引用本文： 丁寧, 安國俊, 張長海, 劉加寶, 劉寶濤, 耿鑫, 賈健. 斜置鎖定鋼板對股骨干骨折內固定的生物力學影響. 中國修復重建外科雜志, 2015, 29(5): 542-547. doi: 10.7507/1002-1892.20150118 復制
影響鎖定鋼板固定長骨骨折的生物力學因素有很多，許多實驗[1-8]證明鋼板螺釘固定結構的穩定性，特別是抗扭轉強度與固定的螺釘數量有關。隨著微創理論的發展和微創技術的更新，微創接骨板（minimally invasive plate oseoynthesis，MIPO）技術越來越廣泛地應用于臨床。通過大量臨床觀察和術后隨訪我們發現，由于軟組織剝離不充分，放置和調整鋼板不如切開放置容易，鋼板斜置現象普遍存在，目前尚缺乏鋼板斜置對骨折固定生物力學影響的研究報道。因此，本研究通過測量不同角度鋼板斜置導致骨折端內外側應變的變化，探討鋼板斜置對骨折固定生物力學的影響，為臨床避免鋼板斜置提供理論依據。報告如下。
1 材料與方法
1.1 主要材料及儀器
限制接觸型鎖定鋼板（鈦12孔）、人工股骨仿真模型（AO醫療器械公司中國代理商）；CSS-44100型電子萬能試驗機、WND-3010型微機控制扭轉試驗機、測繪軟件Test Expert v3.6（天津大學力學實驗中心提供）；DHDAS.5929動態信號采集分析系統（江蘇東華測試技術股份有限公司）；BE120-05AA-X30型電阻應變片（漢中市中航電測儀器服務有限公司）。
1.2 標本準備及分組
選取40根與人體股骨力學性質類似的人工股骨仿真模型，測量骨干外側面寬度及鋼板寬度，測算鋼板的最大斜置角度約15°，以間隔5°分別標出直線A、B、C、D。將標本隨機分為4組，每組10根，A、B、C、D組鋼板上的螺釘分別對應在直線A、B、C、D上。見圖 1。
圖1
鋼板縱軸示意圖? ?圖 2 貼片位置? ?圖 3 生物力學測試 ? 軸向壓縮試驗 ? 三點折彎試驗 ? 扭轉試驗
Figure1.
Schematic diagram of steal longitudinal axis ? ? Fig. 2 Chip location? ? Fig. 3 Biomechanical test ? Axial compression test ? Three-point bending test ? Torsion test
1.3 股骨中段粉碎性骨折模型制備及固定
對4組股骨標本距小粗隆15 cm和17 cm處橫行截骨，取得長2 cm的圓柱型骨塊，將該骨塊修整后放回缺損區制作股骨中段粉碎性骨折模型。將股骨限制接觸型鎖定鋼板置于股骨后外側，調整鋼板使其長度的中心在截骨塊中心上，同時緊貼骨面。各組按照標準AO技術中鎖定鋼板固定方法，即遠近兩端分別以3枚螺釘均垂直于鋼板和骨干固定[9]。
1.4 生物力學測試
參照楊陽等[10]的研究，在截下的小骨塊內、外側黏貼電阻應變片d、e（圖 2）。取各組模型模擬人體單足站立狀態，即在額狀面上股骨體內收15°，在矢狀面上股骨體垂直，并保持5～10°的內旋[11]。首先測量模型在壓縮、彎曲和扭轉3種力學狀態下鋼板斜置15°模型的破壞載荷。出現以下情況時認定為內固定失敗：股骨再骨折、螺釘穿透骨皮質、內固定發生塑性變形、骨折端內固定作用喪失。分別測得最大壓縮載荷為2 800 N，最大彎曲載荷為1 780 N，最大扭轉載荷為65 N·m。制定試驗載荷小于破壞載荷，以保證每具模型重復利用而不被破壞。
1.4.1 軸向壓縮試驗
