髓内持骨动力性髓内钉固定股骨干骨折的三维有限元分析

doi:10.3969/j.issn.2095-4344.2014.40.022

中国组织工程研究 ›› 2014, Vol. 18 ›› Issue (40): 6524-6530.doi: 10.3969/j.issn.2095-4344.2014.40.022

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髓内持骨动力性髓内钉固定股骨干骨折的三维有限元分析

王国栋¹，姜海波²，张元民¹，赵晓伟¹，潘滔³

¹济宁医学院附属医院关节与运动医学科，山东省济宁市 272029；²中国矿业大学材料科学与工程学院，江苏省徐州市 221000；³中山大学附属第六医院骨科，广东省广州市 510080

修回日期:2014-08-07 出版日期:2014-09-24 发布日期:2014-09-24
通讯作者: 潘滔，教授，博士，博士生导师，中山大学附属第六医院骨科，广东省广州市 510080
作者简介:王国栋，男，1982年生，山东省莱芜市人，汉族，2008年中山大学毕业，硕士，主治医师，主要从事骨与关节损伤方面的研究。
基金资助:
山东省自然科学基金(ZR2010HQ036)

Three-dimensional finite element analysis on intramedullary controlled dynamic nailing for femoral shaft fracture

Wang Guo-dong¹, Jiang Hai-bo², Zhang Yuan-min¹, Zhao Xiao-wei¹, Pan Tao³

¹Department of Joint and Sports Medicine, Affiliated Hospital of Jining Medical University, Jining 272029, Shandong Province, China; ²School of Materials Science and Engineering, China University of Mining and Technology, Xuzhou 221000, Jiangsu Province, China; ³Department of Orthopedics, Sixth Affiliated Hospital of Sun Yat-sen University, Guangzhou 510080, Guangdong Province, China

Revised:2014-08-07 Online:2014-09-24 Published:2014-09-24
Contact: Pan Tao, Professor, M.D., Doctoral supervisor, Department of Orthopedics, Sixth Affiliated Hospital of Sun Yat-sen University, Guangzhou 510080, Guangdong Province, China
About author:Wang Guo-dong, Master, Attending physician, Department of Joint and Sports Medicine, Affiliated Hospital of Jining Medical University, Jining 272029, Shandong Province, China
Supported by:
the Natural Science Foundation of Shandong Province, No. ZR2010HQ036

摘要/Abstract

摘要：

背景：交锁髓内钉并发症诸如锁钉弯曲或断裂、退出，钉尾或锁钉孔处再骨折仍然存在，基于此，作者所在课题组设计了一种新型的髓内持骨动力性髓内钉。

目的：检验髓内持骨动力性髓内钉设计和强度的合理性与安全性，并就其临床应用和改进提出合理建议。

方法：分别建立全股骨及髓内持骨动力性髓内钉固定股骨干横形骨折三维有限元模型。对全股骨模型和骨折模型进行垂直加载及步态分析，了解各模型的应力分布和动力加压特点。

结果与结论：在承重载荷下，全股骨模型的股骨颈部及股骨干内外侧缘存在较明显应力集中，骨折模型的应力集中部位位于髓内钉顶端及锁钉周围；步态中，全股骨模型的股骨远端1/2前内侧及股骨颈部存在应力集中，骨折模型的应力集中部位位于髓内钉顶端及锁钉周围；髓内持骨动力性髓内钉有断端动力性加压功能。说明这种髓内持骨动力性髓内钉结构合理，具有良好的生物力学性能。

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

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关键词: 植入物, 数字化骨科, 髓内钉, 股骨骨折, 骨折固定, 生物力学, 有限元分析, 应力分布, 山东省自然科学基金

Abstract:

BACKGROUND: Interlocking intramedullary nail complications contain nail bent or broken, exit, re-fracture at spiketail or nail hole. Thus, our team designs a novel intramedullary controlled dynamic nail.

OBJECTIVE: To evaluate the rationality and safety of intramedullary controlled dynamic nail design and strength, and to give rational proposal for its clinical application.

METHODS: The three-dimensional finite element models of composite femur, transverse fractures of the femoral shaft were constructed with intramedullary controlled dynamic nailing. The stress and strain were detected under vertical loads and gait cycle.

