探讨股骨转子间骨折重建内侧支撑和外侧壁的内固定方式对术后初始负重稳定性的影响。
基于Sawbones股骨数字模型构建不同内侧支撑与外侧壁状态的股骨转子间骨折模型，结合多种髓内、髓外固定方式对固定后力学模型进行简化，获得七种力学简化模型。分别在股骨头末端节点施加集中力（700 N）模拟单倍体重载荷（70 kg）下的受力特点。通过StrucMaster软件内对各模型进行分析计算，获得各力学模型内各杆件的轴力、剪力、弯矩、位移形变和支座反力，并导入配套的SMConsole输出结果。
模型1的弯矩中位数及四分位数为11.55（5.57，18.00）N·m，位移为2.89（2.81，2.94）rad；模型2的弯矩中位数及四分位数为13.72（9.30，20.05）N·m，位移为2.93（2.77，3.05）rad；模型3的弯矩中位数及四分位数为19.65（10.23，26.11）N·m，位移为2.93（2.77，3.05）rad；模型4的弯矩中位数及四分位数为25.95（25.14，36.70）N·m，位移为4.38（3.16，5.15）rad；模型5的弯矩中位数及四分位数为13.66（7.99，25.62）N·m，位移为3.50（3.32，3.56）rad；模型6的弯矩中位数及四分位数为24.60（9.33，29.37）N·m，位移为3.90（3.69，4.10）rad；模型7的弯矩中位数及四分位数为41.14（0.16，41.30）N·m，位移为5.50（5.50，7.05）rad。模型1的力学性能优于其他六种模型。
基于杠杆平衡重建理论构建的力学简化模型及其力学计算分析可用于初步揭示股骨转子间骨折内固定后的力学特性，股骨转子间骨折重建内侧支撑和外侧壁的内固定方式可提高股骨转子间骨折内固定后负重的初始稳定性，对术后早期负重的功能康复研究具有指导意义。
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髋部骨折是老年人群常见的创伤，其中约有一半为股骨转子间骨折，目前髓内固定已逐渐取代髓外固定成为主流内固定方式[1,2]。
1980年，Kaufer[3]提出骨质情况、骨折类型、内置物的选择、骨折复位情况及内固定的位置影响股骨转子间骨折术后的稳定性。但随着内固定技术的发展，髋内翻畸形、头颈螺钉切出或退钉、股骨颈短缩、内固定断裂等内植物失效仍未得到充分改善，导致髋部功能受损，影响股骨转子间骨折患者术后患肢的负重时间与负重后的稳定性。
我们在前期研究中提出的"杠杆重建平衡"理论进一步揭示了股骨转子间骨折内固定失效的本质是杠杆结构的再平衡过程[4,5,6,7]。本研究在此基础上根据股骨转子间骨折内侧支撑和（或）外侧壁的完整性以及内植物的种类，构建股骨转子间骨折固定后的力学模型。研究目的：（1）分析不同内固定方式对股骨转子间骨折术后稳定性的影响；（2）基于杠杆重建平衡理论阐明股骨转子间骨折术后稳定的影响因素。
以Sawbones股骨数字模型（型号3406）作为研究对象，其中股骨头直径54 mm，股骨颈直径37 mm，股骨头至股骨外侧壁长度（沿股骨颈轴线方向）105 mm，颈干角120°（图1）。
根据股骨转子间骨折AO/OTA分型、内侧支撑和外侧壁的完整程度，并结合股骨转子间骨折的髓外固定方式[如动力髋螺钉（dynamic hip screw，DHS）]和髓内固定方式[如股骨近端防旋髓内钉（proximal femoral nail antirotation，PFNA）、股骨近端仿生髓内钉（proximal femur bionic nail，PFBN）、外侧壁仿生髓内钉（proximal femoral lateral bionic nail，PFLBN）和股骨近端全仿生髓内钉（proximal femoral total bionic nail，PFTBN）]对骨折固定后的模型进行力学简化，获得七种力学模型。模型1，内侧支撑完整且有加强固定、外侧壁完整或有加强固定；模型2，内侧支撑缺失但有加强固定、外侧壁完整或有加强固定；模型3，内侧支撑完整且无加强固定、外侧壁完整或有加强固定；模型4，内侧支撑缺失且无加强固定、外侧壁完整或有加强固定；模型5，内侧支撑缺失但有加强固定、外侧壁缺失且无加强固定；模型6，内侧支撑完整但无加强固定、外侧壁缺失且无加强固定；模型7，内侧支撑、外侧壁均缺失且无加强固定。将上述七种模型导入StrucMaster 3.1.2软件（上海爱星陈软件有限公司，中国）进行绘制。
