老年肱骨近端骨折外固定支架置钉优化选择的有限元分析

摘 要

目的：肱骨近端骨折是老年人常见的骨折之一，有效的外固定支架治疗 相较于内固定来说，有创伤小，恢复快的特点。本课题基于有限元分析，建 立外固定支架固定老年肱骨近端骨折的三维模型，对模型进行有限元分析， 分别模拟正常肱骨模型、骨质疏松肱骨模型及外固定支架固定肱骨骨折模型 的肩关节在不同运动状态及载荷下的应力、应变及位移情况测试，分析其结 果，指导临床上使用外固定支架治疗老年肱骨近端骨折，为临床医生选择合 适的置钉数量及置钉位置提供依据。

方法：选取一位成年健康女性，使用螺旋 CT 对肩关节进行扫描，扫描获 取厚度为 1.0mm 的薄层 CT 医学影像数据图像后，存储影像数据。利用 Mimics15.0 软件将该图像进行处理并建立研究所需的肱骨三维模型，导出 STL 文件，在 Geomagic Studio12.0 中经过修补、降噪及曲面化，完善模型并 导出 STP 格式。在 Pro/E5.0 中，根据文献分别设置皮质骨和松质骨的弹性模 量，并将模型分为正常肱骨模型与骨质疏松肱骨模型，再将外固定支架按标 准手术方式组装于骨质疏松模型上，并根据不同的置钉方式分为三组。最后 在 Hyperrmesh12.0 中，对整体模型加工处理使其有限元网格化。对模型施加 轴向压缩及水平载荷来模拟肩关节的外展、内收、前屈、后伸、轴向压缩、 内旋与外旋 7 种运动。通过模拟测试中测得的冯米斯应力分布（von Mises stress distribution）、最大应力值、应变分布及位移情况，评价模型整体构造 的稳定性。模型三在轴向压缩载荷下、内收、前屈和内旋时，所受应力及所产生位移较小，应力分 布较模型一、二更为分散。在后伸时，所受应力及所产生的位移最大，应力主要集中于 下两组骨钉及连接杆的下半部，最大应力为 28.31MPa，最大位移为 9.12mm。

结论：利用合适的肩关节 CT 数据成功重建肱骨近端三维模型及外固定支架治疗的 肱骨近端骨折的有限元模型，分析测试不同载荷条件下的生物力学特性，分析所得数据 归纳得出：1. 骨质疏松组的最大应力值、最大应变值及最大位移值均高于正常 骨质组，所得数据结果符合正常的生理结构的运动特点并与临床观察的表现 相符合，验证了模型的有效性，所得数据和图像可以重复使用。2.模型二、三 外固定支架治疗肱骨近端骨折的方式均可以提供足够的稳定性。模型三在不 同载荷条件下所测得的最大应力值、最大应变值及最大位移值均小于其余两 种模型且外固定本身的应力更分散，更符合生物力学要求，为老年肱骨近端 骨折外固定支架治疗方式的选择提供必要的生物力学依据。

关键词：外固定支架，肱骨近端，老年，生物力学，有限元分析

1 研究材料

1.1 肱骨近端影像数据资料

   本次实验研究经过宁波市第六医院医院伦理委员会批准通过。符合医院及学校的相 关规章制度，招募一位 25 岁健康女性，肩关节活动良好，既往无畸形、发育不良、肩 关节外伤及其他相关的内分泌性或风湿免疫性等病史，充分告知其实验研究方法，取得 其充分的知情同意。

    于 CT 室使用飞利浦公司（Philips，Brilliance CT 6）螺旋 CT 对肱骨进行扫描。扫 描时志愿者采取仰卧位，面向上，两眼平视前方，两足并拢，足尖向上，上肢自然平放 于躯干的两侧，掌心向上。扫描范围：由肱骨头至肱骨远端采集完整的肱骨图像。扫描 层厚设定为 1.0mm，获取一系列的连续断层图像后，以 DICOM 格式文件输出至光盘， 刻盘保存。

   外固定支架使用北京富乐科技公司 WEF-1 外固定架，其中方型骨针长度 150mm， 直径 3mm，螺纹长度 40mm，连接杆长度 250mm，将各组件进行 CT 扫描，同样输出 DICOM 格式文件输出至光盘刻盘保存备用。

1.2 螺旋 CT 设备 

螺旋 CT：飞利浦（Philips），型号：Brilliance CT 6

1.3 计算机配置及应用软件介绍 

1.3.1 联想笔记本电脑

  硬件配置：中央处理器：AMD Ryzen 5 2500U；内存：DDR42400Mhz 8.0GB；显 卡：集成显卡；硬盘：128GB SSD+1TB 固态硬盘；软件配置：Window 7 旗舰版 64bits，同时安装有 Mimics15.0, Geomagic Studio 12.0，Pro/E 5.0，Hypermesh 12.0 等软 件。