于CSS-44100型電子萬能試驗機內測試。股骨遠端固定于下夾具，上夾具對股骨頭進行加壓（圖 3 a）。以試驗最小載荷預加載3次，再軸向動態加載500、1 200、1 800 N，速度10 mm/min。分別測量模型加載500、1 200、1 800 N時，應變片d、e的電阻值R（R：應變片原電阻值Ω，ΔR：伸長或壓縮所引起的電阻變化Ω）。再計算骨折應變ε，公式：ε=ΔL/L，其中ΔL指骨折間隙發生的相對位移，L為原始骨折間隙長度；L=RS/ρ，S是貼片電阻絲的橫截面積，ρ是電阻率。試驗參數參照王杰等[12]的研究。
1.4.2 三點折彎試驗
于CSS-44100型電子萬能試驗機內測試。標本采用三點彎曲加載方式，中部給予加載，夾具產生相反的力以提供形成的彎矩，標本置于下夾具試臺上固定，上夾具的楔形壓頭施壓使之發生彎曲（圖 3 b）。以試驗最小載荷預加載3次，再軸向動態加載200、500、1 000 N，速度10 mm/ min。同1.4.1方法分別測量模型加載200、500、1 000 N時的骨折應變ε。
1.4.3 扭轉試驗
采用自制夾具固定好股骨近端，遠端固定于WND-3010型微機控制扭轉試驗機上（圖 3 c），進行沿力線的軸向水平扭轉，扭轉方向為股骨外旋，扭矩分別以10、20、50 N·m逐漸增加，扭轉速度1 N·m/min。同1.4.1方法分別測量模型加載10、20、50 N·m時的骨折應變ε。
1.5 統計學方法
采用SPSS17.0統計軟件進行分析。數據以均數±標準差表示，組間比較采用單因素方差分析，兩兩比較采用 Tukey’s post hoc 檢驗；檢驗水準α=0.05。
2 結果
2.1 軸向壓縮試驗
隨著壓縮載荷不斷增加，各組內骨折塊內外側應變值也不斷增加，比較差異均有統計學意義（P＜0.05）。但各壓縮載荷下骨折塊內外兩側的應變值4組間比較差異均無統計學意義（P＞0.05）。見表 1。
表1
各壓縮載荷下4組骨折塊內外兩側的應變值 （n=10，%，2.2 三點折彎試驗
隨著彎曲載荷不斷增加，各組內骨折塊內外側應變值也不斷增加，比較差異均有統計學意義（P＜0.05）。但各彎曲載荷下骨折塊內外兩側的應變值4組間比較差異均無統計學意義（P＞0.05）。見表 2。
表2
各彎曲載荷下4組骨折塊內外兩側的應變值（n=10，%，2.3 扭轉試驗
隨著扭矩不斷增加，各組內骨折塊內外側應變值也不斷增加，比較差異均有統計學意義（P＜0.05）。扭矩為10 N·m時，骨折塊內外兩側的應變值4組間比較差異均無統計學意義（P＞0.05）；但扭矩為20、50 N·m時，C、D組骨折塊內外側應變值均顯著高于A、B組，D組顯著高于C組，差異均有統計學意義（P＜0.05），A、B組間差異無統計學意義（P＞0.05）。見表 3。
表3
各扭矩下4組骨折塊內外兩側的應變值（n=10，%，3 討論
高能量創傷所致四肢長骨骨折發生率和復雜程度呈上升趨勢，長骨骨折的固定技術也不斷發展，生物學、微創骨折固定方法越來越為人們所接受。1990年Gerber等[13]首次提出“生物學固定”概念，即盡可能保持骨折處生物學完整性，盡可能維持和保護骨折周圍組織結構與血液循環，并在此基礎上提供有效力學結構和機械固定的骨折治療技術。不少學者在這些方面探索，發現不同固定方式對鋼板螺釘內固定的生物力學性能有不同程度影響。