股骨远端骨折是与高发病率和死亡率相关的骨折。虽然年轻患者可能因高能量创伤而发生骨折，但目前 85% 的患者是老年人，主要是患有骨质疏松症的女性，这导致这些骨折的治疗复杂性增加。
传统的治疗方法有传统的钢板和髓内钉，最近有锁定钢板，这增加了它们对更多类型骨折的适应证，并在骨质疏松性骨的接骨术中表现出生物力学优势，减少了传统钢板常见的内翻畸形的失败率。它们可以经皮植入，间接复位骨折，从而减少软组织破坏和骨折端的血运影响。然而，这些钢板也不能免除并发症，高达34%的病例出现了实变问题，材料断裂年龄和接骨术失败也可能发生，与骨折粉碎和早期负重有关。没有明确的科学证据来支持所获得的结果，大多数不同的研究结果都取决于板的长度以及螺钉的数量和位置，因为所有这些变量会通过改变骨折部位所达到的刚度和弹性来产生不同的骨折稳定效果。由于不知道理想的接骨板长度和螺钉到骨折点的足够距离以及螺钉的数量，尤其是在粉碎性骨折中，接骨术是通过钢板桥接骨折进行的。骨折愈合问题中的不明确因素包括不知道骨折复位后骨折固定所需的理想板长度、螺钉距离骨折部位的适当距离，以及螺钉数量，尤其是在多段性骨折的情况下，骨折复位通常是通过桥板连接骨折部位来进行的，这些因素都影响着骨折愈合的结果。最近的研究表明，增加钢板的长度和增加螺钉与骨折焦点的距离可以降低骨折焦点的刚度，有利于更好地固定骨折。
Harvin等人在一项涉及96名年龄较大的患者的临床研究中，研究了板的长度和螺钉数量与骨折愈合的关系。他们发现，将所有近端螺钉安置在作为搭桥用途的板上会阻碍愈合，但结果并不具有决定性意义，因为采用更灵活的骨折复位方法、减少近端螺钉的数量并将它们远离骨折部位，未必意味着更好的愈合。Kiyono等人在对股骨远端骨折愈合的临床研究中发现，骨折的特性比板的长度、植入的螺钉数量以及它们距离骨折部位的距离更为重要。临床研究得到了混合和不确定的结果，原因是在骨折类型和接骨术类型中有大量的变量，因此有必要进行生物力学研究，模拟所有可能的选择，以便获得适用于临床实践的必要信息。
本研究的目的是通过有限元模拟，研究不同长度和不同螺钉构型的钢板在股骨Wiss 4区和5区骨折中的稳定性，并分析螺钉靠近骨折部位的影响。
股骨的三维几何模型是使用一个来自55岁男性和供体的健康股骨的副本开发的。该几何形状是通过三维激光扫描仪Roland:registered:PICZA（欧文，加利福尼亚）获得的，使用了与以前的研究相同的方法。以实际植入物（Osteosynthesis SystemLOQTEC:registered:Lateral Distal Femur plate[18]）为参考，在NXI-Deas软件中建立钢板几何模型。钢板采用外径5毫米的锁定螺钉，几何造型为圆柱体。在股骨几何模型上分别设置0.5、3.0、20.0 mm 3种不同间隙的骨折。
一旦创建了几何模型，手术就用NX I-Deas软件进行虚拟复制，对准外侧板与股骨，并将螺钉插入到所需的位置 在骨科医生的监督下进行接骨手术。分析的主要参数为骨折区域、钢板长度、螺钉分布和断裂间隙。根据Wiss骨折分型，有2个不同的骨折带，分别对应4、5区。Wiss4区对应位于股骨骨干远端的骨折，而Wiss5区对应位于股骨远端关节外骨折。已经考虑了每个骨折区3个不同的钢板长度。Wiss 4区骨折选用7孔-207 mm长钢板、9孔-243 mm长钢板、11孔-279 mm长钢板；5区骨折选用5孔-171mm长钢板、7孔-207 mm长钢板、9孔-243 mm长钢板。因此，对于中等和最长钢板，我们分析了两种类型的螺钉分布（4区为9孔-243 mm和11孔-279 mm钢板；5区为9孔-243 mm和11孔-279 mm板）。分布1将4枚近端螺钉集中在相对于骨折病灶尽可能远的部位；分布2将4枚近端螺钉沿钢板近端分布，其中1枚位于骨折区域最近的位置，另外2枚位于钢板的最后部分和第四枚螺钉之间。每个骨折的最短钢板区域只有一种分布，因为它只有4个孔在骨折区域近端部分可用。0.5 mm间隙为非粉碎性骨折，3 mm间隙为非粉碎性骨折和粉碎性骨折之间的中间值，这是文献中引用最多的间隙，20 mm间隙代表高度粉碎性骨折。2种不同的断裂区域，5种不同的钢板长度和螺钉分布组合，3种间隙断裂，得到30种不同的有限元模型（表1)。