1.3.2 Mimics

   Mimics 全称的是 Materialise'sinteractive medical image controlsystem，是一款由 Materialise 公司开发的具有多种模块结构可供用户根据需要搭配从而具备不同功能的交 互式医学影像控制系统。MIMICS 是一套高度整合而且易用的 3D 图像生成及编辑处理 软件，它能使用 CT、MRI 甚至三维彩超的图像资料重建 3D 模型并输出具有通用的三 维格式，可以用于 CAD 计算机设计、有限元分析或是用于解剖学测量等。MIMICS FEA 模块可以将 3D 模型转换成有用的 3D 网格，用于 FEA（有限元分析）或 CFD（计 算机模拟流体动力学），为后期的分析提供便利。借助 FEA 模块中的网格重新划分功 能从医学图像数据高效创建患者的高质量 FEA 网格，使其更接近实际临床应用。MIMICS 还具有手术模拟模块，通过该模版可以模拟手术过程并分析适合患者实际解剖 结构的设备。本实验中，基于 CT 的高分辨率，我们使用 Mimics15.0 软件对获取的 CT 图像进行预处理，建立比较准确的肱骨的面片模型，并利用软件里面的编辑工具进行了 部分优化，为后续处理提供了便捷的基础，大大加快了建模的过程。

1.3.3 Geomagic Studio 1

   Geomagic Studio 是 Geomagic 公司的一款逆向工程和三维监测软件。Geomagic Studio 软件主要功能包括：自动将点云数据转换为多边形(Polygons) 、把多边形转换为 NURBS 曲面 、点云数据预处理包括去噪、采样等、多边形阶段处理主要有删除钉状 物、补洞、边界修补等、纹理贴图、输出与 CAD/CAM/CAE 匹配的文件格式。我们应 用 Geomagic Studio 12.0 对 Mimics 加工完成的三维模型做进一步的优化加工处理，模型 去噪、网格划分、曲面拟合模型。使模型能满足有限元分析的要求。

1.3.4 Pro/ENGINEER 5.0。

  Pro/Engineer 是一款以参数化为特点，最早应用参数化技术的 CAD/CAM/CAE 一体 化的三维软件。业界普遍认可 Pro/Engineer 软件在三维造型软件领域的重要贡献，在三 维造型软件领域中占有着重要地位，是现今主流的三维造型软件之一。在上述软件中完 善的图像文件将导入至 Pro/ENGINEER 软件中进行三维实体化，得到三维实体模型，并 将各部分模型进行组装，同时对需要处理的部分和特征进行进一步操作。

1.3.5 Hypermesh 12.0

   Hypermesh 软件由美国 Altair 公司开发，是世界领先的、功能强大的 CAE 应用软 件包，它图形界面简易直观易于学习，具有无与伦比的速度、性能、适应性及可定制 性。我们使用 Hypermesh 12.0 对 Pro/ENGINEER 组装的三维模型进行有限元网格处 理。

2 研究方法 

2.1 肱骨近端骨折模型的建立 

2.1.1 肱骨模型的建

   有关创建肱骨模型的指导路线如下（图 2.1）： 

   肱骨模型的建立使用以下关键技术，首先使用 Mimics 15.0 获取骨组织的实体模 型，将其导出到 STL 文件，然后在 Geomagic Studio 12.0 中修补、降噪及曲面化，将其 导出为 STP 文件格式，其次在 Pro / Engineer 5.0 中组装实体模型；最后的整体输出是 IGES 文件格式，最好是在Hypermesh 12.0 中执行有限元分析网格处理。

   为了更好地执行二维 CT 数据的三维重建，有必要对 DICOM 文件进行转换和解 析。但是，当今的医学图像服务系统（例如 CT 和 MRI）都使用容积 3D 重建，并不能 直接使用工程学软件进行处理。

   将 DICOM 数据导入 Mimics 15.0 软件并设置主视图的方向。分别定义矢状面、冠 状面和横截面，有序的对多张 DICOM 数据进行排列。在界面中可以提取出骨组织等组 织及其背景等所需的灰度图像。首先是基于提取出的基础图像进行预处理，提高其屏幕 分辨率和平滑度。特别是对于骨髓腔，有必要使其内部更加连续和平滑，利用 Mimics 15.0 软件自带的选择工具进行骨髓腔规则化处理。基于不同的组织其密度不同，其图像 上灰度也会有所不同的原理，从而提取所需图像数据信息。此时模型仍有一些伪影、破 洞和噪音，利用软件的自提取功能和擦除填充功能，逐层提高组织影像质量。分别得到 骨组织的粗糙模型（图 2.2），保存文件。

2.1.2 肱骨骨折三维模型的建立

   通过上述的软件操作我们能获得一个较为粗糙的三角面片三维模型。该模型的不良 结构现象表现为表面过于粗糙等。所以我们需要将存储的该模型的.STL 文件导入 Geomagic Studio 12.0，使用该软件对粗糙模型曲面拟合、光顺处理等优化。继续使用该 软件细分、降噪、光顺化处理的功能对刚刚 Mimics 15.0 所建立的粗糙的三角面片模型 进行二次优化加工，然后经过继续对该模型表面精确地曲面化的加工使该模型变得细 致，最后建立出符合实验研究要求的肱骨的三维实体模型（图 2.3），以利于后续的处 理以及有限元模型建立及分析。此模型中共包含 80374 个单元及 142387 个节点。

2.2 外固定架固定肱骨近端骨折有限元模型的建立及运算

2.2.1 外固定架固定肱骨近端骨折有限元模型的建立

   将在 Geomagic 生成的*.igs 文件导入 Pro/E 中进行三维实体化，得到三维实体模 型，在建立各部分模型的基础上，进一步来组装模型（图 2.4）。导出三维模型数据，格式为*.stp，将各个部件导入 PRO/E 中进行模型组装。因为本次研究主要的研究对象 为老年患者，所以我们选择建立了临床上常见的肱骨近端三部分骨折的骨折模型，参考 以往文献建模的原则，将模型的骨折部分设定为已解剖复位。外固定材料建模时，将外 固定钉及连接杆设置为各向同性材料，形状保留其主要结构特征。在建立的外固定支架 装配过程中，严格模拟临床手术情景，确保外固定钉刚好到达对侧骨皮质，同时保证外 固定连接杆与骨骼之间的距离在 3cm 以上。