如T?rnkvist等[1]發現相同螺釘數量固定不同長度鋼板，鋼板越長內固定結構的穩定性越高；Sanders等[2]發現長鋼板用較少螺釘固定比短鋼板上使用較多螺釘固定相對有更好的生物力學特性，抗扭轉剛度主要是由兩骨折端固定的螺釘數量決定的；Ahmad 等[14]通過生物力學穩定性研究發現，鎖定鋼板與骨面的間隙＞5 mm 時，鋼板的軸向及扭轉強度均明顯下降，而＜2 mm時無明顯下降，由此建議鎖定鋼板與骨面間距不應超過2 mm。在切開直接復位外側置板治療股骨干骨折時，由于股骨外側平臺不平整或粉碎骨折復位不完全，會出現鋼板斜置的情況。隨著微創理論的發展和MIPO技術的使用，未充分軟組織剝離和間接置板技術導致了更多斜置鋼板病例出現。在臨床上居中放置以及調整鋼板角度有時非常困難，意味著將加大軟組織剝離，會導致出血量增大、手術時間延長、血栓形成風險增高、骨折不愈合及感染風險增高。斜置鋼板是否會對骨折固定的生物力學性能產生嚴重影響，多大角度斜置會導致固定失穩，調整鋼板位置是否必要，是我們面臨的問題。
Claes等[15]和McAllister等[16]在骨折愈合生物力學試驗中發現，膜內成骨僅發生于低應變和低流體靜壓處，這種力學環境能促進成骨細胞活化和增殖。Claes等[17]的在體有限元模型研究發現，應變 ＞5.3%時成骨細胞增殖減弱，超過4%的應變可使成骨細胞避開其應變刺激的主要軸線。許多實驗[18-22]表明骨折應變是影響骨折愈合的重要因素，Perren[23]通過生物力學研究證實，當骨折應變低于2%時不利于骨痂形成；當骨折應變增加（2%～10%）時，骨折通過間接方式發生愈合；而當骨折應變值過大（＞10%）時，則導致骨折部位發生骨吸收繼而形成骨折不愈合。而由于粉碎性骨折存在多個骨折塊，其骨折應變可被多個骨折間隙分擔，使其較簡單骨折能承受更大的應變值。本試驗通過對骨折模型加載3種不同類型和大小的力，通過對骨折端貼片應變的分析來判斷骨折固定的生物力學性能。
人體股骨受到壓縮、彎曲、扭轉的綜合應力，而這種綜合應力在實際中無法測量或表述，既往國內外生物力學試驗也是分別測量[11, 24-25]，無論哪種類型的力出現陽性結果均可視為是綜合應力產生的效果。由于術后肢體在功能鍛煉時會處于靜止站立、步行器輔助行走和完全負重行走3種狀態，所以本試驗將3種不同類型的力又分為3個水平[10, 12, 24-26]進行測試，分別代表 3種狀態模型所受的力。 試驗前首先應測量模型的破壞載荷，目的是保障模型重復利用而不受損壞。試驗測量值骨折應變是相對位移（ΔL）與原始骨折間隙長度（L）的比率，所以模型可重復使用，即使改變模型的受力類型和大小，也不用重新貼片。由于鋼板的彈性模量遠遠大于股骨模型的彈性模量，因此在模型受外力時，鋼板承擔主要的應力產生應變，股骨假體受到的應力被鋼板遮擋，所以其應變與鋼板應變一致[27-28]。骨折端的應變與內固定的材質和固定方式有關，而與假體材質關系不大，因此應用人工股骨仿真模型不會影響試驗數據。所以我們選用相同質量的人工股骨仿真模型排除模型差異對本試驗的干擾。
本研究結果顯示，隨著壓縮和彎曲載荷不斷增加，各組內骨折塊內外側應變值也不斷增加，提示臨床上從靜止站立到步行器輔助負重再到完全負重，骨折塊內外側的應變值也逐漸增加，當壓縮載荷和彎曲載荷分別達到1 800 N和1 000 N時（即我們認為完全負重情況下），骨折內側貼片應變超過10%，達到妨礙骨折愈合的應變上限。因此應避免在骨折未愈合前完全負重活動，但可早期（2～3個月）在步行器輔助下負重功能鍛煉。但各壓縮和彎曲載荷下骨折塊內外兩側的應變值4組間比較差異均無統計學意義，說明鋼板斜置對骨折應變不產生明顯影響。
