Multiloc 髓内钉与PHILOS 钢板治疗肱骨近端三部分骨折的有限元分析比较研究

高远 张长青 陶诗聪

肱骨近端骨折是临床上最常见的骨折之一，占所有成人骨折的5%～6%[1-2]，在老年人中较为常见。由于全球人口预期寿命延长和老龄人群骨质疏松症发病率上升，近年来肱骨近端骨折的发病率呈不断上升趋势，尤其是在60 岁以上的老年人群中[3-4]。

对于无移位或微小移位的肱骨近端骨折，保守治疗效果良好。但在所有肱骨近端骨折中，约有近一半的骨折会发生移位，其中大部分移位发生在肱骨外科颈处(77%)[5]。对于存在明显移位或不稳定的肱骨近端骨折，保守治疗往往难以达到治疗目标，可能会出现畸形愈合、肩关节僵硬等并发症，此时需要进行手术治疗，以达到解剖复位、稳定固定和早期活动的目的[6]。

肱骨近端三部分骨折最初由Neer 描述并且分型[7]。在临床实践中，这种骨折往往需要手术治疗以达到最佳的预后效果。该骨折的手术治疗方式包括各种闭合复位内固定、切开复位内固定和肩关节置换术。可供选择的内固定方法较多，但目前尚无适用于所有肱骨近端三部分骨折的通用治疗方法。临床上选择肱骨近端三部分骨折的治疗方案常需要考虑多种因素，且内固定治疗成功与否主要受患者年龄、骨密度和骨质量等健康状况，以及骨折稳定性、伴随损伤、固定方法和术者技术等影响[8]。许多肱骨近端骨折的内固定策略中仅肱骨头软骨下骨能为内固定物提供把持力。因此，对于老年骨质疏松患者，实现有效的内固定十分困难[9-10]。而肩关节置换术的费用通常较高，且即使肩关节置换术顺利完成，术后也可能出现假体松动、关节不稳、异位骨化等问题，而若出现术后感染，后果将是灾难性的[11-12]。

对于肱骨近端三部分骨折，应用传统内固定物进行内固定的效果往往差强人意，且失效风险很高[13-14]。近年来,肱骨近端内固定锁定钢板系统（PHILOS）和髓内钉系统已常用于临床，而对第三代肱骨近端髓内钉系统Multiloc 髓内钉的生物力学有限元模拟研究还较为少见。

本研究旨在通过有限元模拟方法来研究对比临床上常用于肱骨近端三部分骨折的PHILOS 钢板系统与Multiloc 髓内钉系统的生物力学性能差异。

1 材料与方法

1.1 骨折模型制作

参照前期研究[15-16]，制作肱骨近端三部分骨折数字模型：首先使用1 台计算机断层扫描仪（CT；层厚度0.625 mm；SOMATOM Definition AS1；西门子，德国）扫描1 例完整人工合成右肱骨(5010 型；Synbone，瑞士)，得到CT 影像数据，然后将影像数据导入Mimics 软件建立数字肱骨。在3-matic 软件上对数字肱骨进行模拟截骨，得到肱骨近端三部分骨折模型。

1.2 建模及网格化与计算

参考PHILOS 钢板系统和Multiloc 髓内钉系统（DePuy Synthes，美国），使用SolidWorks 进行建模。为了简化模型，省略皮质螺钉、锁定螺钉、Multiloc 螺钉、距螺钉的螺纹及Multiloc 髓内钉的钉帽[14-15]。然后在SolidWorks 中进行内固定物与骨折模型的装配：依据PHILOS 钢板的手术技术手册，将PHILOS 钢板置于数字肱骨三部分骨折模型中的预期位置。依据Multiloc 髓内钉的手术技术手册[17]，使用1 枚专为肱骨近端设计的直径 9.5 mm 的Multiloc 髓内钉，在数字肱骨三部分骨折模型的预期位置置入髓内钉。