2.2.2 外固定架固定肱骨近端骨折有限元模型的分组及运算

   按照上述装配要求并根据不同的装配方式，获得不同的模型。模型一：上部两枚骨 钉从大结节进入，向下通过大结节及肱骨外科颈骨折线至对侧骨皮质平行固定，下部两 枚骨钉从肱骨外科颈下约 0.5-1cm 处平行进入，向上通过外科颈骨折面进入肱骨头固定 肱骨外科颈及肱骨头。模型二：上部两枚骨钉从大结节进入，向下通过大结节及肱骨外 科颈骨折线至对侧骨皮质平行固定，中部两枚骨钉从大结节进入，以水平方向通过骨折 线至肱骨头最内侧骨皮质，下部两枚骨钉从肱骨外科颈下约 0.5-1cm 处平行进入，向上 通过外科颈骨折面进入肱骨头固定肱骨外科颈及肱骨头。模型三：在模型二的基础上， 于肱骨外科颈下方约 4-5cm 处，水平方向置入两根骨钉平行固定。所有模型中均只使用 一根连接杆固定，组装后模型图片见下图（图 2.5）

   对模型进行网格划分时，为了能生成精度高、质量高的网格，我们需要使用 Ansys Workbench 自适应网格划分及自动调整网格密度的功能。通过该软件的加工，我们能生 成形状、特性均符合要求的元素。通过 Workbench 的自动网格划分功能，最后统计得到 的各分组实验的单元类型和单元数量如表 2.1 所示（图 2.6）

2.3 材料属性及赋值

   因本次研究对象主要为老年患者，老年患者常常合并有骨质疏松症，所以本次研究 主要模拟在骨质疏松模型上外固定支架不同固定方式的稳定性。骨质疏松组肱骨模型的 皮质骨的弹性模量为正常骨组的 66%，骨质疏松组模型的松质骨的弹性模量为正常骨组 的 33%[44]。骨骼及外固定支架材料模型属性赋值均为各向同性材料。骨骼及外固定支架 材料各部分材料参数见表 2.2、2.3 所。

2.4 约束条件及载荷

   设定在肱骨近端骨折外固定支架固定的模型中肱骨头与关节盂的接触面固定约束， 螺钉与骨骼以及钉棒连接杆之间为充分固定约束。肩胛骨前骨面及锁骨近端面部分节点 进行固定约束。

   对肱骨模型施加轴向压缩及水平旋转载荷模拟肩关节功能。包括轴向压缩、外展、 内收、前屈、后伸、内旋和外旋。轴向压缩分析，除于肱骨头段施加 200N 载荷，同时 于肱骨干前后内外 4 个面各施加 100N 载荷分别模拟外展、内收、前屈、后伸状态。内 旋与外旋，于肱骨头端绕肱骨机械轴分别施加 7.5Nm 力矩模拟[44]。

    通过模拟测试中测得的应力、应变及位移的数值来评价分析普通骨折患者和骨质疏 松的老年骨折患者肱骨稳定性的特点及区别。同时测量不同外固定支架组合方式的模型 的冯米斯应力分布（von Misesstress distribution）、最大应力值、应变分布及位移情 况，以定性分析其刚度，评价其稳定性。

3 结果 

3.1 肱骨近端模型的有限元分析结果 

3.1.1 正常模型的有限元分析结果

   正常骨质组肱骨模型在肩关节不同运动及载荷条件下测得的冯米斯应力分布（von Misesstress distribution）、最大应力值、最大应变值及最大位移值（表 3.1）：轴向压缩 载荷下，肱骨最大应力为 6.71MPa; 肱骨最大应变为 0.0005，肱骨最大位移为 2.03mm。应力分布图见（图 3.1）。外展时，肱骨最大应力为 12.24MPa，肱骨最大应变为 0.0009，肱骨最大位移为 4.18mm。应力分布图见（图 3.2）。内收时，肱骨最大应力为 7.53MPa，肱骨最大应变为 0.0006，肱骨最大位移为 1.3mm。应力分布图见（图 3.3）。前屈时，肱骨最大应力为 6.35MPa，肱骨最大应变为 0.0005，肱骨最大位移为 1.21mm。应力分布图见（图 3.4）。后伸时，肱骨最大应力为 15.92MPa，肱骨最大应变 为 0.0012，肱骨最大位移为 4.61mm。应力分布图见（图 3.5）。外旋时，肱骨最大应力 为 9.66MPa，肱骨最大应变为 0.0007，肱骨最大位移为 2.6mm。应力分布图见（图 3.6）。内旋时，肱骨最大应力为 9.32MPa，肱骨最大应变为 0.0007，肱骨最大位移为 2.4mm。应力分布图见（图 3.7）。