隨著扭矩不斷增加，各組內骨折塊內外側應變值也不斷增加，提示臨床上從靜止站立到步行器輔助負重再到完全負重，骨折塊內外的應變值也逐漸增加。扭矩為10 N·m時，骨折塊內外兩側的應變值4組間比較差異均無統計學意義（P＞0.05）。當扭矩達20 N·m時，即使在步行器輔助負重運動下，C、D兩組骨折塊內外側應變在10%～15%之間，仍超過10%，說明鋼板斜置可能影響早期功能鍛煉；扭矩為50 N·m時，A、B兩組骨折塊內外側應變差異無統計學意義（P＞0.05），C、D兩組骨折塊內外側應變在17%～24%之間，遠超過10%，說明晚期（3個月以后）完全負重時，仍可能導致骨折術后再折或鋼板螺釘斷裂的情況。原因是在較大應力下，偏心固定可導致某些螺釘應力更集中，即骨折最近端和最遠端固定的螺釘受到異常較大的應力易導致螺釘失穩；Cheal等[29]研究也表明鋼板螺釘內固定最大負荷發生在骨折最近端和最遠端固定的螺釘上。Laurence等[30]通過實驗推斷位于骨折兩端最近的2個螺釘所受應力最大，Xu等[26]研究股骨骨折模型實驗也證實了這一點，并從理論上推斷任何位置增加螺釘固定均可能減少骨折最近端螺釘上的負荷。螺釘失穩后鋼板固定骨折的力學性能減弱，使骨折端產生較大應變。剪切和扭轉載荷產生剪應力，驅動成纖維細胞增殖為纖維組織，造成骨內部應力重分布，使骨折端的板層界面應力過于集中，不利于骨折愈合，并有可能直接破壞新生的毛細血管和骨痂[31]。
綜上述，本研究通過對股骨上不同角度斜置鋼板在不同應力下對骨折塊應變的測量，發現斜置鋼板＞10°會使骨折應變明顯加大，易導致骨折不愈合。但該結果是在仿真股骨模型固定的條件下獲取的，與臨床實際人體骨折環境及標本質量仍有差異，要取得接近人體實際的結果和數據，需用新鮮尸體股骨進行力學試驗和疲勞試驗。由于試驗方法限制，本試驗未完成對螺釘在骨內部所受應力的具體數值測量，有關研究仍有待進一步完善。
影響鎖定鋼板固定長骨骨折的生物力學因素有很多，許多實驗[1-8]證明鋼板螺釘固定結構的穩定性，特別是抗扭轉強度與固定的螺釘數量有關。隨著微創理論的發展和微創技術的更新，微創接骨板（minimally invasive plate oseoynthesis，MIPO）技術越來越廣泛地應用于臨床。通過大量臨床觀察和術后隨訪我們發現，由于軟組織剝離不充分，放置和調整鋼板不如切開放置容易，鋼板斜置現象普遍存在，目前尚缺乏鋼板斜置對骨折固定生物力學影響的研究報道。因此，本研究通過測量不同角度鋼板斜置導致骨折端內外側應變的變化，探討鋼板斜置對骨折固定生物力學的影響，為臨床避免鋼板斜置提供理論依據。報告如下。
1 材料與方法
1.1 主要材料及儀器
限制接觸型鎖定鋼板（鈦12孔）、人工股骨仿真模型（AO醫療器械公司中國代理商）；CSS-44100型電子萬能試驗機、WND-3010型微機控制扭轉試驗機、測繪軟件Test Expert v3.6（天津大學力學實驗中心提供）；DHDAS.5929動態信號采集分析系統（江蘇東華測試技術股份有限公司）；BE120-05AA-X30型電阻應變片（漢中市中航電測儀器服務有限公司）。
1.2 標本準備及分組
選取40根與人體股骨力學性質類似的人工股骨仿真模型，測量骨干外側面寬度及鋼板寬度，測算鋼板的最大斜置角度約15°，以間隔5°分別標出直線A、B、C、D。將標本隨機分為4組，每組10根，A、B、C、D組鋼板上的螺釘分別對應在直線A、B、C、D上。見圖 1。
圖1
鋼板縱軸示意圖? ?圖 2 貼片位置? ?圖 3 生物力學測試 ? 軸向壓縮試驗 ? 三點折彎試驗 ? 扭轉試驗
Figure1.
