骨外固定结构单元力学性质和结构失误所致并发症16例分析
作者：于佩欣
单位：首都医科大学生物力学研究中心
关键词：骨折；骨外固定器；生物力学
首都医科大学学报/990304 张 于佩欣
提要： 从分析骨外固定结构单元的力学性质入手，讨论常用骨外固定构造形式。并结合临床病例分析，提出正确使用各种骨外固定器的原则和方法。强调骨段空间约束，适当加强连接结构，控制结构的整体刚度，以避免出现与结构有关的并发症。
中图分类号： R683
The Property and Contributions of the Structural Elements of
the External Skeletal Fixator
, http://www.100md.com
Zhang Tao, Yu Peixin
Biomechanical Research Center of Capital University of Medical Sciences
Abstract:Based on the property of the structural elements of the external skeletal fixator (ESF), the contribution of individual structural elements was studied. 16 cases of complications related to the structure failure of ESF was analyzed. The correct principle and method in use of ESF were provided. The constraint to the bone segment degrees of freedom (DOF) and the optimization to stiffness of the ESF system were emphasized.
, 百拇医药
Key words: fracture; external fixators; biomechanics
骨外固定技术涉及的生物力学原理与普通内固定有很大不同[1～3]。临床中常出现一些违背生物力学原则的现象，如固定骨折段的约束条件不足，轴向刚度过大或过小，整体结构不稳定等情况，引起与结构失误有关的并发症。本研究从分析骨外固定结构单元的性质入手，并结合临床病例分析，讨论常用骨外固定构造形式，提出正确使用各种骨外固定器的原则和方法。
1 骨外固定器的结构单元的力学分析
骨外固定器的综合力学性能是由每一钢针组件的力学性质和其对骨折段的约束能力决定的[2]，因此可以将骨外固定器分解为非拉张全针、预拉张全针和半针等固定或支撑结构单元、逐渐牵伸或加压时使用的铰接和滑动套筒等活动结构单元(表1)。
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表1 连结点的结构力学分类 支座名称，符号
构造形式
外固定机构实例
支座反力
约束度
自由度f
固支；半针
钢针-连杆
3(6)
0
套管：全针
无螺纹全针-骨加压延长套管
, 百拇医药
2(4)
1(2)
固定铰支：半针
螺纹半针-骨
2(5)
1
可滑动的铰支
1(3)
2(3)
球形铰接
球形关节
2(3)
1(3)
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1.1 非拉张全针结构单元
如将钢针固定夹约束视为固支，即它可约束钢针各个方向的移动和弯曲，骨与钢针的接触面视为承载面，与全针跨度的比值为λ，来自骨段的载荷W均布在全针的中间部分，全针的直径为d，跨度为L，如图1(a)所示。载荷W在钢针各个截面上产生的弯矩(M)如图1(b)所示，钢针发生的变形如图1(c)，其中Ymax是最大变形。最大弯矩和最大变形可由用公式1和2得出[4]。
(1)
(2)
式中的E是钢针材料的弹性模量，表示材料的抗变形能力。由最大变形公式可以看出在载荷一定条件下，钢针的变形与全针的跨度的3次方成正比，与钢针的直径的4次方成反比，这意味着增大钢针的直径或减小钢针的跨度能明显降低钢针的变形。
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1.2 预拉张全针结构单元
如图2(a)所示，给钢针1个轴向的预拉张力F，载荷W在钢针各个截面上产生的弯矩及变形的方式与没有预拉张力F时是相同的，如图2(b)、(c)所示，但大小不同，因为拉张力抵消了一部分载荷W在各个截面上产生的弯矩，进而降低了钢针的变形[1～4]。
(3)
(4)
(5)
公式3～5中，KM、KY的大小与U的值有关，U取决于拉张力、跨度和直径。在其他条件相同的情况下，拉张力越大，则钢针的变形越小。这一点对细钢针的作用尤其显著。