3.1.2 骨质疏松模型的有限元分析结果

   骨质疏松组肱骨模型在肩关节不同运动及载荷条件下测得的冯米斯应力分布（von Misesstress distribution）、最大应力值、最大应变值及最大位移值（表 3.2）：轴向压缩 载荷下，肱骨最大应力为 8.63MPa，肱骨最大应变为 0.0008，肱骨最大位移为 2.73mm。应力分布图见（图 3.8）。外展时，肱骨最大应力为 15.65MPa，肱骨最大应变 为 0.0014，肱骨最大位移为 5.61mm。应力分布图见（图 3.9）。内收时，肱骨最大应力 为 9.69MPa，肱骨最大应变为 0.0009，肱骨最大位移为 1.82mm。应力分布图见（图 3.10）。前屈时，肱骨最大应力为 9.25MPa，肱骨最大应变为 0.0008，肱骨最大位移为 1.61mm。应力分布图见（图 3.11）。后伸时，肱骨最大应力为 18.81MPa，肱骨最大应 变为 0.0018，肱骨最大位移为 6.11mm。应力分布图见（图 3.12）。外旋时，肱骨最大 应力为 12.35MPa，肱骨最大应变为 0.0011，肱骨最大位移为 3.6mm。应力分布图见 （图 3.13）。内旋时，肱骨最大应力为 12.62MPa，肱骨最大应变为 0.0011，肱骨最大 位移为 3.31mm。应力分布图见（图 3.14）。

3.2 模型一的有限元分析结果

   模型一在肩关节不同运动及载荷条件下测得的冯米斯应力分布（von Mises stress distribution）、最大应力值、最大应变值及最大位移值（表 3.3）：轴向压缩载荷下，肱 骨最大应力为 20.95MPa，肱骨最大应变为 0.0029，肱骨最大位移为 4.14mm。应力分布 图见（图 3.15）。外展时，肱骨最大应力为 26.82MPa，肱骨最大应变为 0.0029，肱骨 最大位移为 8.18mm。应力分布图见（图 3.16）。内收时，肱骨最大应力为 19.65MPa， 肱骨最大应变为 0.0035，肱骨最大位移为 4.55mm。应力分布图见（图 3.17）。前屈 时，肱骨最大应力为 20.16MPa，肱骨最大应变为 0.0042，肱骨最大位移为 4.33mm。应 力分布图见（图 3.18）。后伸时，肱骨最大应力为 33.72MPa，肱骨最大应变为 0.0035，肱骨最大位移为 10.47mm。应力分布图见（图 3.19）。外旋时，肱骨最大应力 为 27MPa，肱骨最大应变为 0.0032，肱骨最大位移为 5.02mm。应力分布图见（图 3.20）。内旋时，肱骨最大应力为 25.39MPa，肱骨最大应变为 0.0035，肱骨最大位移为 4.33mm。应力分布图见（图 3.21）。

3.3 模型二的有限元分析结果

   模型二在肩关节不同运动及载荷条件下测得的冯米斯应力分布（von Mises stress distribution）、最大应力值、最大应变值及最大位移值（表 3.4）：轴向压缩载荷下，肱 骨最大应力为 18.59MPa，肱骨最大应变为 0.0027，肱骨最大位移为 3.97mm。应力分布 图见（图 3.22）。外展时，肱骨最大应力为 22.57MPa，肱骨最大应变为 0.0027，肱骨 最大位移为 7.96mm。应力分布图见（图 3.23）。内收时，肱骨最大应力为 18.62MPa， 肱骨最大应变为 0.0028，肱骨最大位移为 4.38mm。应力分布图见（图 3.24）。前屈 时，肱骨最大应力为 18.63MPa，肱骨最大应变为 0.0036，肱骨最大位移为 4.17mm。应 力分布图见（图 3.25）。后伸时，肱骨最大应力为 29.63MPa，肱骨最大应变为 0.0034，肱骨最大位移为 9.68mm。应力分布图见（图 3.26）。外旋时，肱骨最大应力 为 21.56MPa，肱骨最大应变为 0.0029，肱骨最大位移为 4.86mm。应力分布图见（图 3.27）。内旋时，肱骨最大应力为 22MPa，肱骨最大应变为 0.0028，肱骨最大位移为 4.16mm。应力分布图见（图 3.28）

3.4 模型三的有限元分析结果

   模型三在肩关节不同运动及载荷条件下测得的冯米斯应力分布（von Mises stress distribution）、最大应力值、最大应变值及最大位移值（表 3.5）：轴向压缩载荷下，肱 骨最大应力为 18MPa，肱骨最大应变为 0.0024，肱骨最大位移为 3.86mm。应见（图 3.29）。外展时，肱骨最大应力为 21.51MPa，肱骨最大应变为 0.0026，肱骨最 大位移为 7.66mm。应力分布图见（图 3.30）。内收时，肱骨最大应力为 17.01MPa，肱 骨最大应变为 0.0027，肱骨最大位移为 4.12mm。应力分布图见（图 3.31）。前屈时， 肱骨最大应力为 18.1MPa，肱骨最大应变为 0.0032，肱骨最大位移为 4.03mm。应力分 布图见（图 3.32）。后伸时，肱骨最大应力为 28.31MPa，肱骨最大应变为 0.0033，肱 骨最大位移为 9.12mm。应力分布图见（图 3.33）。外旋时，肱骨最大应力为 20.64MPa，肱骨最大应变为 0.0027，肱骨最大位移为 4.67mm。应力分布图见（图 3.34）。内旋时，肱骨最大应力为 18.87MPa，肱骨最大应变为 0.0024，肱骨最大位移为 4.09mm。应力分布图见（图 3.35）。