参照前期研究的设置[15]，装配好后的所有模型均使用Hypermesh 14.0 软件进行网格划分，骨的网格尺寸设置为1 mm，PHILOS 钢板的网格尺寸设置为0.3 mm，Multiloc 髓内钉的网格尺寸设置为0.5 mm；每个模型由约180 万个元素和38 万个节点组成。

由于Multiloc 髓内钉、PHILOS 钢板、螺钉均为钛合金材料，故将其弹性模量和泊松比分别设置为105 000 Mpa 和0.3；跟据Sabalic 等[18]的方法，假设肱骨为连续、均质、各向同性的线弹性材料，设定人工肱骨在轴位时弹性模量为8 200 MPa，外展20°时弹性模量为16 500 MPa，内收20°时弹性模量为21 000 MPa，泊松比均为0.4（表1）。

表1 不同材料弹性模量及泊松比

设定骨块之间的接触相互作用为摩擦，摩擦系数为0.4。设定骨与PHILOS 钢板之间、骨与Multiloc 髓内钉之间的接触相互作用为摩擦，系数分别为骨0.4，PHILOS 钢板0.1 和Multiloc 髓内钉主钉0.1；设定PHILOS 钢板与其皮质钉接触相互作用为摩擦，摩擦系数为0.3。此外，设定PHILOS钢板与其锁定螺钉、Multiloc 主钉与其锁定螺钉的接触相互作用为绑定，设定各螺钉与皮质骨/松质骨的接触相互作用为绑定[19]。

参照以往实验[15]，建立模拟的边界条件，如图1 所示，分别在轴向、外展20°和内收20°的3 种边界条件下进行模拟计算。采用Abaqus 6.13 软件计算冯米塞斯应力（VMS）与位移。

图1 各组边界条件及载荷方向示意图

2 结果

2.1 肱骨近端VMS 分布及最大VMS

不同边界条件下，肱骨近端VMS 集中在肱骨头不同部位；而在4 种内固定方案下，内收20°时肱骨最大VMS 均明显高于轴向和外展20°时肱骨最大VMS（表2）。

表2 各边界条件下肱骨及内固定物VMS 与位移

对于PHILOS 钢板系统，不采用距螺钉时，外展20°时其应力分布集中于骨折线附近（图2a，红色箭头）；轴向和外展20°时骨折线附近VMS 也较高。而PHILOS 钢板加上距螺钉后，VMS 分布得到了改善，但骨折线附近区域VMS 仍较高。

图2 4 种内固定方案下肱骨VMS 与位移结果图示

对于Multiloc 髓内钉系统，无论是否采用距螺钉，轴向、外展20°和内收20°时肱骨最大VMS均在髓内钉最远端的锁定螺钉附近（图2a）；使用Multiloc 髓内钉的肱骨VMS 分布均优于采用距螺钉的PHILOS 钢板，即没有在骨折线附近出现VMS 集中的现象，VMS 主要集中于与髓内钉主钉接触的肱骨内部，说明Multiloc 髓内钉可起到良好的力学传导作用，对骨折复位后的肱骨近端起到坚强内固定的作用。

2.2 肱骨位移

对于不采用距螺钉的PHILOS 钢板系统，肱骨近端骨折的骨最大位移和二、三部分之间位移数值明显高于其他内固定方案，且在内收时位移分布在骨折线附近（图2b，红色箭头），因此可能出现失稳，不利于骨折愈合。而PHILOS 钢板系统加上距螺钉后，其最大位移数值在轴向和外展20°时明显减小，分别为轴向时由1.835 00 mm减少至0.119 70 mm，外展20°时由3.471 00 mm 减少至0.796 50 mm；而在内收20°条件下，其肱骨最大移位数值从0.519 00 mm 增加至0.566 10 mm。（表2）。

2.3 内固定物VMS 分布及最大VMS

对采用或不采用距螺钉的PHILOS 钢板系统，在轴向、外展20°和内收20°时最大VMS 都集中于中部螺钉处（图2a），且距螺钉的加入并未降低PHILOS 钢板系统最大VMS，两者数值相差较小，说明距螺钉的加入能对肱骨起到内侧支撑的作用，但并未优化PHILOS 钢板系统的VMS 分布，且采用或不采用距螺钉的PHILOS 钢板系统最大VMS 均远超材料的屈服强度[20]，可达到其3 倍左右。