1.3 半针结构单元
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图1 非拉张全针结构单元
图2 预拉张全针结构单元
图3 半针结构单元
半针结构单元相当于1个悬臂梁结构，如图3(a)所示。载荷W在半针的各个截面上产生的弯矩和变形如图3(b)、(c)所示。
半针的最大变形与半针的悬臂长度的3次方成正比，与直径的4次方成反比(公式6、7)。因此，减小半针的长度或增大半针的直径都可有效地降低半针的变形(图4)。
(6)
(7)
图4 常用胫骨钢针直径、悬臂长度对钢针变形的影响
2 常用结构单元的安全范围
, 百拇医药
一般情况下，结构单元的性能完全取决于轴向载荷250 N时这些力学参数，现将全身各部位常用的结构单元构造参数列于表2、3，以备参考。数据由上述公式计算。预拉张细全针最大变形见图5，拉张力F=1 200 N，修正参数KM、KY由IBM计算机计算[4]。
由上述结果可以看出，现在临床上常用的外固定器所用的钢针是相当苛刻的，多数接近最大变形极限，安全范围窄小，应严格掌握。
3 临床上与结构有关的并发症分析
根据上述的骨外固定基本结构单元理论和骨段约束有效性原则，按骨段自由度约束有效与否和骨外固定器整体结构的综合刚度满意度，分析了1996年6月至1999年1月我所收治的骨外固定结构失误所致并发症16例。包括骨折再移位、成角畸形、畸形愈合、延迟愈合、骨不连、肢体短缩等，结果见表4。可见骨段约束不足和轴向刚度不当(包括整体结构稳定性不足)的现象都是常见的失误原因(P=0.449)，以骨段约束不足为多(13/16)；也可以见到2种因素同时出现的病例(8/16)，结构失误的发生强调了外固定技术培训的重要性。其他结构因素有关的失误比例较少见(1/16)。
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表2 各部位推荐使用的非拉张全针直径及其最大跨度 mm 部位
d(全针)/mm
2.5
3.0
3.5
4.0
4.5
尺、桡、肱骨(150 N)
90
115
140
下肢长骨干骺端(250 N)
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120
140
165
下肢长骨干(250 N)
110
135
155
*最大变形≤1 mm
图5 细全针的力学性质
表3 各部位推荐使用的半针直径及其最大悬臂长度*
mm 部位
d(钢针)/mm
, 百拇医药
1.5
2.0
2.5
3.0
3.5
4.0
4.5
5.0
5.5
6.0
掌、指骨(50 N)
18
25
, 百拇医药
33
40
尺、桡骨(100 N)
30
36
42
50
肱骨(150 N)
40
50
60
股骨、骨盆(250 N)
60
, 百拇医药
65
70
85
90
胫骨(20 N)
50
55
65
*最大变形≤1 mm表4 与结构失误有关的并发症分析 综合轴向刚度
骨段自由度
约束有效
约束无效
, 百拇医药
合计
好
1
5
6
差
2
8
10
合计
3
13
16
*P=0.449；**理论分析，轴向变形大于2 mm；连接结构稳定性不足或为非稳定性平衡者为轴向刚度差4 讨论
, 百拇医药
肢体骨折意味着肢体骨的连续性遭到破坏，即骨折的远近端可能或已经发生相对位移或旋转。根据部位、创伤机制和创伤程度不同，相对位移的方向和程度可以不同。这些可能移位和旋转的方向被称为骨段的自由度(degrees of freedom， DOF)。一个无约束的空间物体最多可以有6个自由度(图6)[5]。如严重粉碎性骨折，骨段间可以有空间3个方向的移动和3个方向的转动，共有6个自由度；而青枝骨折可以仅有1个旋转自由度；大多数稳定骨折具有2～3个自由度；不稳定骨折多数都有三维方向的原始移位或应力移位趋势，自由度常大于2个。一般来讲，自由度越多，骨折越不稳定，治疗也越困难，越需要提供空间的约束。但是如何使用骨外固定器提供足够且恰当的三维约束，始终是骨外固定技术的重要课题。空间质点的约束条件是合力为0，而空间质块除合力为0外，还应合力矩为0。即：
∑F=0
∑M=0
理想状态下，1根全针将残留1个滑动自由度和1个旋转自由度，而1枚半针将残留1个旋转自由度。对每个需要约束的骨段都应该分析它的部位、形态、原始移位方向和可能的应力移位的方向和作用点。从而选择正确约束形式、钢针种类、穿针方向和钢针布局，使骨段获得可靠的三维约束(图7)。
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图6 空间物体的自由度
图7 不同形状骨段的约束方法
设计时应考虑骨折力学状况，包括：轴向重力、骨折原始移位、肌群牵伸力和功能锻炼时的惯性矩。骨外固定技术所涉及到的连接形式和它的自由度和约束度见表1。