RESULTS AND CONCLUSION: The maximum stress of the intact femur under the compression load was at femoral neck and the medial and lateral aspects of the femoral shaft; while the stresses of fractured femur were at the interface between screw and screw hole. In gait cycle, in case of intact bone, large stresses were found in the distal 1/2 of anteriomedialis of femoral shaft; while the stress distribution in fractured femur was similar with the former. Intramedullary controlled dynamic nailing has the ability of generating compression between fragments. These suggest that intramedullary controlled dynamic nailing is rational and good at design and biomechanical properties.

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

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Key words: femoral fractures, fractures, stress, bone nails, finite element analysis

中图分类号:

R318

王国栋，姜海波，张元民，赵晓伟，潘滔. 髓内持骨动力性髓内钉固定股骨干骨折的三维有限元分析[J]. 中国组织工程研究, 2014, 18(40): 6524-6530.

Wang Guo-dong, Jiang Hai-bo, Zhang Yuan-min, Zhao Xiao-wei, Pan Tao. Three-dimensional finite element analysis on intramedullary controlled dynamic nailing for femoral shaft fracture[J]. Chinese Journal of Tissue Engineering Research, 2014, 18(40): 6524-6530.

图/表（结果） 3

2.1 髓内持骨动力性髓内钉固定股骨干骨折的有限元模型实验论证 有限元模型和实验计算结果一致性良好(图2)。因此，有限元模型的建立是可信的。

2.2 髓内持骨动力性髓内钉固定股骨干骨折的应力分布

2.2.1 骨表面的应力分布完整股骨在不同的垂直载荷下的应力分布，应力分布区以股骨颈部及股骨干内外侧缘较明显，随着载荷的增加股骨上的应力峰值也逐渐增大；骨折髓内固定后，应力主要集中在股骨颈(髓内钉的顶端以及股骨颈下部)和锁钉周围，随着载荷的增加股骨上的应力峰值也逐渐增大(图3)。对比置入髓内钉之前的图片，股骨干没有明显的应力集中区。应力值较骨折之前减少，由此可以看出，骨折之后，部分负荷经髓内钉承担，同时髓内钉最大应力值较骨折之前增大。

模拟人体在步态运动中不同时刻的应力分布。完整股骨30%步态时所受到的应力峰值较大，主要集中在股骨远端1/2前内侧，在股骨颈下部也有应力较大区的存在；在45% 步态时最小，而应力分部区较分散，几乎波及整个股骨干前内侧及股骨颈下部；骨折髓内固定后，仅在髓内钉顶端及锁钉周围有较高的应力集中(图4A)。与承受压缩负荷不同的是骨折之后，股骨表面的应力最大(图4B)。

完整股骨髓内固定骨折后，为了详细显示其应力分布情况，将应力值的数量级缩小。髓内固定后的股骨近段，股骨颈依然是应力集中区，同时锁钉孔也是应力集中区；而股骨远端，股骨受到的峰值应力作用于股骨的内侧(图5)。

2.2.2 髓内钉表面的应力分布对比骨折愈合前后髓内钉的应力变化图(用完整股骨植入髓内钉模拟骨折愈合)，愈合之前髓内钉承受的应力大于骨折愈合后的，而应力分部区在骨折愈合前后并无明显差异，主要集中髓内钉/锁钉界面周围、拉力螺母周围及撑开部，另外在髓内钉撑开部与钉干的结合部分也是应力的高集中区(图6)。

2.3 髓内钉及骨的位移 承受压缩负荷时，髓内钉及骨上的位移随负荷的增大逐渐增大，在一定范围内呈线性趋势，而在相等的负荷下，完整骨植入髓内钉后的位移最小，其次是完整骨，完整骨植入髓内钉后骨折的位移最大。由位移-负荷曲线所示，添加趋势线之后均呈线性，而且曲线延长之后恰好通过坐标轴原点，故在承受最大负荷2 100 N时，3种模型的力-变形曲线仍呈线性趋势，即模型在承受 2 100 N的负荷时，仍在其弹性区承受负荷，去除负荷后，模型可以回复到原来的形状(图7)。此与生物力学实验的结果相符(生物力学实验证实，在承受700 N的垂直负荷时，骨折后材料的变形为41.2×10^-⁵ mm)^[23]，进一步证实了有限元模型建立的准确性。此前的生物力学实验同时也表明，在承受扭转和弯曲负荷时，形变仍然很小(承受300 N扭转负荷时为0.42 mm；承受8 N•m的弯曲负荷时为19°；与交锁髓内钉相比差异并无统计学意义)^[23]。

