得到Dicom数据，导入 Mimics 21软件经阈值选取、蒙版编辑及区域增长等命令进行三维重建，得到粗糙股骨，见图1A，经Geomagic Studio17软件表面优化及面网格化，得到股骨的实体模型见图1B，该股骨全长 130 mm，导出igs格式文件进行保存。WEI等[9]在比格犬骨皮质厚度对微螺钉稳定性影响的实验中，计算了股骨两端皮质骨的平均值，由于皮质骨与松质骨界限明显，他们直接采用游标卡尺测量每个骨块上侧远端和近端骨皮质厚度。考虑到作者选用股骨两端骨头，皮质骨较薄，结合CT图灰度值显示，将股骨模型整体向内偏移1 mm模拟股骨松质骨，而外层1 mm模拟皮质骨，分别保存igs格式，留待后续装配所用。 
1.4.2   建立大段骨缺损仿真模型   根据大段骨缺损的治疗过程[10]，假定股骨正中间部位为缺损部位，替换钙磷植入体，再用髓内钉进行固定，建立 4 组 12 个不同的实验模型，以此来评估大段骨缺损手术对髓内钉应力分布和位移的影响。4组实验见表1。

采用Solidworks草图绘制、特征形成等命令设计植入体和髓内钉，见图1C，D，髓内钉在此研究中选用统一规格，长度100 mm，直径5 mm，上下做倒圆角处理，然后将上一步保存好的股骨模型导入Solisworks，与植入体和髓内钉按上表所示12组实验进行装配，第一组实验C装配好后的模型见图1E，装配好的模型要进行干涉检查，并去掉重叠部位，以便后续有限元仿真分析。临床上，长度超过骨周长50%或20 mm的骨缺损常被称为临界大小骨缺损，在此，设计的植入体长度为20，30，40 mm[11]。

1.4.3   有限元模型建立及仿真分析   将三维模型导入 Ansys Workbench 17 软件进行体网格划分，采用四面体网格，假设模型中所有组织和材料为连续、均质、各向同性线弹性材料，假定模型中植入体为钙磷材料，髓内钉为钛合金，锁钉为医用不锈钢316 L，其弹性模量和泊松比从total material网站以及文献[12]中获取，见表2。密质骨和松质骨连接方式设定为Bonded，植入体和股骨、髓内钉和股骨、髓内钉和植入体连接方式均设定为No seperation；在比格犬股骨头上端施加比格犬站立时每条腿受力的4倍(即100 N)[13]、方向竖直向下的力来模拟比格犬奔跑时的工况[14-15]，同时固定股骨远端。用Ansys软件计算整个模型的应力分布和位移情况，观察每个模型的应力和位移分布云图。

1.5   主要观察指标   4组12个模型有限元分析后髓内钉最大位移和最大Von Mises应力分布，评价髓内钉的力学稳定性。

目前长段骨肿瘤切除术后、严重创伤、髋关节置换翻修术后、代谢性骨病常导致长骨段大段骨缺损，除造成长骨大量骨质缺失外，相邻关节的功能亦被严重破坏[1-2]，临床对于长骨骨干中部的骨折及骨缺损治疗中，髓内钉内固定是最常见的方案[17-18]。然而现有国内外文献中对髓内钉的具体设计方案研究有限，手术时大多凭借医生的主观经验使用标准化生产的髓内钉，增大了手术失败的概率。

国内外研究中更多的是对髓内钉的使用[19-21]，比如髓内钉的置入方向、髓内钉固定与加压钢板的固定疗效对比，以及动力型髓内钉与静力型髓内钉在治疗中的疗效对比等，而缺乏对髓内钉结构改进的研究。但髓内钉的设计方式对某些骨折或骨缺损的治疗存在极大的影响，例如李智等[22]发现锁钉的置入方向会影响实验结果，他们运用有限元技术对锁钉设计不同置入角度(锁钉与髓内钉横断面的夹角) ，分别为0°，15°，30°，45°，60°，并得出结论15°时有较好的临床应用价值。YU等[23]比较了单螺钉与双锁螺钉性能后，提出双锁螺钉性能改善的一个潜在原因是其设计包括2个集成的联锁拉力螺钉，利用混合蜗轮机构，允许更好地术中骨折复位和控制转子间骨折的压缩。现有文献也报道了未来新型髓内钉设计的发展方向，包括可膨胀钉、涂层钉和碳纤维钉[24-29]。