总之，无论哪种固定用的骨外固定器，都是由上述的结构单元连接而成[2]。其综合性能应该主要由各结构单元的力学性能以及其在骨段上的分布和对骨段的约束性质决定。各个钢针组件轴向承载能力的空间加权大致决定骨外固定器的整体轴向刚度和强度，因此，理解结构单元的性质是构造骨外固定整体结构的基础。
4.1 单侧单平面外固定器
单侧单平面外固定器是悬臂梁结构，因为钢针分布也比较集中，对骨折段的约束较局限，致使整体结构的应力分布极不均衡。为了增加其对钢针分布平面以外的骨段自由度的约束，必须选用较粗的钢针，并缩短力臂，这样，轴向的固定刚度就可能过大。目前，认为到中后期应放松连接件，以便使刚性固定改为动态或弹性固定，可以促进骨愈合。表3列举了常用半钢针的直径、跨度、所能承受的载荷和目前约定的最大变形，可供使用时参考。
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4.2 双侧单平面外固定器
因为双侧单平面外固定器采用平行全针，其对骨段的约束也不够完善(图8)。其缺陷如下：①无螺纹全针对骨段的空间约束度为4，将残留2个空间自由度，骨段有沿钢针方向平移和旋转的可能；②钢针平面以外的约束取决于钢针的刚度和双钢针的间距，且不易满足早期使用肢体时的抵抗惯性矩的需求；③双侧连接杆属于不稳定支撑，承载时可能扭曲并伴随钢针变形而出现相对位移；④如按AO方法预弯，很可能是一种不稳定性平衡状态，极易在负重或部分负重时出现失稳，造成固定失效。病例1
图8 单侧单平面固定器应用实例
股骨延长，骨吸收、针道骨折，改全针单
平面固定，不稳定而畸形愈合
就属于折段约束不足和轴向综合刚度不足的结构，目前不推荐使用。如已经使用，可采用以下补救措施：①换粗钢针，直径3.5 mm以上；②使用中部带螺纹的全针；③双侧的连接杆应增加刚性支撑装置，防止其负重时钢针弯曲、靠拢，最好在每个折段增加钢针分布平面外的穿针，即改为空间约束固定。
, 百拇医药
4.3 空间结构和混合结构
在此首先强调应避免假空间结构，图9显示的外固定结构虽然看似全环和半环的空间结构，但实际上骨折段的约束严重不足。空间结构是指骨段空间约束的有效性，如果针对长骨段钢针分布集中，或单平面分布，则不能称其为空间结构，应按相应结构的固定方式选择适宜的结构单元(即钢针的参数和连接方式)构造固定形式，当然最好还是通过合理增加穿针，有效约束骨段，构造成真正的空间结构。
空间结构有多种形式[5～7]，最理想的是将
图9 假空间结构
患者，女，9岁，原发病为先天性骨不连，假空间结构，总体结构高刚度，而骨段约束无效，连续增加固定结构(1989～1996)，但所有长骨段均为单环固定，骨力学环境严重干扰，致使延长骨段和主骨段均出现严重骨吸收连接杆构造成对称的平衡的方式，如半环或全环等。这样，整体结构的应力分布规则，稳定性好，便于受力分析，但体积较大，费用较高，操作也相对复杂。某些部位还由于解剖因素和舒适性而受到局限，因此，不对称性的空间结构也是很好的补充，甚至可能应用范围更广。其构造原则仍然首先考虑骨段的有效约束和可行性[6]，其次是体外钢针连接的形式。
, 百拇医药
钢针分布原则：根据骨段的约束原理，短折段、近关节部位折段，应采用交叉全针约束。全环可用拉张细钢针，半环用粗钢针。长折段如骨干，应采用全骨段均匀空间分布，注意加强可能的移位方向和惯性矩方向，避免钢针集中分布，出现骨段约束缺陷和过高的应力集中针孔。结构单元的构造应严格按照图表决定。近关节部位的骨段，如骨干的近1/4或远1/4，应将关节部位短骨段的约束方法与骨干的约束方法相结合，采用“平面和平面外的1点或2点”约束骨段。
体外连接的原则：钢针布局合理是骨段有效约束的前提，但不等于是空间稳定结构，它还与骨段间钢针组的连接形式有关，只有连结成稳定的空间结构，各结构单元间处于稳定的平衡状态，才能成为空间稳定结构。临床上，许多类型外固定器的连节点结构由于材料和设计上的限制，常常是相对薄弱的环节。即连接的节点往往是相对固支，在应力过度集中的结点应视为铰支，需要加强。因此，连接的基本结构应尽可能是几何不变体，即平面三角形或空间四面体。并在此基础上对长跨度连接杆进行加强，形成超静定连接，提高整体刚度和稳定性。
, 百拇医药
只有骨段获得有效约束，钢针被可靠连接，整体结构牢稳，刚度合理，能满足骨愈合的力学环境，才为理想的外固定系统。
4.4 外固定器固定骨折段的有效约束原则
①骨折段承受空间载荷，钢针要采用空间分布方式加以约束，并在主要的侧方移位和旋转方向上着重考虑有足够的约束强度。②减小全针的跨度和半针的长度，增大钢针的直径或给全针以轴向预拉张力，能有效地降低钢针的变形。③外固定器-骨复合结构要成为空间几何不变体，并且要求形成稳定性平衡而非不稳定性平衡。④避免非特殊目的的组装应力以免出现失稳现象。整体连结结构以空间不变体为主，并适当加强，形成超静定固定，控制整体综合轴向刚度。⑤保证轴向刚度。按目前的生物学固定观点，在生理载荷下使每一骨折段间隙变形不超过1 mm。