Schematic diagram of steal longitudinal axis ? ? Fig. 2 Chip location? ? Fig. 3 Biomechanical test ? Axial compression test ? Three-point bending test ? Torsion test
1.3 股骨中段粉碎性骨折模型制備及固定
對4組股骨標本距小粗隆15 cm和17 cm處橫行截骨，取得長2 cm的圓柱型骨塊，將該骨塊修整后放回缺損區制作股骨中段粉碎性骨折模型。將股骨限制接觸型鎖定鋼板置于股骨后外側，調整鋼板使其長度的中心在截骨塊中心上，同時緊貼骨面。各組按照標準AO技術中鎖定鋼板固定方法，即遠近兩端分別以3枚螺釘均垂直于鋼板和骨干固定[9]。
1.4 生物力學測試
參照楊陽等[10]的研究，在截下的小骨塊內、外側黏貼電阻應變片d、e（圖 2）。取各組模型模擬人體單足站立狀態，即在額狀面上股骨體內收15°，在矢狀面上股骨體垂直，并保持5～10°的內旋[11]。首先測量模型在壓縮、彎曲和扭轉3種力學狀態下鋼板斜置15°模型的破壞載荷。出現以下情況時認定為內固定失敗：股骨再骨折、螺釘穿透骨皮質、內固定發生塑性變形、骨折端內固定作用喪失。分別測得最大壓縮載荷為2 800 N，最大彎曲載荷為1 780 N，最大扭轉載荷為65 N·m。制定試驗載荷小于破壞載荷，以保證每具模型重復利用而不被破壞。
1.4.1 軸向壓縮試驗
于CSS-44100型電子萬能試驗機內測試。股骨遠端固定于下夾具，上夾具對股骨頭進行加壓（圖 3 a）。以試驗最小載荷預加載3次，再軸向動態加載500、1 200、1 800 N，速度10 mm/min。分別測量模型加載500、1 200、1 800 N時，應變片d、e的電阻值R（R：應變片原電阻值Ω，ΔR：伸長或壓縮所引起的電阻變化Ω）。再計算骨折應變ε，公式：ε=ΔL/L，其中ΔL指骨折間隙發生的相對位移，L為原始骨折間隙長度；L=RS/ρ，S是貼片電阻絲的橫截面積，ρ是電阻率。試驗參數參照王杰等[12]的研究。
1.4.2 三點折彎試驗
于CSS-44100型電子萬能試驗機內測試。標本采用三點彎曲加載方式，中部給予加載，夾具產生相反的力以提供形成的彎矩，標本置于下夾具試臺上固定，上夾具的楔形壓頭施壓使之發生彎曲（圖 3 b）。以試驗最小載荷預加載3次，再軸向動態加載200、500、1 000 N，速度10 mm/ min。同1.4.1方法分別測量模型加載200、500、1 000 N時的骨折應變ε。
1.4.3 扭轉試驗
采用自制夾具固定好股骨近端，遠端固定于WND-3010型微機控制扭轉試驗機上（圖 3 c），進行沿力線的軸向水平扭轉，扭轉方向為股骨外旋，扭矩分別以10、20、50 N·m逐漸增加，扭轉速度1 N·m/min。同1.4.1方法分別測量模型加載10、20、50 N·m時的骨折應變ε。
1.5 統計學方法
采用SPSS17.0統計軟件進行分析。數據以均數±標準差表示，組間比較采用單因素方差分析，兩兩比較采用 Tukey’s post hoc 檢驗；檢驗水準α=0.05。
2 結果
2.1 軸向壓縮試驗
隨著壓縮載荷不斷增加，各組內骨折塊內外側應變值也不斷增加，比較差異均有統計學意義（P＜0.05）。但各壓縮載荷下骨折塊內外兩側的應變值4組間比較差異均無統計學意義（P＞0.05）。見表 1。
表1