4 讨论

4.1 外固定支架治疗肱骨近端骨折的优势及存在的问题

   多年来肱骨近段骨折一直存在一定的争议。Cofield 对肱骨近端骨折这一骨折类型 进行了总结：目前对肱骨近端骨折仍存在着较多争议和混淆，从早期评估到最终结果， 尚无一种简单的指南或标准被证明有效。此结论展现了这类损伤治疗的复杂性[25]。有学 者指出，目前在影像学诊断、手术指征、手术患者年龄的选择、手术入路、内固定或半 肩置换、内固定的种类以及康复指导等方面均存在着争议[2,6,25]。大部分的研究者认为， 对于老年患者 2 部分、3 部分和 4 部分骨折，可行保守治疗[7]，但后期疼痛和功能丢失 的发生率很高，而且近年来流行病学和大规模回顾性研究未能显示老年人移位的两部分 和三部分骨折的手术治疗和非手术治疗之间的后期功能差异[8]。最近的文献实际上支持 的是除了最严重骨折外，损伤性较小的固定方法。

   目前微创技术越来越受到关注，该技术主要包括外固定支架固定技术、关节镜辅助 复位技术、有限小切口切开复位内固定技术、闭合复位经皮内固定技术等。结合老年患 者的特点，目前很多学者选择采用外固定支架技术来治疗肱骨近端骨折。外固定支架技 术可为因为皮肤条件、营养情况、基础疾病等原因无法接受开放手术或开放手术风险较 大的老年肱骨近端骨折患者提供坚强的固定。并且外固定支架技术能直观的监测肢体的 情况，包括神经血管的情况、软组织的张力等，并能在不干扰骨折对线和固定的情况下 进行及时的对症治疗。坚强的外固定同时也有利于对骨及软组织的治疗与康复。经过坚 强的外固定治疗后，允许患者能早期活动，能活动或换位，能立即进行远、近侧关节的 活动，而不用担心骨折移位，可通过绳索悬挂，抬高患肢，减少对后侧软组织的压迫有 利于患肢水肿的消退和关节面的营养，降低关节囊纤维化、肌肉萎缩、骨质疏松和关节 僵硬等后遗症的发生率。文献表明肱骨近端骨折钢板内固定后并发症的发生率相当高 [9,10,11,12]。Gumina 等人观察到，用 2 种不同的锁定钢板治疗 Hertel 7 型骨折的一系列并 发症为 9.6%[9]。外固定技术同内固定相比并发症低发生率，其可能原因是由于微创复位 和经皮固定，不涉及骨膜和骨折血肿的清除，不会进一步损害肱骨头灌注。相较于内固 定手术，外固定技术对肩部周围神经的牵拉、损伤，尤其是腋神经损伤的风险要小的 多。正是由于外固定技术存在上述的优势，使得外固定技术在老年患者的临床治疗受到 了很多学者的青睐。目前应用外固定技术治疗肱骨近端骨折，甚至在复杂的 3 部分和 4 部分骨折中，均取得了良好的效果[24]。

   但同时外固定技术也存在一些问题和不足之处。相对于传统的切开复位内固定技 术，术中为了确保骨折对位对线，需要使用 C 臂机多次透视，增加了手术者受辐射损害 的风险。对于骨折粉碎程度较大或关节面损害严重的患者，治疗效果可能会相对欠佳。并且外固定技术对术者的经验要求较高，不同经验的手术医生治疗的患者，术后功能恢 复可能会有差别。相较于内固定技术，感染的风险会增加，针道感染可能是最常见的并 发症，发生率约 30%。但通过细致的穿针技术以及皮肤和针道的护理，能有效的降低针 道感染的发生率。术后骨钉移位和术中骨折复位的进行性丢失也是外固定术后常见的并 发症。然而有研究表明，通过一种改良后有效的外固定系统，能大大降低术后骨针移动 的可能性并对复位后的骨折端能有有效、牢固的维持作用，使得这种外固定选择在术后 功能要求较高的人群中也很适用[24]。本次研究就纳入了该外固定系统进行建模分析。

   综上所述，外固定支架治疗老年肱骨近端骨折有创伤小、恢复快、能早期活动和并 发症少等优势，但同时也存在一些不足之处，但这些不足之处也是可以通过一些手段来 克服的。

4.2 老年骨质疏松症与肱骨近端骨折

   骨质疏松症是一种以骨量减少、骨骼脆性增加和骨组织损伤结构恶化为特征的与骨 强度降低相关的全身代谢性疾病。世界卫生组织将其定义为：相对于年轻人平均值骨量 减少 2.5 个标准差以上。有研究统计表明：英国 6000 万人口中每年约有 20 万新发的骨 质疏松骨折患者。而 2006 年我国进行的全国性骨质疏松调查显示，50 岁以上人群骨质 疏松患病率男性 57.6%，女性 64.6%[31,32]。自这次调查以来，已经过去了近 10 年。随着 社会老龄化的进程的发展，可以预见的是中国社会在未来也会面临同样严重的问题。骨 质疏松的患者相较于普通患者，因为骨质不良的原因，外科的处理会更复杂一些，特别 是骨折涉及长骨干时，其并发症发生的概率会大大增加。值得注意的是骨质疏松患者多 为老年患者，常合并有其他慢性疾病 ，治疗的难度也会更大一些。一项统计资料显 示，全球范围内，每年有超过 2 亿人受到骨质疏松骨折的威胁，其中超过 50 岁的老年 人占大多数，在这些老年人中 40%的妇女和 14%的男性最终会发生于骨质疏松相关的骨 折[26,27]。