参考文献
1.Schneider E, Sasse S, Schmidt H G, et al. Biomechanics of the ring fixator-contributions of individual structural elements. Article in German. Unfallchirurg, 1992, 95(11): 580～587
, 百拇医药
2.Delprete C, Gola M M. Mechanical performance of external fixators with wires for the treatment of bone fractures-Part Ⅰ: Load-displacement beha-vior. J Biomech Eng, 1993, 115(1): 29～36
3.Delprete C, Gola M M. Mechanical performance of external fixators with wires for the treatment of bone fractures-Part Ⅱ: Wire tension and slippage. J Biomech Eng, 1993, 115(1): 37～42
4.Griffel W. Handbook of formulas for stress and strain. New York: Frederick Ungar Publishing Co, 1976. 5～69
, 百拇医药
5.Kenwright J, Gardner T. Mechanical influences on tibial fracture healing. Clin Orthop, 1998, 355 (suppl): S179～190
6.Pugh K J, Wolinsky P R, Dawson J M, et al. The biomechanics of hybrid external fixation. J Orthop Trauma, 1999, 13(1):20～26
7.Skaggs D L, Hale J M, Buggay S, et al. Use of a hybrid external fixator for a severely comminuted juxta-articular fracture of the distal humerus. J Orthop Trauma, 1998, 12(6): 439～442
收稿日期：1999-03-15, 百拇医药
单位：首都医科大学生物力学研究中心
关键词：骨折；骨外固定器；生物力学
首都医科大学学报/990304 张 于佩欣
提要： 从分析骨外固定结构单元的力学性质入手，讨论常用骨外固定构造形式。并结合临床病例分析，提出正确使用各种骨外固定器的原则和方法。强调骨段空间约束，适当加强连接结构，控制结构的整体刚度，以避免出现与结构有关的并发症。
中图分类号： R683
The Property and Contributions of the Structural Elements of
the External Skeletal Fixator
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Zhang Tao, Yu Peixin
Biomechanical Research Center of Capital University of Medical Sciences
Abstract:Based on the property of the structural elements of the external skeletal fixator (ESF), the contribution of individual structural elements was studied. 16 cases of complications related to the structure failure of ESF was analyzed. The correct principle and method in use of ESF were provided. The constraint to the bone segment degrees of freedom (DOF) and the optimization to stiffness of the ESF system were emphasized.