各壓縮載荷下4組骨折塊內外兩側的應變值 （n=10，%，2.2 三點折彎試驗
隨著彎曲載荷不斷增加，各組內骨折塊內外側應變值也不斷增加，比較差異均有統計學意義（P＜0.05）。但各彎曲載荷下骨折塊內外兩側的應變值4組間比較差異均無統計學意義（P＞0.05）。見表 2。
表2
各彎曲載荷下4組骨折塊內外兩側的應變值（n=10，%，2.3 扭轉試驗
隨著扭矩不斷增加，各組內骨折塊內外側應變值也不斷增加，比較差異均有統計學意義（P＜0.05）。扭矩為10 N·m時，骨折塊內外兩側的應變值4組間比較差異均無統計學意義（P＞0.05）；但扭矩為20、50 N·m時，C、D組骨折塊內外側應變值均顯著高于A、B組，D組顯著高于C組，差異均有統計學意義（P＜0.05），A、B組間差異無統計學意義（P＞0.05）。見表 3。
表3
各扭矩下4組骨折塊內外兩側的應變值（n=10，%，3 討論
高能量創傷所致四肢長骨骨折發生率和復雜程度呈上升趨勢，長骨骨折的固定技術也不斷發展，生物學、微創骨折固定方法越來越為人們所接受。1990年Gerber等[13]首次提出“生物學固定”概念，即盡可能保持骨折處生物學完整性，盡可能維持和保護骨折周圍組織結構與血液循環，并在此基礎上提供有效力學結構和機械固定的骨折治療技術。不少學者在這些方面探索，發現不同固定方式對鋼板螺釘內固定的生物力學性能有不同程度影響。如T?rnkvist等[1]發現相同螺釘數量固定不同長度鋼板，鋼板越長內固定結構的穩定性越高；Sanders等[2]發現長鋼板用較少螺釘固定比短鋼板上使用較多螺釘固定相對有更好的生物力學特性，抗扭轉剛度主要是由兩骨折端固定的螺釘數量決定的；Ahmad 等[14]通過生物力學穩定性研究發現，鎖定鋼板與骨面的間隙＞5 mm 時，鋼板的軸向及扭轉強度均明顯下降，而＜2 mm時無明顯下降，由此建議鎖定鋼板與骨面間距不應超過2 mm。在切開直接復位外側置板治療股骨干骨折時，由于股骨外側平臺不平整或粉碎骨折復位不完全，會出現鋼板斜置的情況。隨著微創理論的發展和MIPO技術的使用，未充分軟組織剝離和間接置板技術導致了更多斜置鋼板病例出現。在臨床上居中放置以及調整鋼板角度有時非常困難，意味著將加大軟組織剝離，會導致出血量增大、手術時間延長、血栓形成風險增高、骨折不愈合及感染風險增高。斜置鋼板是否會對骨折固定的生物力學性能產生嚴重影響，多大角度斜置會導致固定失穩，調整鋼板位置是否必要，是我們面臨的問題。
Claes等[15]和McAllister等[16]在骨折愈合生物力學試驗中發現，膜內成骨僅發生于低應變和低流體靜壓處，這種力學環境能促進成骨細胞活化和增殖。Claes等[17]的在體有限元模型研究發現，應變 ＞5.3%時成骨細胞增殖減弱，超過4%的應變可使成骨細胞避開其應變刺激的主要軸線。許多實驗[18-22]表明骨折應變是影響骨折愈合的重要因素，Perren[23]通過生物力學研究證實，當骨折應變低于2%時不利于骨痂形成；當骨折應變增加（2%～10%）時，骨折通過間接方式發生愈合；而當骨折應變值過大（＞10%）時，則導致骨折部位發生骨吸收繼而形成骨折不愈合。而由于粉碎性骨折存在多個骨折塊，其骨折應變可被多個骨折間隙分擔，使其較簡單骨折能承受更大的應變值。本試驗通過對骨折模型加載3種不同類型和大小的力，通過對骨折端貼片應變的分析來判斷骨折固定的生物力學性能。