2.4 断端动力性加压作用 在不同的步态以及不同的垂直载荷下均可以看到，骨折远端毗邻骨折线处存在明显的应力集中点(图5右)，而骨折近端毗邻骨折线处往往是近端应力最小处(图5左)。但是这里要提醒注意的是，两图的数量级是不同的，近端的应力最小值仍然大于远端的应力最大值，应力差随之产生。由图8可以看到，不同负荷下骨折端的应力差呈曲线趋势，整体走向随负荷的增大逐渐增大：

σ= (F²+3F+0.8)×10^-⁶(R²=0.996 9)(σ应力，F负荷)

这与生物力学实验的结果相类似(生物力学实验证实，承受700 N的负荷下，骨折端的应力值为7.8×10^-⁶ N/mm²)^[23]。由图6也可以看出，拉力螺母所在的部位及撑开部存在高应力区，这就是动力加压的产生原因。

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引言

交锁髓内钉在固定股骨干骨折成功后，迅速成为治疗股骨干骨折的金标准^[1-5]，其静力性固定力学中的最大优点是抗扭转和抗弯曲刚度较高。然而，交锁髓内钉存在锁钉弯曲或断裂、退出，钉尾或锁钉孔处再骨折等并发症^[6-13]，其发生原因不外乎特定区域的应力集中、扭转变形和应力遮挡。另外，安装远端锁钉时，常因瞄准器问题或因髓内钉在骨髓腔内发生形变而安装困难，需扩大创口，造成不必要的损伤^[14-22]。基于此，作者所在课题组自行设计了一种新型的髓内持骨动力性髓内钉(专利号：200410077782.5)，经生物力学实验证实，其固定股骨干骨折可获得与Grosse-Kempf交锁髓内钉(G&K钉)类似的抗弯和抗扭转刚度，抗压缩刚度大于G&K钉；且髓内持骨动力性髓内钉独具骨折断端间加压作用^[23]。作者所在课题组对48例患者随访后，发现骨折均在8-26周愈合，未见延迟愈合及不愈合，无内固定断裂并发症发生，优良率达96%^[24]。

有限元分析是通过物体离散化、单元特性分析、单元组集、求解未知节点位移等步骤进行综合分析，从而正确求解^[25-27]。有限元分析忽略了力学实验的多样性、不均一性、以及生物组织的非线性等特征，因此具有相当高的准确度。在骨科中，股骨最早被应用于有限元研究。临床上股骨骨折的内固定方式有多种，有限元对此的研究较多，为临床治疗提供了充足的力学依据^[28-30]。有限元法在解决结构、材料性质和载荷情况都比较复杂的问题方面具有明显的优点，尤其在内植物的优化设计方面更具优越性。在有限元的力学分析中，可以重复模型的基本条件，而比较不同内植物的力学优劣性，使实验的准确度、可信度提高，因而广泛应用于骨科、口腔科等医学领域^[31-33]。实验采用三维有限元法对新型髓内钉固定股骨干骨折的力学行为进行了进一步的探索，并就其临床广泛应用和结构改进提出建议。

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
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材料方法

设计：对比观察实验。

时间及地点：实验于2013年6至12月在济宁医学院附属医院骨关节科、中山大学附属第六医院骨科及中国矿业大学材料科学与工程学院完成。

材料：髓内持骨动力性髓内钉(上海浦卫医疗器械有限公司，中国)，医疗器械批准文号：国食药检械准字2005第3461201号，其主要由主钉、撑开内芯、拉力螺母、锁钉和封口钉等结构组成(图1A)。髓内持骨动力性髓内钉中主钉空心圆柱体，近端为操作部，远端为撑开部，撑开部的按截面三或四等份开三四道槽沟；拉力螺母位于操作部内，近端为十字槽口，可与一十字扳手相对合，远端的中心有内螺纹，与撑开内芯近端外螺纹相对合；撑开内芯近端为外螺纹，远端是撑开头，撑开头三或四等份分布三四个突起，与主钉操作部的槽沟对应，以保证撑开头向近端移动时不发生扭转(图1B)。所选取的髓内持骨动力性髓内钉长度是280 mm，直径是11 mm。