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Key words: fracture; external fixators; biomechanics
骨外固定技术涉及的生物力学原理与普通内固定有很大不同[1～3]。临床中常出现一些违背生物力学原则的现象，如固定骨折段的约束条件不足，轴向刚度过大或过小，整体结构不稳定等情况，引起与结构失误有关的并发症。本研究从分析骨外固定结构单元的性质入手，并结合临床病例分析，讨论常用骨外固定构造形式，提出正确使用各种骨外固定器的原则和方法。
1 骨外固定器的结构单元的力学分析
骨外固定器的综合力学性能是由每一钢针组件的力学性质和其对骨折段的约束能力决定的[2]，因此可以将骨外固定器分解为非拉张全针、预拉张全针和半针等固定或支撑结构单元、逐渐牵伸或加压时使用的铰接和滑动套筒等活动结构单元(表1)。
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表1 连结点的结构力学分类 支座名称，符号
构造形式
外固定机构实例
支座反力
约束度
自由度f
固支；半针
钢针-连杆
3(6)
0
套管：全针
无螺纹全针-骨加压延长套管
, 百拇医药
2(4)
1(2)
固定铰支：半针
螺纹半针-骨
2(5)
1
可滑动的铰支
1(3)
2(3)
球形铰接
球形关节
2(3)
1(3)
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1.1 非拉张全针结构单元
如将钢针固定夹约束视为固支，即它可约束钢针各个方向的移动和弯曲，骨与钢针的接触面视为承载面，与全针跨度的比值为λ，来自骨段的载荷W均布在全针的中间部分，全针的直径为d，跨度为L，如图1(a)所示。载荷W在钢针各个截面上产生的弯矩(M)如图1(b)所示，钢针发生的变形如图1(c)，其中Ymax是最大变形。最大弯矩和最大变形可由用公式1和2得出[4]。
(1)
(2)
式中的E是钢针材料的弹性模量，表示材料的抗变形能力。由最大变形公式可以看出在载荷一定条件下，钢针的变形与全针的跨度的3次方成正比，与钢针的直径的4次方成反比，这意味着增大钢针的直径或减小钢针的跨度能明显降低钢针的变形。
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1.2 预拉张全针结构单元
如图2(a)所示，给钢针1个轴向的预拉张力F，载荷W在钢针各个截面上产生的弯矩及变形的方式与没有预拉张力F时是相同的，如图2(b)、(c)所示，但大小不同，因为拉张力抵消了一部分载荷W在各个截面上产生的弯矩，进而降低了钢针的变形[1～4]。
(3)
(4)
(5)
公式3～5中，KM、KY的大小与U的值有关，U取决于拉张力、跨度和直径。在其他条件相同的情况下，拉张力越大，则钢针的变形越小。这一点对细钢针的作用尤其显著。
1.3 半针结构单元
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图1 非拉张全针结构单元
图2 预拉张全针结构单元
图3 半针结构单元
半针结构单元相当于1个悬臂梁结构，如图3(a)所示。载荷W在半针的各个截面上产生的弯矩和变形如图3(b)、(c)所示。
半针的最大变形与半针的悬臂长度的3次方成正比，与直径的4次方成反比(公式6、7)。因此，减小半针的长度或增大半针的直径都可有效地降低半针的变形(图4)。
(6)
(7)
图4 常用胫骨钢针直径、悬臂长度对钢针变形的影响
2 常用结构单元的安全范围
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一般情况下，结构单元的性能完全取决于轴向载荷250 N时这些力学参数，现将全身各部位常用的结构单元构造参数列于表2、3，以备参考。数据由上述公式计算。预拉张细全针最大变形见图5，拉张力F=1 200 N，修正参数KM、KY由IBM计算机计算[4]。
由上述结果可以看出，现在临床上常用的外固定器所用的钢针是相当苛刻的，多数接近最大变形极限，安全范围窄小，应严格掌握。
3 临床上与结构有关的并发症分析
根据上述的骨外固定基本结构单元理论和骨段约束有效性原则，按骨段自由度约束有效与否和骨外固定器整体结构的综合刚度满意度，分析了1996年6月至1999年1月我所收治的骨外固定结构失误所致并发症16例。包括骨折再移位、成角畸形、畸形愈合、延迟愈合、骨不连、肢体短缩等，结果见表4。可见骨段约束不足和轴向刚度不当(包括整体结构稳定性不足)的现象都是常见的失误原因(P=0.449)，以骨段约束不足为多(13/16)；也可以见到2种因素同时出现的病例(8/16)，结构失误的发生强调了外固定技术培训的重要性。其他结构因素有关的失误比例较少见(1/16)。