对最终的接骨模型进行局部网格划分，分别对股骨、外侧钢板和螺钉的两个几何部分进行独立网格划分。之前进行了灵敏度分析，以确定精确和精确地模拟所需的最小网格尺寸。为此，执行了网格细化，以实现向整个模型及其每个组件的最小势能，并具有公差连续网格之间的1%。最终的接骨模型的平均网格尺寸约为1.5 mm，约有350.000个节点和1.100.000个元素。图1显示了其中一个的网格的不同细节模型。
图1所示。其中一个已实现模型的网格细节
在网格化处理后进行皮质骨与骨小梁的区分。这种区分是通过为每个骨层提供不同的力学特性，沿股骨长度的皮质和小梁的解剖分布。用杨氏模量和泊松比定义不同部件的力学行为（线弹性）。
由于创建的网格每个部分是独立于的，因此必须定义接触交互及其属性。因此，皮质骨与锁定螺钉接触区选择“Tie”相互作用，模拟螺钉提供的刚性连接。为区域定义“表面－表面”交互作用，该区域为两个或多个网格在加载期间有可能接触。根据文献中螺钉与骨小梁、外侧钢板与骨皮质以及上、下骨折面的接触区域，采用0.15的摩擦系数定义接触相互作用。
模拟集中在术后即刻阶段。因此，没有任何类型的骨生物愈合过程被考虑在内。将应用于接骨术的载荷和边界条件模拟了地面上的意外足部支撑，考虑了最大解剖载荷的25%。髁区域完全受到限制，阻止了任何类型的运动。负荷是从正载物的数据库中提取的。髋关节反作用力施加于股骨头尖端，外展肌力组施加于股转子的肌肉附着区（图2）。力的应用区域是精心创建的模拟解剖图谱，在以前的工作中相同的方式。
图2所示。其中一个已实现模型的网格细节
有限元模拟可以获得不同的骨合成系统的生物力学行为，然后分析不同情况下的移动性和应力结果。生物力学特性的结果是股骨头处的最大整体位移、上下骨折块之间的相对位移、股骨解剖轴的轴向位移、旋转角度、钢板内最大应力和骨皮质内最大应力。然而，对于3.0和20.0 mm的间隙，9（6-9）和11（8-11）结构的股骨头整体运动结果明显更高。然而，对于3.0和20.0 mm的间隙，9种（6-9）和11种（8-11）构型的股骨头整体移动度明显更高。当间隙为3.0 mm时，7(4-7）构型分别增加43.42%和92.36%；当间隙为20.0 mm时，分别增加43.59%和93.67%。9(4,6,8,9）和11(4,7,10,11）形态的结果与所有病例的7(4-7）形态相似，间隙为3.0和20.0 mm时略高。因此，增长了43.42%和92%。当间隙为3.0 mm时，获得7(4-7）个构型的成功率分别为36%和43.59%，当间隙为20 mm时，获得93.67%。0 MMM差距。对于9(4,6,8,9）和11(4,7,10,11）两种构型，结果与所有病例的7(4-7）构型相似，在3.0和20.0 mm的间隙下稍高。
图3。4区骨折的股骨头移位
图4。4区骨折时骨折的相对位移
从图4可以看出，裂缝实际间隙为0.5 mm时，有9个（6-9）和11个（8-11）构型的相对位移有适度增加（分别为21.12%和20.82%)。但在3.0和20.0 mm的间隙，9个（6-9）和11个（8-11）构型的增加量明显高于其他构型。当间隙为3.0 mm时，7(4-7）构型分别增加137.35%和471.27%；当间隙为20.0 mm时，7(4-7）构型分别增加63.05%和305.39%。9(4,6,8,9）和11(4,7,10,11）两种构型的结果与7(4-7）构型相似，且随着间隙的增大而增大。
图5。4区骨折时骨折断端之间的旋转
在骨折块之间旋转的情况下（图5)，在每个骨折间隙中观察到9个（6-9）和11个（8-11）构型的相对位移显著增加。当间隙为0.5 mm时，相对于7(4-7）构型分别增加50.98%和65.59%；间隙增大3.0 mm分别增加46.95%和92.14%；当间隙为20.0 mm时，分别增加了43.66%和88.90%。9(4,6,8,9）和11(4,7,10,11）两种构型的结果与所有患者的7(4-7）构型相似，但在3.0和20.0 mm间隙时，结果更高。
图6。4区骨折板最大应力