方法：

三维有限元模型的建立：

骨的模型建立：利用Toshiba-aqullion 64层螺旋CT(东芝，日本)对第3代合成骨(太平洋研究实验室，美国)进行扫描而得到图像数据。共得到961张DICOM格式图像。目前的重建主要是基于对人体尸骨的测量数据进行的^[34]，或者通过计算机辅助设计进行重建，由于干骨与活体股骨的干湿情况不同，计算机辅助设计软件曲面拟合的效果不同均会使重建的效果不够理想，甚至不能进行后续计算。实验通过阈值选取方法和光滑处理方法进行股骨重建^[35]。

髓内钉的有限元模型的建立：采用Pro/Engineer软件(美国参数技术公司)直接建模。髓内持骨动力性髓内钉上的一些纵沟没有建模，因为这些纵沟明显增加了几何结构的复杂性，结果因ANSYS版本的不同导致约束单元数的增加。这些纵沟很浅，不会对整个髓内钉的强度产生明显的影响。2个锁钉的标准直径是4.9 mm，螺纹没有建模。类似于手术操作，所有的锁钉突出于骨干外面约 2 mm。

网格化和材料性质：将建立的股骨模型导入有限元分析软件中(Ansys 8.0，美国ANSYS公司)，选择10节点实体单元solid92进行网格划分。由于股骨的外形十分不规则，采用6面体进行划分易于产生大量的低质量单元，对后期的有限元分析会造成影响。考虑以上因素对股骨进行四面体单元自由网格划分，选择单元精度为6级。

通过Pro/Engineer软件和3Dmax软件(美国欧特克有限公司)，按照手术中实际的安装固定位置进行股骨多余部分的去除和髓内钉的植入，得到与手术后固定位置十分近似的模型。将模型导入Ansys软件，采用10节点实体单元solid92对模型进行自由网格划分，网格划分采用四面体单元，6级精度。划分完网格单元数如表1所示。

髓内钉和骨均为各向同性及线弹性材料，不锈钢钉弹性模量210 GPa，合成骨皮质骨的弹性模量是10 GPa，松质骨弹性模量是206 MPa；泊松比均为0.23。

实验论证：为了确认有限元分析结果的可信性，模型必须测试至少一个符合工况。作者选择髓内固定之前的完整骨作为代表。将8个应变仪(美国Vishay Measurements集团)置于其内侧，每2个应变仪间隔 40 mm，股骨置于正常生理状态站立位(外展15°)，远端用聚甲基丙烯酸甲脂包埋于一夹具中，并将夹具固定，负荷为700 N。应变仪记录应变。以测量5次之后得到的平均值为最后结果。

对于有限元模型，近段的加载头建模，用Ansys软件附加于骨上，700 N的负荷施加于股骨头中心，并对各个方向的运动加以约束，使其仅能向负荷的方向运动；远端约束，限制各个方向的运动。计算应变仪对应位置节点的应变量。

加载模式及步态：对划分完网格的有限元模型按照Duda等^[36]提供的数据和坐标进行加载计算。分为以下几种状态：①模拟双足站立骨盆水平中立位，以垂直于水平面的力加载，直至3倍体质量，即350，700，1 400，2 100 N。②将模型按照正常站立位人体力线放置，使模型股骨干长轴与人体中轴线成15°，远端固定，即远端各节点在坐标轴上的位移为0；模拟步态周期3个时相10%，30%和45%步态周期。远端各节点在坐标轴上的位移为0。

主要观察指标：髓内钉及骨的应力、应变分布。

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

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讨论

3.1 钉-骨复合物的应力、应变分析 应力集中导致螺钉孔处再骨折及螺钉松动时有报道^[37-38]。所有的结构，均可以观察到毗邻螺钉孔处的应力集中。髓内持骨动力性髓内钉固定后，与固定之前相比，仅在锁钉孔及钉尾部有较高的应力，股骨干则没有明显的应力集中区。究其原因，主要是由髓内持骨动力性髓内钉的结构决定的。髓内持骨动力性髓内钉以远端的撑开部代替交锁钉的锁钉，避免了创伤性的钉骨接触及由钻孔导致的骨缺损。骨缺损使骨量减少，降低了骨的强度，使骨内力分散在体积较小的骨组织上，尤其重要的是，骨缺损易引起骨内应力分布较差，造成骨缺损部很高的应力集中，此时小的负荷也会导致骨折。