模型1包含10组杆件，其中AB（1）=9.5 cm，BC（2）=2.5 cm，CD（3）=5.0 cm，DE（4）=EF（5）=FG（6）=2.5 cm，DH（7）=3.0 cm，AB、BC、CD与支座A所在平面均成99°角，DE、EF、FG与AD均成120°角，DH与AD成60°角。
模型2包含8组杆件，其中AB（1）=9.5 cm，BC（2）=2.5 cm，CD（3）=5.0 cm，DE（4）=5.0 cm，EF（5）=2.5 cm，DG（7）=3.0 cm，AB、BC、CD与支座A所在平面均成99°角，DE、EF与AD均成120°角，DG与AD成60°角。
模型3包含8组杆件，其中AB（1）=9.5 cm，BC（2）=2.5 cm，CD（3）=5.0 cm，DE（4）=2.5 cm，EF（5）=5.0 cm，DG（7）=3.0 cm，AB、BC、CD与支座A所在平面均成99°角，DE、EF与AD均成120°角，DG与AD成60°角。
模型4包含5组杆件，其中AB（1）=9.5 cm，BC（2）=7.5 cm，CD（3）=7.5 cm，CE（4）=3.0 cm，AB、BC与支座A所在平面均成99°角，CD与AC成120°角，CE与AC成60°角。
模型5包含6组杆件，其中AB（1）=9.5 cm，BC（2）=7.5 cm，CD（3）=5.0 cm，DE（4）=2.5 cm，CF（5）=3.0 cm，AB、BC与支座A所在平面均成99°角，CD、DE与AC均成120°角，CF与AC成60°角。
模型6包含6组杆件，其中AB（1）=9.5 cm，BC（2）=7.5 cm，CD（3）=2.5 cm，DE（4）=5.0 cm，CF（5）=3.0 cm，AB、BC与支座A所在平面均成99°角，CD、DE与AC均成120°角，CF与AC成60°角。
模型7包含3组杆件，其中AB（1）=17.0 cm，BC（2）=7.5 cm，CD（3）=5.0 cm，AB与BC成120°角，AB与BD成60°角。
各模型中支座A为固定支座，各节点为刚接。对上述七种骨折固定后的力学模型以单倍体重载荷（70 kg）对股骨头末端节点施加集中力（700 N，图2）。在StrucMaster软件内对各模型进行计算，获得各力学模型内各杆件的轴力、剪力、弯矩、位移形变和支座反力，并将结果经配套的输出程序SMConsole导出。
图形分析采用MiniTab Express 1.5.0（Minitab公司，美国）软件，获取各组数据的箱形图。
以各模型示意图的背景格为标尺，七种模型各杆件的弯矩示意图示内外侧支撑均存在的模型（模型1、2、3）杆件整体弯矩最小，仅有内侧支撑完整的模型（模型5、6）杆件整体弯矩次之，仅有外侧支撑的模型（模型4）杆件整体弯矩较大，而内外侧支撑均缺失的模型（模型7）杆件整体弯矩最大（图3），其中蓝色格栅表示杆件各节点所受弯矩大小与方向。七种模型的弯矩箱型图示模型1的弯矩中位数为11.55（5.57，18.00）N·m，模型2为13.72（9.30，20.05）N·m，模型3为19.65（10.23，26.11）N·m，模型4为25.95（25.14，36.70）N·m，模型5为13.66（7.99，25.62）N·m，模型6为24.60（9.33，29.37）N·m，模型7为41.14（0.16，41.30）N·m（图4）。
以各模型示意图的背景格为标尺，七种模型各杆件的位移形变示意图示内外侧支撑均存在的模型（模型1、2、3）杆件整体移位最小，仅有内侧支撑完整的模型（模型5、6）杆件整体位移次之，仅有外侧支撑的模型（模型4）杆件整体位移较大，而内外侧支撑均缺失的模型（模型7）杆件整体位移最大（图5），其中蓝色虚线表示各杆件受力后的位置偏离原位置的程度。七种模型的弯矩箱型图显示了位移的变化规律：模型1的位移中位数为2.89（2.81，2.94）rad，模型2为2.93（2.77，3.05）rad，模型3为2.93（2.77，3.05）rad，模型4为4.38（3.16，5.15）rad，模型5为3.50（3.32，3.56）rad，模型6为3.90（3.69，4.10）rad，模型7为5.50（5.50，7.05）rad（图6）。
股骨转子间骨折内固定后简化模型的负重稳定性取决于弯矩和位移形变，分别以N·m和弧度θ（rad）表示，其中模型1的弯矩中位数为11.55（5.57，18.00）N·m，弯矩中位数为2.89（2.81，2.94）rad，均优于其他六种模型，初始负重的稳定性最好。