对于钢板的最大应力（图6)，在0.5 mm间隙下，观察到9(6-9）和11(8-11）构型比7(4-7）构型减小（分别为31.90%和39.28%)。与之相反，当间隙为3.0 mm时，7(4-7）构型分别增加26.99%和46.98%，当间隙为20.0 mm时，分别增加27.20%和47.73%。对于9(4,6,8,9）和11(4,7,10,11）两种形态，结果与所有病例的7(4-7）形态相似，但对于3.0和20.0mm的间隙，结果略高。
图7。4区骨折皮质骨的最大应力
最后，考虑到骨皮质的最大应力（图7)，在0.5 mm间隙中，观察到9(6-9）和11(8-11）构型相对于7(4-7）构型中度增加（分别为38.59%和32.97%)，而9(4,6,8,9）和11(4,7,10,11）构型的略有下降（分别为8.64%和10.31%)。3 mm间隙下，9(4,6,8,9）和11(4,7,10,11）个构型比7(4-7）个构型分别减少17.43%和14.21%；当间隙为20.0 mm时，9(6-9）和11(8-11）两种构型分别增加6.04%和15.50%，9(4,6,8,9）和11(4,7,10,11）两种构型分别减少5.28%和5.34%
对5区骨折获得的完整结果见表3。相同结果示于图8至12中。
如图8所示，考虑股骨头位移，每一次截骨术或骨折间隙为0.5 mm时，得到相同的数量级，分别由5个构型（2-5）略微减少了7个构型（4-7）和9个构型（6-9)（分别为9.41%和15.13%)。但在3.0 mm和20.0mm间隙时，7(4 ~ 7）和9(9 ~ 9）个构型的股骨头整体移动度较大。因此，对于3.0 mm的间隙，5(2-5）构型分别增加了20.07%和7.95%，对于20.0 mm的间隙，分别增加了23.71%和20.79%。对于7(2,4,6,7）和9(2,5,8,9）种构型，所有病例的结果略少于5(2-5）种构型。
对于骨折块之间的相对位移（图9)，观察到在0.5 mm的骨折间隙中有7个（4-7）和9个（6-9）构型有适度的ate增加（分别为19.81%和30.21%)。然而，对于3.0和20.0 mm的间隙，增加是注意明显更高的7(4-7）和9(6-9）配置。对于3.0 mm间隙，5(2 ~ 5）配置比例分别增加了84.71%和95.00%；对于20.0 mm间隙，5(2 ~ 5）配置比例分别增加了80.90%和102.62%。对于7(2,4,6,7）和9(5,5,8,9）两种构型，结果与7(4-7）构型相似，随着间隙的增大，结果略高。
关于骨折断端之间的旋转（图10)，观察到相对位移在间隔0.5 mm的7(4-7）和9(6-9）构型中显著增加，与5(2-5）构型相比（分别为56.04%和118.04%)；在相同的配置下，间隙每增加3.0mm，分别增加21.13%和33.51%；当间隙增大20.0 mm时，分别增加24.86%和22.25%。7个（2、4、6、7）和9个（2、5、8、9）形态的显像结果均略高于5个（2 ~ 5）形态。
当考虑钢板内最大应力时（图11)，在0.5mm间隙下，观察到7(4-7）和9(6-9）构型比5(2-5）构型减小（分别为7.73%和16.29%)。当间隔为3.0 mm时，7(4-7）个构型平均增加了5.06%，9(6-9）个构型平均减少了12.39%。当间隙为20.0 mm时，5(2-5）构型分别增加8.19%和0.69%。对于7(2,4,6,7）和9(2,5,8,9）种构型，所有病例的结果与5(5-5）种构型相似。
最终，在考虑皮质骨最大应力时（图12），在考虑0.5毫米和3.0毫米间隙时，每种配置都获得了相似数量级的结果，而在考虑20.0毫米间隙时，相对于5（2-5）配置，对于7（4-7）和9（6-9）配置观察到了适度的增加（分别为12.96%和26.92%）。对于7（2,4,6,7）和9（2,5,8,9）配置以及20.0毫米间隙，获得了与0.5毫米和3.0毫米相似的结果。