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表2 各部位推荐使用的非拉张全针直径及其最大跨度 mm 部位
d(全针)/mm
2.5
3.0
3.5
4.0
4.5
尺、桡、肱骨(150 N)
90
115
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下肢长骨干骺端(250 N)
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120
140
165
下肢长骨干(250 N)
110
135
155
*最大变形≤1 mm
图5 细全针的力学性质
表3 各部位推荐使用的半针直径及其最大悬臂长度*
mm 部位
d(钢针)/mm
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1.5
2.0
2.5
3.0
3.5
4.0
4.5
5.0
5.5
6.0
掌、指骨(50 N)
18
25
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33
40
尺、桡骨(100 N)
30
36
42
50
肱骨(150 N)
40
50
60
股骨、骨盆(250 N)
60
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65
70
85
90
胫骨(20 N)
50
55
65
*最大变形≤1 mm表4 与结构失误有关的并发症分析 综合轴向刚度
骨段自由度
约束有效
约束无效
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合计
好
1
5
6
差
2
8
10
合计
3
13
16
*P=0.449；**理论分析，轴向变形大于2 mm；连接结构稳定性不足或为非稳定性平衡者为轴向刚度差4 讨论
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肢体骨折意味着肢体骨的连续性遭到破坏，即骨折的远近端可能或已经发生相对位移或旋转。根据部位、创伤机制和创伤程度不同，相对位移的方向和程度可以不同。这些可能移位和旋转的方向被称为骨段的自由度(degrees of freedom， DOF)。一个无约束的空间物体最多可以有6个自由度(图6)[5]。如严重粉碎性骨折，骨段间可以有空间3个方向的移动和3个方向的转动，共有6个自由度；而青枝骨折可以仅有1个旋转自由度；大多数稳定骨折具有2～3个自由度；不稳定骨折多数都有三维方向的原始移位或应力移位趋势，自由度常大于2个。一般来讲，自由度越多，骨折越不稳定，治疗也越困难，越需要提供空间的约束。但是如何使用骨外固定器提供足够且恰当的三维约束，始终是骨外固定技术的重要课题。空间质点的约束条件是合力为0，而空间质块除合力为0外，还应合力矩为0。即：
∑F=0
∑M=0
理想状态下，1根全针将残留1个滑动自由度和1个旋转自由度，而1枚半针将残留1个旋转自由度。对每个需要约束的骨段都应该分析它的部位、形态、原始移位方向和可能的应力移位的方向和作用点。从而选择正确约束形式、钢针种类、穿针方向和钢针布局，使骨段获得可靠的三维约束(图7)。
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图6 空间物体的自由度
图7 不同形状骨段的约束方法
设计时应考虑骨折力学状况，包括：轴向重力、骨折原始移位、肌群牵伸力和功能锻炼时的惯性矩。骨外固定技术所涉及到的连接形式和它的自由度和约束度见表1。
总之，无论哪种固定用的骨外固定器，都是由上述的结构单元连接而成[2]。其综合性能应该主要由各结构单元的力学性能以及其在骨段上的分布和对骨段的约束性质决定。各个钢针组件轴向承载能力的空间加权大致决定骨外固定器的整体轴向刚度和强度，因此，理解结构单元的性质是构造骨外固定整体结构的基础。
4.1 单侧单平面外固定器
单侧单平面外固定器是悬臂梁结构，因为钢针分布也比较集中，对骨折段的约束较局限，致使整体结构的应力分布极不均衡。为了增加其对钢针分布平面以外的骨段自由度的约束，必须选用较粗的钢针，并缩短力臂，这样，轴向的固定刚度就可能过大。目前，认为到中后期应放松连接件，以便使刚性固定改为动态或弹性固定，可以促进骨愈合。表3列举了常用半钢针的直径、跨度、所能承受的载荷和目前约定的最大变形，可供使用时参考。
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4.2 双侧单平面外固定器