随着内固定类型和固定技术的发展，髓内固定逐渐取代髓外固定成为股骨转子间骨折的主流治疗方式[8]。Temiz等[9]研究认为髓内固定用于股骨转子间不稳定性骨折的治疗可以取得更好的效果并减少内固定失效发生。Liu等[10]研究认为股骨小转子的完整性对髓内固定的效果没有显著影响。Sharma等[11]研究认为股骨后内侧碎片和小转子碎片的大小都不能预测转子后骨折的稳定性。徐锴和李开南[12]通过有限元分析发现，采用DHS治疗股骨转子间骨折时，随着内侧皮质受累程度增加，外侧DHS应力随之提高，对比髓内固定治疗内侧支撑缺失的股骨转子间骨折，髋内翻发生概率更大。内侧支撑增强技术在一定程度上可以提高股骨转子间骨折固定的初始稳定性。Agrawal等[13]认为内侧骨块必须得到复位固定，否则会导致髋内翻畸形。Ehrnthaller等[14]研究发现固定小转子可提高内植物的稳定性。Sung等[15]报告采用骨移植替代物填充股骨头可预防股骨转子间骨折术后的内翻塌陷。而股骨近端钢丝或钛缆环扎固定在股骨转子间骨折解剖复位时能增强固定稳定性[16]。
上述文献的结论与本研究结果一致，即内侧支撑完整和（或）内侧加强固定的模型优于内侧支撑缺失且无加强固定的模型，即模型1、2、3、5和6优于模型4和7。此外，内侧皮质的对位关系（正性、中性和负性支撑）也反映了内侧支撑的质量[17]。因此，内侧支撑的完整性的不应只考虑内侧骨块的粉碎程度，而应把复位质量也纳入考虑范围。
在外侧壁受累的股骨转子间骨折治疗中，既往研究已证实DHS不适用于外侧壁薄弱或断裂的骨折[18,19]。但也有研究报道，DHS联合大结节保护板（trochanteric stabilizing plate，TSP）可以取得比单独应用DHS更好的疗效[20,21]。传统髓内固定如PFNA、Gamma钉、InterTAN等难以充分固定外侧壁断裂后的股骨大转子区域，因此采用髓内钉治疗A3型股骨转子间骨折时也应考虑采用外侧壁增强固定方式。Ban等[22]报告采用髓内钉联合钢丝捆绑治疗不稳定型股骨转子间骨折获得良好的效果。Zhao等[23]采用PFBN治疗A2、A3型股骨转子间骨折获得了良好的治疗效果，同时兼顾了稳定性与安全性。在本研究中我们发现，当外侧壁受累和（或）缺少加强固定时，其结构稳定性下降（模型2优于模型5，模型3优于模型6）。
Lee等[24]回顾了129例接受髓外或髓内固定的股骨转子间骨折患者，使用7个参数评估术后稳定性，包括后内侧骨皮质接触、骨折端成角、牵引、尖顶距、髓内钉入钉点、拉力螺钉尖端位置和Kyle分型。然而，这一评分方式并没有充分考虑股骨近端重要的力学传导结构，如外侧壁。Wang等[25]通过有限元分析对比了PFNA、InterTAN和PFBN固定A1.3型股骨转子间骨折的生物力学性能发现，PFBN可以加强股骨近端内侧支撑并通过仿生固定发挥更好的力学优势。
前期研究中的杠杆重建平衡理论揭示了股骨近端内固定失效的本质为杠杆再平衡[4,5,6,7]。因此，我们通过将不同内侧支撑与外侧壁条件的股骨转子间骨折与多种内植物模拟装配，包括PFLBN[26]和PFTBN[27]，并进行力学简化获得七种模型。本研究发现，内侧支撑加强固定优于原有内侧支撑的完整性，这一现象发生于模型2、3、5和6，尽管模型2和3的位移相同，但模型2的弯矩小于模型3；而内侧支撑结构相同时，外侧壁是否完整进一步影响了结构的稳定性，模型2优于模型5，模型3优于模型6；而外侧壁结构相似的模型中，模型2和3显著优于模型4，模型5和6显著优于模型7；当内侧支撑缺失时，完整的外侧壁仍可发挥一定程度的稳定性，如模型4优于模型7，但内侧支撑缺失的模型较其他模型在结构弯矩和位移上有显著劣势。由此可见，内侧支撑的完整性是维持结构稳定的第一要素，外侧壁的完整性可进一步加强结构的稳定性。
我们构建的力学简化模型模拟了不同程度的杠杆支撑作用，代表了股骨转子间骨折内固定后不同的内侧支撑与外侧壁状况及是否存在加强固定，可以作为评估骨折术后初始负重稳定性的分型，以此来指导术后的负重锻炼。
本研究采用力学模型简化的方法对股骨转子间骨折内固后的初始负重稳定性进行分析，未考虑股骨骨质的非均质性、个体间的骨质差异，以及股骨近端附着肌肉的力学作用。另外，股骨近端内固定后的受力分析是一个复杂的过程，所获得的力学计算数据具有一定离散性。今后我们将针对股骨近端及其内固定后的受力特点构建更深层次的力学模型，并开展高精度建模下的计算机仿真研究。
所有作者声明无利益冲突