   骨质疏松不仅会降低骨的强度而且也会降低骨的硬度，同时随着年龄的增长，人体 骨骼脱钙率会慢慢增加，也会影响骨的强度和骨的硬度，并且皮质骨和松质骨都会受到 影响。对于骨皮质，骨强度和硬度会每十年降低百分之几，骨干内膜会发生骨吸收，同 时髓腔会扩大。在骨松质，骨小梁厚度的降低会导致骨结构稳定性的降低，从而影响骨 小梁的网络结构，致使单位体积内骨小梁的数量减少，破坏了骨小梁的结合。当年龄增 大时，骨丢失和活动能力的降低也会导致骨质的破坏。骨质疏松骨折的愈合与正常骨折 的愈合并无不同，骨折最终也会愈合，但愈合所需的时间更长。曾有学者进行过动物实 验证明骨质疏松实验组的愈合时间会延迟，但最终愈合的强度与正常健康个体对比并没 有差别[28]。同时也有研究发现内固定失败率的增加可以导致骨质疏松骨折愈合能力的下 降[29]。

   骨质疏松症是老年人骨折最常见的原因，尤其是老年人脊柱、股骨近端（髋）、前 臂远端和肱骨近端骨折[30]。肱骨近端骨折是男性和女性最常见的骨折部位。根据加拿大 多中心骨质疏松症研究，肱骨骨折是女性脆性骨折的第四大首发部位[33]。在 2014 年的 骨质疏松临床诊断中，国家骨骼健康联盟呼吁将肱骨近端骨折列为一种应引起骨质疏松 临床诊断重视的特异性脆性骨折[34]。肱骨近端骨折，尤其是骨质疏松骨折，治疗上一直 是个难题。老年患者通常自身因素比较复杂，多数都有合并症，需要进行仔细评估。骨 折的类型和位置、软组织和总体情况、以及合并症等因素都会影响治疗方案的选择。骨 折疏松患者的肱骨头较小且骨量差，不能很好把持内固定装置。传统的钢板桥接技术的 并发症发生率高，原因是固定丧失、螺钉拔出和肱骨头骨块塌陷。张力带钢丝固定有提 供比较稳定的潜力，但肱骨头骨块得有外展嵌插。可能会导致并发症如短缩、三角肌无 力和继发肩关节脱位的发生。关节置换也许是个理想的方案，可以有效止痛，然而由于 肩袖的问题肩关节功能会很差。外固定支架技术是理论上来说比较理想的技术：它能在 最小的软组织和血运损伤条件下提供可靠的固定。同时对于老年患者来说，也更方便观 察患肢及全身的情况，也能同时治疗原有的合并症，并且能允许早期活动，部分负重， 加快患者的恢复，也大大减少压疮、坠积性肺炎等并发症发生的概率。

   外固定支架技术可以作为治疗老年肱骨近端骨折的一种较好的选择。总的来说，外 固定技术能提供牢靠的固定，并发症的发生率较低，对患者的损伤也比较小。一种良好 有效的固定方式不仅能将骨折部分固定牢靠，而且固定装置本身的应力也应该尽可能的 分散，尤其是对于骨质疏松骨折，分散的应力能大大降低固定失败及并发症发生的概 率。本次研究就是通过有限元分析来分析外固定支架治疗老年肱骨近端骨折的生物力学 特点，为临床医生的治疗提供帮助。此外，骨折疏松骨折的治疗想要取得满意的疗效， 不仅需要可靠的外科治疗的支持，同时还要重视骨质疏松症的治疗。

4.3 外固定支架治疗肱骨近端骨折有限元分析

4.3.1 有限元概况

   有限元法于上世纪 40 年代兴起[35]，上世纪 60 年代开始应用于医学领域，起初是用 于分析心血管流体力学的问题[36]，1972 年有限元法首次被用于骨生物力学研究[37]。相 较于普通力学实验，有限元法不需要考虑尸体组织的获得及转运等问题，且无需相关昂 贵的力学实验仪器，也无需考虑伦理问题。更重要的是，有限元法可以反复重复操作， 具有可复制性，实验所建立的模型及所得的数据也可以反复利用。经过多年的发展，计算机硬件及软件的更新换代，有限元分析已经成为了医学生物力学研究的重要方式之一 [38,39]。

   医学影像系统中的 CT 数据是建立有限元模型的数据基础。随着科学技术的发展， 医学影像设备也在不断更新，目前螺旋 CT 能进行薄层扫描从而获取更细致的断层图像 资料，保证了于 Mimics 软件中所建立的肱骨近端模型的几何准确性，是有限元分析的 结果能更加的贴近真实情况。使用 Mimics 软件所建立的肱骨近端三维模型经过 Geomagic Studio12.0、Pro/E5.0 和 Hyperrmesh12.0 软件的处理，优化，模型组装等一系 列步骤，获得了高度几何相似性的椎骨的三维有限元模型，模型具有实体特征，能够导 入分析软件 ANSYS 分析软件，为接下来的工况分析提供了良好的基础。然后设定各项 材料的参数并加载负荷。外固定钛合金支架的弹性模量为 114000Mpa，泊松比为 0.3。软骨的弹性模量为 20.7Mpa，泊松比为 0.45。参照文献报道，将韧带简化为非线性弹 簧，将骨骼、软骨均定义为连续、均质、各向同性材料。正常肱骨模型皮质骨弹性模量 为 13400Mpa，泊松比为 0.3。皮质骨弹性模量为 2000Mpa，泊松比为 0.3[40,41]。骨质疏 松模型中，皮质骨的弹性模量为正常模型的 66%，为 8844 Mpa，泊松比为 0.3。松质骨 的弹性模量为正常模型的 33%，为 660Mpa，泊松比为 0.3[42,43]。通过加载负荷模拟肩关 节的不同功能运动。所得数据通过与既往发表的研究结果比较，并通过正常骨质模型与 骨质疏松模型相互验证，证实了所建立模型的有效性。在此模型上通过组装，得到不同 外固定支架组合方式的模型，并模拟在肩关节不同功能活动时的生物力学特征。