髓内持骨动力性髓内钉主钉的远端是4个分叉的撑开支，与髓腔内壁密切接触，最大限度的扩大了钉骨的接触面积，使钉骨复合体在工作长度内成为有机整体，而交锁髓内钉远端的钉骨接触通过交锁螺钉，不可避免的造成主钉“漂浮”在髓腔内，因此，髓内钉一旦打入，髓内持骨动力性髓内钉将比交锁钉与髓腔更加适合。而交锁钉在主钉上开孔，必然会导致主钉强度降低，产生应力集中。因此，髓内持骨动力性髓内钉这种对称性的结构更有利于负荷均匀的传递。

承受垂直压缩负荷时，植入髓内钉骨折后股骨表面的应力值小于植入髓内钉之前(约减少70%)。与之相反的是，在不同的步态周期中，骨折之后植入髓内钉，股骨表面的应力反而较完整骨增大，实验经过重新划分网格仍然得出相同的结果，初步分析可能是骨折后由于骨折断，产生裂纹，因此在这部分必然会造成力传导的间断，从原来的一个整体力传导变为两个物体的对接传导，或者是接触传导，这些都将导致力的增大。另外一个可能的原因是在步态中，骨折端之间的断端加压力不如承受垂直负荷下充分。

植入后的股骨近段，股骨颈依然是应力集中区，同时锁钉孔也是应力集中区。由于髓内钉的植入和固定会造成该部位的骨缺损，形成力传导的不连续性和应力遮挡，会对股骨的结构带来不稳定因素。但观察应力数值并未超出骨组织的材料性能范围，故在安全范围之内。对于骨折后远部股骨的应力分析结果可以得到这样一个结论，股骨所收到的峰值应力作用与股骨的内侧，这与股骨头处外力的作用点与股骨中轴存在一定的偏心距有关。同时可以看到远端股骨的应力无论是对比正常股骨或者近端股骨均有很大的减小，原因在于手术后骨折的股骨部分不能完全很好的结合，同时由于髓内钉的植入及张开作用，力在骨折部分不能很好的传导，髓内钉支撑了大部分的力。可以预见，后期的计算如果考虑股骨骨折部分的良好愈合应能得到传递良好的应力云图。

髓内钉于其他内固定物相比一个重要的优点是髓内钉是一个负荷分担装置。进一步说，在骨折愈合过程中髓内钉承受的负荷预期应该比愈合之后要大的多。在骨折后初期髓内钉承担了较多的力传导，这样的结果对于骨折的愈合是有利的。在骨折愈合后髓内钉的应力较骨折前为小，这就说明在骨折愈合后力的传导主要是由股骨进行的。在愈合初期股骨不宜受到较大应力的作用，而随着患处的愈合，股骨也会承受较多的力值。骨和锁钉之间的负荷传递也会导致应力集中的产生。髓内钉的高应力区主要集中髓内钉/锁钉界面周围、拉力螺母周围及撑开部，在髓内钉撑开部与钉干的结合部分也是应力的高集中区，对于这样的部位在安装不当或者受力较大的情况下也许会发生结构的损坏，此部位应适当增大其强度。

承受负荷时的位移小，说明该结构的刚度较大。髓内持骨动力性髓内钉这种结构可以达到与交锁钉相媲美的抗压缩、扭转及弯曲刚度，作者认为原因主要是钉骨广泛而紧密接触及钉骨界面的广泛接触面积和骨折断端间的加压形成的完整的骨-内植物复合体，其整体性是钉骨分离的其他髓内钉无法相比的。而且髓内持骨动力性髓内钉撑开部与髓腔内壁的摩擦力也可以起到有效的抗压缩负荷的能力^[24]。

3.2 骨折断端动力性加压作用 动力性内固定系统，可以消除沿股骨长轴的应力遮挡效应，允许骨折部位的轴向加压。而骨折部位的微动和持续的轴向负荷对骨折愈合有明显的促进作用^[39-42]。一方面，骨折断端间适当的压力，消除了骨折端间的空隙，提高骨折断之间的静力摩擦，使固定的强度增大机械稳定性提高，有助于骨痂生长及爬行替代；另一方面，动力加压内固定减少了应力遮挡率，促进应力传导，刺激骨代谢。动力加压过程中，压缩性应力介导的电位变化可以有效地刺激细胞分化，从而对骨折愈合起到很好的促进作用^[43-46]。

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
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髓内持骨动力性髓内钉固定股骨干骨折的三维有限元分析

Three-dimensional finite element analysis on intramedullary controlled dynamic nailing for femoral shaft fracture

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