尽管有关材料、板的长度、螺钉的数量以及螺钉的布置对股骨骨折固定的力学行为的临床证据存在，但在外科医生中尚未达成共识，因此需要进行更多的生物力学研究，以帮助外科医生根据骨折类型、位置和患者状况找到最合适的骨折固定方法。因此，在这项工作中，对Wiss骨折区域4和5的股骨骨折固定进行了生物力学研究，考虑了板的长度、螺钉的数量以及锁定螺钉的位置等因素，这些因素影响了骨折固定的力学行为。存在关于骨折类型决定更合适的稳定性的分歧，尚没有科学证据表明哪种骨折固定配置对于每种骨折类型更为合适。由于材料、板的长度、螺钉的数量和分布的变化，可以进行多种稳定器组装，提供骨折部位的可变稳定性。就材料而言，有关钢板的疑似骨折发生率更高的报道较多，这可能与其更大的刚度有关。相反，钛板引起的疑似骨折率较低。然而，其他作者没有发现显著差异。
关于板的长度和螺钉的分布，目前关于最佳配置仍在进行争论，这是最有争议的方面。有许多临床研究没有得出明确结论，关于不同类型的固定方式的生物力学行为几乎没有发表的研究。板的工作长度取决于骨折部位到最近螺钉的距离，较短的距离提供更刚性的骨折固定，报告称与未实施更靠近骨折部位的螺钉相比，疑似骨折发生率更高。临床观察表明，将所有螺钉固定在骨折部位附近并放置在距离骨折部位非常近的短板提供了非常刚性的稳定，使愈合形成困难，疑似骨折频繁发生。目前的趋势是使用较长的板作为桥梁来进行骨折固定，减少近端螺钉的数量并将它们固定在距离骨折部位最远的位置，以促进愈合形成的微小运动。其他作者指出，稳定性更依赖于骨折类型和患者特征，而不是固定方法本身。一些作者指出，在不稳定的粉碎性骨折情况下，板的长度必须是骨折部位长度的2到3倍，避免将3个更靠近骨折部位的螺钉排列在一起。然而，Stoffel认为这一建议只对单一可稳定的骨折有效，但对于不稳定的粉碎性骨折，所有螺钉应尽可能靠近骨折部位以提高稳定性。最后，Henderson报告了一项临床研究，并没有发现板的长度对骨折愈合产生影响。
根据本次生物力学研究的结果，通过使用较短的板，即 4区骨折使用7孔板， 5区骨折使用5孔板，可以获得更稳定的骨折固定。在较长地板的情况下，更方便地安排螺钉，使上部螺钉更靠近骨折部位。总之，较短的板提供比较长的板更稳定的骨折固定。从机械角度来看，可以将板视为固定在下部碎片上并支撑上部碎片的悬臂，因此，负载在上部碎片和板之间距离越远，板的变形越大，导致上部碎片相对于下部碎片的移动更大。因此，板上的应力也会增加。另一方面，对于0.5毫米的间隙，碎片之间的接触引起了不同的负载传递机制；而对于3.0毫米和20.0毫米的间隙，负载通过产生板的弯曲而传递，而对于0.5毫米的间隙，负载通过全局弯矩传递（板的张力和碎片之间的压缩）进行，从而产生较小的移动和板上的应力。
这些结果证实了临床结果，即短钢板和所有螺钉的固定在骨折部位实现了更大的稳定性。就其本身而言，Lujan发现骨痂在钢板对面的皮质中体积更大；这可能是因为在本研究中看到的小间隙的碎片之间的接触，在该区域引起压力。Elkins在一项生物力学FE研究中发现，骨折部位的纵向力有助于骨痂生长，而剪切力则会损害骨痂生长。动物实验也证明，在骨折愈合过程中，冲击骨折部位的力量在一定水平以下，会促进间充质细胞的分化。在本研究中，这些结论得到了证实。因此，在通过使用长板固定的不稳定骨折，且仅安装更靠近骨折部位的螺钉的情况下，会出现明显的位移和剪切力，其水平可能对骨折愈合来说是不可接受的。
然而，上述结论的主要局限性是，该研究只考虑了问题的生物力学方面，而没有考虑骨折愈合的生物学方面，结果是骨折部位一定程度的微运动有助于骨痂的生长，而过度的僵硬可能会损害它。
尽管存在上述局限性，但所获得的结果可以支持外科医生了解骨折稳定性的生物力学，并指导他们走向更合适的骨接合依赖 确定断裂的类型和位置。
文献来源：Influence of plate size and screw distribution on the biomechanical behaviour of osteosynthesis by means of lateral plates in femoral fractures
https://doi.org/10.1016/j.injury.2022.12.003
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