此次研究从髓内钉本身的设计出发，设定4组实验分别模拟了锁钉粗细、锁钉数量、植入体长度、锁钉距截面中心的距离对比格犬大段骨缺损修复手术中髓内钉力学结构的影响，从髓内钉及锁钉应力分布以及沿长轴位移2个角度，评估大段骨缺损修复的关键所在。分析第一组实验结果得到锁钉直径2.7 mm时最大应力值较其他2组小，也就是髓内钉直径的一半左右为最佳；分析第二组实验结果得到锁钉数量为上下各2根时最大应力值较其他2组小；分析第三组实验结果得到植入体长度为20 mm时最大应力值较其他2组小，也即植入体长度在连接住上下缺口下越短效果越好，这与文献中描述植入物长度对临床疗效的结果有影响一
致[30]，且植入体长度较短时患者恢复较好，临床数据更好；分析第四组实验结果得到锁钉距截面中心的距离为30 mm时最大应力值较其他2组小，也即锁钉离截面中心的距离越远效果最好，这与孙晓亮等[31]的研究结果吻合，他们改变了惯用交锁髓内钉的锁孔位置，将其设计成前后、前内、前外方向，并尽量将孔设定在髓内钉尾端，取得了很好的临床效果。最终得出结论，髓内钉大小确定后，锁钉直径应选取髓内钉直径的一半左右为最佳，锁钉数量为4根，上下均2根为最佳，植入体长度在覆盖住缺口的前提下越短越好，锁钉距截面中心的距离尽可能远一点，即锁钉应尽可能地靠近髓内钉两端，在与相关文献对比后可以看出此次实验结果是较为可靠的。

此次研究通过有限元方法研究髓内钉固定大段骨缺损部位对实验的影响，并且说明了大段骨缺损中髓内钉的设计方案，这为实体实验提供了指导方案和应用依据。有限元分析技术在大段骨缺损上的发展，可以提供实验最优方案，从而避免多次实验验证，有效降低了实验失败造成的材料以及时间的浪费。但此次研究也存在局限性：一方面由于模型后期仿真需要，会多多少少简化模型，造成模型上的不精准现象；另一方面由于人体大部分骨骼处于动、静交换状态，仅用有限元法对髓内钉的应力、强度和高度进行静态分析是远远不够的，未来需要从多方面去探讨髓内钉的最优设计方案。
中国组织工程研究杂志出版内容重点：人工关节；骨植入物；脊柱；骨折；内固定；数字化骨科；组织工程

文题释义：
有限元方法：将要分析的物体划分为有限个小单元，利用划分节点传递受力，模拟真实状况下受力情况，且对于形状各异、性能多样、载荷复杂的结构具有独特的计算能力，适用于各种复杂的生物力学分析。
静态分析：有限元分析中分静态分析、动态分析、流体力学分析等模块，而静态分析属于较简单也最常用的部分，它的运用思想主要是将某一瞬态固定，然后对整个结构在这一瞬态下进行分析得出结果。

中国组织工程研究杂志出版内容重点：人工关节；骨植入物；脊柱；骨折；内固定；数字化骨科；组织工程

长骨段骨肿瘤切除术后、严重创伤、髋关节置换翻修术后、代谢性骨病常导致长骨大段骨缺损，除造成长骨大量骨质缺失外，相邻关节的功能亦严重破坏。传统手术方式依靠医生主观经验对受损部位进行手术治疗，缺乏数字向导，这不免会带来二次手术，而有限元分析的出现为术前模拟、术中观察和术后康复发挥了很好的指导意义，其对于多种形状、性能和载荷的结构具有独特的计算能力，适用于复杂的生物力学分析，有力促进了骨科生物力学的发展。

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