因为双侧单平面外固定器采用平行全针，其对骨段的约束也不够完善(图8)。其缺陷如下：①无螺纹全针对骨段的空间约束度为4，将残留2个空间自由度，骨段有沿钢针方向平移和旋转的可能；②钢针平面以外的约束取决于钢针的刚度和双钢针的间距，且不易满足早期使用肢体时的抵抗惯性矩的需求；③双侧连接杆属于不稳定支撑，承载时可能扭曲并伴随钢针变形而出现相对位移；④如按AO方法预弯，很可能是一种不稳定性平衡状态，极易在负重或部分负重时出现失稳，造成固定失效。病例1
图8 单侧单平面固定器应用实例
股骨延长，骨吸收、针道骨折，改全针单
平面固定，不稳定而畸形愈合
就属于折段约束不足和轴向综合刚度不足的结构，目前不推荐使用。如已经使用，可采用以下补救措施：①换粗钢针，直径3.5 mm以上；②使用中部带螺纹的全针；③双侧的连接杆应增加刚性支撑装置，防止其负重时钢针弯曲、靠拢，最好在每个折段增加钢针分布平面外的穿针，即改为空间约束固定。
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4.3 空间结构和混合结构
在此首先强调应避免假空间结构，图9显示的外固定结构虽然看似全环和半环的空间结构，但实际上骨折段的约束严重不足。空间结构是指骨段空间约束的有效性，如果针对长骨段钢针分布集中，或单平面分布，则不能称其为空间结构，应按相应结构的固定方式选择适宜的结构单元(即钢针的参数和连接方式)构造固定形式，当然最好还是通过合理增加穿针，有效约束骨段，构造成真正的空间结构。
空间结构有多种形式[5～7]，最理想的是将
图9 假空间结构
患者，女，9岁，原发病为先天性骨不连，假空间结构，总体结构高刚度，而骨段约束无效，连续增加固定结构(1989～1996)，但所有长骨段均为单环固定，骨力学环境严重干扰，致使延长骨段和主骨段均出现严重骨吸收连接杆构造成对称的平衡的方式，如半环或全环等。这样，整体结构的应力分布规则，稳定性好，便于受力分析，但体积较大，费用较高，操作也相对复杂。某些部位还由于解剖因素和舒适性而受到局限，因此，不对称性的空间结构也是很好的补充，甚至可能应用范围更广。其构造原则仍然首先考虑骨段的有效约束和可行性[6]，其次是体外钢针连接的形式。
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钢针分布原则：根据骨段的约束原理，短折段、近关节部位折段，应采用交叉全针约束。全环可用拉张细钢针，半环用粗钢针。长折段如骨干，应采用全骨段均匀空间分布，注意加强可能的移位方向和惯性矩方向，避免钢针集中分布，出现骨段约束缺陷和过高的应力集中针孔。结构单元的构造应严格按照图表决定。近关节部位的骨段，如骨干的近1/4或远1/4，应将关节部位短骨段的约束方法与骨干的约束方法相结合，采用“平面和平面外的1点或2点”约束骨段。
体外连接的原则：钢针布局合理是骨段有效约束的前提，但不等于是空间稳定结构，它还与骨段间钢针组的连接形式有关，只有连结成稳定的空间结构，各结构单元间处于稳定的平衡状态，才能成为空间稳定结构。临床上，许多类型外固定器的连节点结构由于材料和设计上的限制，常常是相对薄弱的环节。即连接的节点往往是相对固支，在应力过度集中的结点应视为铰支，需要加强。因此，连接的基本结构应尽可能是几何不变体，即平面三角形或空间四面体。并在此基础上对长跨度连接杆进行加强，形成超静定连接，提高整体刚度和稳定性。
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只有骨段获得有效约束，钢针被可靠连接，整体结构牢稳，刚度合理，能满足骨愈合的力学环境，才为理想的外固定系统。
4.4 外固定器固定骨折段的有效约束原则
①骨折段承受空间载荷，钢针要采用空间分布方式加以约束，并在主要的侧方移位和旋转方向上着重考虑有足够的约束强度。②减小全针的跨度和半针的长度，增大钢针的直径或给全针以轴向预拉张力，能有效地降低钢针的变形。③外固定器-骨复合结构要成为空间几何不变体，并且要求形成稳定性平衡而非不稳定性平衡。④避免非特殊目的的组装应力以免出现失稳现象。整体连结结构以空间不变体为主，并适当加强，形成超静定固定，控制整体综合轴向刚度。⑤保证轴向刚度。按目前的生物学固定观点，在生理载荷下使每一骨折段间隙变形不超过1 mm。
参考文献
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7.Skaggs D L, Hale J M, Buggay S, et al. Use of a hybrid external fixator for a severely comminuted juxta-articular fracture of the distal humerus. J Orthop Trauma, 1998, 12(6): 439～442
收稿日期：1999-03-15, 百拇医药