4.3.2 正常骨质组与骨质疏松组的肱骨模型

  本研究中，首先模拟测试了正常骨质肱骨模型在轴向载荷、外展、内收、前屈、后 伸、内旋与外旋 7 种情况下的生物力学特征。根据有限元分析所得数据可见，该肱骨模 型在轴向压缩、内收、前屈时所受的应力及所产生的应变、位移较小，尤其是前屈时应 力最小为 6.35MPa，轴向压缩和前屈时应变最小为 0.0005，前屈时位移最小为 1.21mm。在外展、后伸时所受的应力及所产生的应变、位移较大，尤其是后伸时，最 大应力为 15.92MPa，最大应变为 0.0012，最大位移为 4.61mm。通过冯米斯应力分布 （von Misesstress distribution）图可以清楚看出，在肱骨进行不同的功能运动时，应力 主要集中于由肱骨头到肱骨干的移行区域，即肱骨外科颈的区域。该分析结果与肱骨的 解剖学特征相一致，外科颈为肱骨的薄弱部位，是肱骨骨折的好发部位。曾有研究发现 肱骨外科颈区域的骨密度仅为肱骨头的 50%，刚度也仅为肱骨头的 33%，再次验证了本 研究模型的有效性。在骨质疏松组肱骨模型中，从有限元分析所得的数据可以看出，在 肩关节不同功能运动时，其生物力学有其自身的特点，在轴向压缩、内收、前屈时所受 的应力及所产生的应变、位移较小，最小应力出现在轴向压缩时，为 8.63MPa，最小应 变也是轴向压缩和前屈时为 0.0008，但最小位移仍是前屈时，为 1.61mm。在外展、后 伸时所受的应力及所产生的应变、位移较大，尤其是后伸时，最大应力为 18.81MPa， 最大应变为 0.0018，最大位移为 6.11mm。骨质疏松组与正常骨质组相比，在肩关节不 同功能运动时，从生物力学的角度分析，骨质疏松的患者与正常骨质的患者相比治疗策 略需要结合自身的生物力学特点，骨质疏松骨折患者有更高的稳定性要求。

4.3.3 三种外固定系统的有限元分析

  后续研究进行了三种外固定系统的有限元分析（表 4.1、表 4.2、表 4.3）。模型一 在轴向压缩、内收、前屈时所受的应力及所产生的应变、位移较小，最小应力出现在内 收时，为 19.65MPa，最小应变是轴向压缩和外展时为 0.0029，但最小位移是轴向压缩 时，为 4.14mm。在后伸时所受的应力及所产生位移较大，应力为 33.72MPa，位移为 10.47mm。但最大应变是前屈时，为 0.0042。从冯米斯应力分布（von Mises stress distribution）图可以看出，在轴向压缩、外展、内旋时，应力都集中于下组的固定骨钉 上。轴向压缩和外展时，应力时集中于下组骨钉的近心端，而内旋时，应分分散于下组 的整根骨钉上。在内收、前屈、后伸、外旋时，应力集中于下组固定骨钉与连接杆上， 下组骨钉的应力分布在功能运动时基本相同，但链接杆上的应力分布却大相径庭。内收 和后伸时应力主要分布于连接杆的下半部，前屈时应力主要分布于连接杆的两端连接处 附近，外旋时应力主要分布于连接杆的上半部。总的来说，在肩关节不同功能运动时， 肱骨近端的位移较小，稳定性尚可。模型二在轴向压缩、内收、前屈时所受的应力及所 产生的应变、位移较小，最小应力出现在轴向压缩时，为 18.59MPa，但与内收、前屈 时的最大应力相差仅 0.03MPa、0.04MPa，最小应变是轴向压缩和外展时为 0.0027，但 最小位移是轴向压缩时，为 3.97mm。同样是在后伸时所受的应力及所产生位移较大， 应力为 29.63MPa，位移为 9.68mm。但最大应变同样是前屈时，为 0.0036。模型二相应 的最大应力、应变、位移均要小于模型一。观察模型二的应力分布图可以发现，只在轴 向压缩、外展时，应力集中于下组的固定骨钉上，且外展时与模型一相比虽然同样集中 于下组的固定骨钉，模型二在下组骨钉的应力分布更加的分散。内收、前屈、后伸、外 旋和内旋时，应力均分布于下组骨钉和连接杆上，同样的相较于模型一，模型二的应力 分布更加分散且有自身的生物力学特征。前屈时，模型一中肱骨上的应力分布集中于肱 骨近端的前外侧及肱骨外科颈的骨折线附近，而模型二肱骨的应力只在肱骨近端的最内 侧较为集中，显而易见模型二的应力分布对于骨折部分的影响更少，移位的风险也更 小，对于患者来说骨折线部分的应力较小，也能加快患者术后的恢复速度，尤其术后的 恢复对老年患者来说至关重要。造成模型二应力分布更分散且对骨折部分影响更小的原 因，可能是由于模型二在肱骨近端的外侧又增加了一组水平方向的固定骨钉。从结构的 角度来说，模型一使用两组骨钉只有一个三角形结构，而模型二增加了一组水平方向的 固定骨钉，使结构上变成了上下两个三角形结构，结构上更稳定了，多使用一组骨钉也 使应力更加分散了，增加的骨钉位于肱骨近端大结节的外侧，对大结节的固定程度增加 了，那骨折线位移的可能性也会相应的降低。模型三在轴向压缩、内收、前屈和内旋时 所受的应力及所产生的应变、位移均较小，最小应力出现在内收时，为 17.01MPa，最 小位移是轴向压缩时，为 3.86mm，但最小应变是轴向压缩和内旋时为 0.0024。在后伸 时所受的应力及所产生应变、位移较大，应力为 28.31MPa，应变为 0.0033，位移为 9.12mm。模型三相应的最大应力、应变、位移均要小于模型二。从应力分布图看，模 型一、模型二的外固定支架下组骨钉的应力都相对集中。由于模型三在模型二的基础上 又在外科颈骨折线的下方增加了一组水平方向固定的骨钉，所以可以明显从应力分布图 上看出增加的这组水平方向的骨钉分担了一部分原下组骨钉的应力，使应力与模型二相 比又更加的分散了。甚至从模型三内收时的应力分布图上可以看出，应力分散于整个外 固定支架上，并未出现明显应力集中的现象。从生物力学的角度看，模型二没有明显的 应力集中现象，应力分布也相对合理，结构也具有可靠的稳定性，是一种外固定的不错 的选择。而对于模型三来说，它也有自己的生物力学特点，在扭转时，骨折线以下的骨 头可能会绕着肱骨头的轴线旋转。模型三通过于外科颈下方增加了一组水平方向固定的 骨钉，使该外固定系统在 3 个点固定在骨骼上，确定了系统保持在固定位置的平面。骨 骼的任何旋转都不会改变这个相对位置：因此，不可能旋转。同时骨折线以下的骨头可 能会相对于肱骨头滑动。由于这组骨钉的存在，这种运动是不可能的，它使骨骼与外部 结构保持固定的距离[24]。国外已有学者使用模型二及模型三这两组外固定系统进行了临 床研究，发现模型三这种配置确保了术后无针移动和复位维护，使得这种固定选择在高 需求人群中也很有用[9,10,11]。并且观察到模型二、三这两个固定结构的良好临床结果， 证实两者都是有效的外固定系统。还有研究通过放射学和临床结果发现模型二、模型三 之间的生物力学差异：在接受两种不同固定结构治疗的患者中，术中复位和最终随访之 间的颈干角存在显著差异。几乎所有接受模型三治疗的患者术中复位都得到了维持，使 得运动范围得到了极好的恢复[24]。因此，模型三增加的这组骨钉能提高固定系统的稳定 性，降低固定失败及并发症发生的风险。