对于Multiloc 髓内钉系统，无论是采用或不采用距螺钉，其VMS 均远小于PHILOS 钢板系统（表2）；在轴向、外展20°和内收20°时，Multiloc 髓内钉系统的最大VMS 仅是PHILOS 钢板系统最大VMS 的1/4～1/3（表2），证明其具有更可靠的性能，在某些极端情况下较PHILOS 钢板系统更加安全。而Multiloc 髓内钉系统的最大VMS 主要集中在髓内钉最远端的锁定螺钉位置（图3a）。

图3 4 种内固定方案下内固定物VMS 与位移结果图示

2.4 内固定物位移情况

对于PHILOS 钢板系统，不采用距螺钉的PHILOS 钢板系统最大位移远超其他3 种内固定方案；加入距螺钉后，PHILOS 钢板系统的最大位移数值明显减小，但是位移区域则更加集中在最上部螺钉，因此加入距螺钉的PHILOS 钢板内固定螺钉穿出的风险仍然存在，尤其是最上部螺钉（图3b,红色箭头）。

对于Multiloc 髓内钉系统，无论采用或不采用距螺钉，内固定物最大位移数值均小于PHILOS 钢板系统（表2），同时距螺钉对Multiloc 髓内钉的最大位移影响很小（图3b），进一步说明了很多情况下不采用距螺钉的Multiloc 髓内钉也可起到很好的固定作用。

3 讨论

对于肱骨近端骨折，髓内钉与PHILOS 钢板内固定治疗各有利弊。理论上，PHILOS 钢板内固定可以提供角度和旋转稳定性，但该技术手术创伤较严重，且可能出现复位失效和内翻塌陷等，其术后并发症发生率依然较高。研究表明，内侧支撑对于防止PHILOS 钢板固定后内翻塌陷十分重要[21-23]，而距螺钉则广泛用于辅助PHILOS 钢板的内侧支撑[24]。与锁定钢板相比，各种髓内钉的主要优点是手术创伤较小，且能实现较好的生物力学性能。从设计原理上看，根据生物力学设计的髓内钉插入髓腔后沿肱骨干力学轴的方向固定，其各螺钉的力臂小于偏心固定的钢板螺钉，同时髓内钉通过小切口来间接复位骨折，术中剥离软组织少，且如果定位准确，肩峰下撞击发生的可能性远小于钢板[25]。而传统髓内钉主要的缺点是其手术入路需要切开肩袖，若术者对肩袖切口处理不当，则可能引发各种肩袖与肌腱损伤并发症，导致肩部疼痛延长和活动受限。这些问题使得传统髓内钉在治疗肱骨近端骨折的应用上存在一些争议[6]。而Multiloc 髓内钉是用于治疗肱骨近端骨折的新一代直形髓内钉。相比传统髓内钉，Multiloc 髓内钉通过更靠内侧的进针点来大幅降低肩袖损伤的风险[8,17]。同时它近端的3 枚Multiloc 螺钉可通过多个维度进行固定，远端的2 枚锁定螺钉可以在不同平面完成交锁，以减少内植物摆动，实现更好的力学稳定性[14]。

距螺钉一般应放置在肱骨头下侧，沿肱骨距穿过骨折线，以起到内侧支撑的作用[26]。由于每位患者个体独特的解剖结构，并不是所有患者都能实现距螺钉的正确定位[27]。临床上为了克服这个问题，钢板通常会被放置在肱骨更近端的位置。然而，即使是这样，距螺钉的准确定位仍然较难，同时还增加了腋神经损伤和肩峰下撞击的风险[28]。

此外，由于临床上可能出现各种复杂的创伤情况，距螺钉放置与否也影响内固定物生物力学性能和患者术后早期恢复等。因此，本研究对采用或不采用距螺钉的PHILOS 钢板系统和采用或不采用距螺钉的Multiloc 髓内钉系统4 组方案的有限元模拟结果进行生物力学的比较。