人體股骨受到壓縮、彎曲、扭轉的綜合應力，而這種綜合應力在實際中無法測量或表述，既往國內外生物力學試驗也是分別測量[11, 24-25]，無論哪種類型的力出現陽性結果均可視為是綜合應力產生的效果。由于術后肢體在功能鍛煉時會處于靜止站立、步行器輔助行走和完全負重行走3種狀態，所以本試驗將3種不同類型的力又分為3個水平[10, 12, 24-26]進行測試，分別代表 3種狀態模型所受的力。 試驗前首先應測量模型的破壞載荷，目的是保障模型重復利用而不受損壞。試驗測量值骨折應變是相對位移（ΔL）與原始骨折間隙長度（L）的比率，所以模型可重復使用，即使改變模型的受力類型和大小，也不用重新貼片。由于鋼板的彈性模量遠遠大于股骨模型的彈性模量，因此在模型受外力時，鋼板承擔主要的應力產生應變，股骨假體受到的應力被鋼板遮擋，所以其應變與鋼板應變一致[27-28]。骨折端的應變與內固定的材質和固定方式有關，而與假體材質關系不大，因此應用人工股骨仿真模型不會影響試驗數據。所以我們選用相同質量的人工股骨仿真模型排除模型差異對本試驗的干擾。
本研究結果顯示，隨著壓縮和彎曲載荷不斷增加，各組內骨折塊內外側應變值也不斷增加，提示臨床上從靜止站立到步行器輔助負重再到完全負重，骨折塊內外側的應變值也逐漸增加，當壓縮載荷和彎曲載荷分別達到1 800 N和1 000 N時（即我們認為完全負重情況下），骨折內側貼片應變超過10%，達到妨礙骨折愈合的應變上限。因此應避免在骨折未愈合前完全負重活動，但可早期（2～3個月）在步行器輔助下負重功能鍛煉。但各壓縮和彎曲載荷下骨折塊內外兩側的應變值4組間比較差異均無統計學意義，說明鋼板斜置對骨折應變不產生明顯影響。
隨著扭矩不斷增加，各組內骨折塊內外側應變值也不斷增加，提示臨床上從靜止站立到步行器輔助負重再到完全負重，骨折塊內外的應變值也逐漸增加。扭矩為10 N·m時，骨折塊內外兩側的應變值4組間比較差異均無統計學意義（P＞0.05）。當扭矩達20 N·m時，即使在步行器輔助負重運動下，C、D兩組骨折塊內外側應變在10%～15%之間，仍超過10%，說明鋼板斜置可能影響早期功能鍛煉；扭矩為50 N·m時，A、B兩組骨折塊內外側應變差異無統計學意義（P＞0.05），C、D兩組骨折塊內外側應變在17%～24%之間，遠超過10%，說明晚期（3個月以后）完全負重時，仍可能導致骨折術后再折或鋼板螺釘斷裂的情況。原因是在較大應力下，偏心固定可導致某些螺釘應力更集中，即骨折最近端和最遠端固定的螺釘受到異常較大的應力易導致螺釘失穩；Cheal等[29]研究也表明鋼板螺釘內固定最大負荷發生在骨折最近端和最遠端固定的螺釘上。Laurence等[30]通過實驗推斷位于骨折兩端最近的2個螺釘所受應力最大，Xu等[26]研究股骨骨折模型實驗也證實了這一點，并從理論上推斷任何位置增加螺釘固定均可能減少骨折最近端螺釘上的負荷。螺釘失穩后鋼板固定骨折的力學性能減弱，使骨折端產生較大應變。剪切和扭轉載荷產生剪應力，驅動成纖維細胞增殖為纖維組織，造成骨內部應力重分布，使骨折端的板層界面應力過于集中，不利于骨折愈合，并有可能直接破壞新生的毛細血管和骨痂[31]。
綜上述，本研究通過對股骨上不同角度斜置鋼板在不同應力下對骨折塊應變的測量，發現斜置鋼板＞10°會使骨折應變明顯加大，易導致骨折不愈合。但該結果是在仿真股骨模型固定的條件下獲取的，與臨床實際人體骨折環境及標本質量仍有差異，要取得接近人體實際的結果和數據，需用新鮮尸體股骨進行力學試驗和疲勞試驗。由于試驗方法限制，本試驗未完成對螺釘在骨內部所受應力的具體數值測量，有關研究仍有待進一步完善。