4.4 本研究的局限性

   本研究中，我们使用肩关节的 CT 图像建立了肱骨近端的三维模型，并利用一系列 工学软件建立了普通肱骨的正常骨质与骨质疏松的有限元模型和三种外固定支架系统治疗肱骨近端骨折的有限元模型。通过模拟肩关节的不同正常功能活动，测得了各个模型 在不同功能载荷条件下的应力、应变、位移等生物力学特点，并通过与临床生理现象的 比较，验证了模型的有效性，所测得的数据可以反复测试使用。但本研究仍然存在一定 的自身局限性。首先，本研究所建立的模型为老年肱骨近端的三部分骨折，并未纳入老 年肱骨近端骨折的其他分型，对其他类型的肱骨近端骨折是否适用尚待研究。但三部分 骨折是老年人最常见的骨折类型，能代表绝大多数的患者。其次，本次研究所建立的模 型是通过 CT 数据重建，并且后期也使用了工学软件进行了优化及有限元分析处理，对 研究模型材料的赋值也简化为连续、均质的同性材料，因为真实的临床个体患者存在个 体差异性，难免会有误差。但对于实际临床使用外固定支架治疗时，我们可以通过其他 辅助手段如 3D 打印等为患者个性化定制合适的治疗方案。再者，实际外固定支架的操 作与术者的经验相关，不同术者的操作可能会导致不同的临床结果，本次研究是模拟了 理想状态下的肱骨近端骨折复位，进一步仍需标本进行实体生物力学实验验证及对比分析。

5 结论 

   本研究通过各种工学软件的将肩关节 CT 数据成功重建肱骨近端三维模型及外固定 支架治疗的肱骨近端骨折的有限元模型，分析测试不同载荷条件下的生物力学特性，有 限元分析结果显示：

1. 骨质疏松组的最大应力值、最大应变值及最大位移值均高于正常骨质 组，所得数据结果符合正常的生理结构的运动特点并与临床观察的表现相符 合，验证了模型的有效性，所得数据和图像可以重复验证、使用。

模型二、三外固定支架治疗肱骨近端骨折的方式均可以提供足够的稳定 性。这两种外固定方式能确保术后无针移动和复位维护，生物力学稳定性可，在肱 骨近端的应力分布合理。模型一的外固定支架应力分布较集中，且最大位移较大，超过 10mm，导致术后针位移动的可能性较大。模型三在不同载荷条件下所测得的最大 应力值、最大应变值及最大位移值均小于其余两种模型且外固定本身的应力 更分散，更符合生物力学要求，能在提供牢固支撑的同时，降低术后移位等 并发症的发生率并促进能骨折顺利愈合且有临床研究结果显示术后患者的功 能恢复程度更高。

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