根据本研究所得结果，距螺钉能显著减小PHILOS 钢板系统在外展20°和轴向条件下肱骨最大位移和各部分之间位移，并且加入距螺钉后，肱骨在3 种条件下最大位移和主要位移区域皆会转移至肱骨头顶部位置，说明距螺钉可较好地辅助PHILOS 钢板系统在肱骨近端骨折中起到内侧支撑的作用。而对于Multiloc 髓内钉系统，如表2 所示，采用或不采用距螺钉，其在3 个条件下肱骨最大位移和肱骨各部分之间位移都较小，且肱骨位移区域都主要分布在肱骨头顶部而非骨折处（图2b），在最大位移数值上十分接近甚至优于带距螺钉的PHILOS 钢板系统，说明不论是否采用距螺钉，Multiloc髓内钉系统都能达到比较理想的固定作用，可替代带距螺钉的PHILOS 系统实现有效内固定。

而在实际的临床应用上，国内外学者也通过各种临床研究对髓内钉与PHILOS 钢板系统进行了对比分析。Gradl 等[29]通过一项包含152 例肱骨近端骨折的前瞻性研究发现，髓内钉对于治疗肱骨近端两部分和三部分骨折的患者有潜在的改善肩部功能的作用。而在Zhu 等[30]和Konrad 等[31]的前瞻性研究中也认为，相比于锁定钢板，髓内钉在术中出血量明显更少，且术后功能恢复更快。与这些结论一致，本研究中的有限元模拟结果可能解释了这些临床研究的结果：首先，相比PHILOS钢板系统，Multiloc 髓内钉手术切口更小、手术过程出血更少，因此术后骨折和伤口恢复也会更好；其次，根据生物力学设计的Multiloc 髓内钉力学更加稳定，不容易失稳，患者术后可早期活动的安全范围更大，因此可能实现更好的预后结果。

本研究也有一些局限性。首先，选用人工合成骨而非尸体骨进行扫描、建模和有限元模拟研究，这是由于本研究主要是为了对比4 种内固定策略之间的性能差异，需要排除肱骨畸形、关节炎改变或骨密度等方面的影响，因此采用标准的肱骨人工合成骨，使用其制作了肱骨近端三部分骨折的数字模型。但是，在临床实际工作中会存在患者个体解剖差异等问题，而这对于本研究的结论影响较小，在后续的研究中可以加入骨质疏松模型的研究。其次，对于研究所选的边界条件和指标方面，选取的3 种边界条件为有限元模拟和生物力学常用、符合早期功能锻炼的条件和指标[15,18]，而在患者术后恢复中，这些边界条件并不能代表所有情况，因此在后续的研究中可以对模拟的边界条件进行优化和丰富。在指标上选择的VMS 是有限元模拟生物力学研究中常用的指标，可以体现出有代表性的危险区，即在极端条件下内固定物可能发生疲劳和形变的位置[32]，而平均位移这一指标可用可视化的形式体现出术后内固定可能出现失稳的部分和肱骨固定不稳的部分[18]，这些指标都为临床医师提供了重要参考。随着研究的深入，选用的指标可能不足以涵盖临床上复杂的状况，因此在后续的研究中也可加入生物力学实验来进行进一步验证。最后，有限元模拟的结果显示，各种边界条件下，Multiloc 髓内钉出现最大VMS 的位置都处于最远端锁定螺钉部位。针对此问题，厂商提供了一种解决方案，即用角度稳定锁定螺钉系统（ASLS）来提高角度稳定性。ASLS 由三重外径的锁定螺钉与可吸收套筒组成，在锁定过程中，可吸收套筒会膨胀而径向扩展，从而提供了锁定螺钉的角度稳定性。ASLS 结合了角度稳定与微创的优点，加入后可能有分散VMS 的功能。本研究并未将其纳入，在后续的研究中可以将ASLS 加入到髓内钉系统内，探讨ASLS 的加入是否会进一步优化Multiloc 髓内钉系统远端锁定螺钉的VMS 分布。