骨盆骨折多由高处坠落、交通事故等高能量损伤引起，占全身骨折的3%～8%。Tile C型骨折是垂直旋转不稳定骨折，常伴有休克或器官损伤；尽管仅占所有骨盆骨折的 0.34% ，但死亡率可达到 31%。这类骨盆骨折的治疗一直是创伤骨科领域争论不休的难点。这类骨折由于骨盆前后环结构破坏，骨盆不对称且不稳定，简单的保守治疗通常不能取得良好的效果。大多数学者建议早期手术恢复骨盆环的稳定性，促进功能恢复，减少并发症的发生。文献报道了一种微创骨盆前内固定器（INFIX）或前皮下骨盆内固定器（ASPIF），包括在髋臼皮下放置钛棒和椎弓根螺钉，以确保前环的结构稳定性。INFIX 技术在治疗前部损伤的不稳定骨盆骨折的灵活性、舒适性和生物力学稳定性方面优于前骨盆外固定装置 (EXFIX)，并消除了针道感染的并发症。前路椎弓根螺钉技术已被采用，既可以作为垂直不稳定骨盆骨折的临时固定，也可以作为结合不同后路入路的最终治疗。
骨盆后环不稳定有许多根治性治疗方法，包括经皮骶髂关节螺钉、前 SIJ 钢板、后张力带钢板、经髂螺钉、可调微创钢板、脊柱骨盆固定 (SPF) 和三角接骨术 (TOS) 技术。经髂内固定器 (TIFI) 是一种通过在两个髂后上棘中放置椎弓根螺钉以及穿过骶骨后中线的横杆来稳定骨盆后部的新技术。TIFI 治疗骨盆后部损伤的临床和生物力学研究已有报道，治疗适应症包括所有类型的单侧骶骨骨折和 SIJ 脱位。在生物力学方面，一些人发现 TIFI 在治疗骨盆后环单侧骶骨骨折方面并不逊色于骶髂螺钉和钢板 。然而，当仅使用一种 SIJ 脱位模型时，TIFI 在生物力学测试中不如其他固定方法。需要进一步的生物力学和临床研究，因为所使用的测试方法、模型和材料各不相同且未标准化。
在一项前路 INFIX 技术的生物力学研究中，螺钉数量越多，稳定性越好。尽管如此，本研究并未比较耻骨损伤侧和健康侧两种螺钉固定方式的生物力学差异。同时，本研究未切除骨盆损伤侧韧带，用SI螺钉固定骨盆后环。此外，我们没有发现前路INFIX技术联合后路TIFI技术治疗Tile C骨盆骨折的生物力学研究，也没有找到任何关于椎弓根螺钉直径是否影响不稳定骨盆环的固定效果的生物力学报道。 这些未知之处还需要我们进一步深入研究和探索。
本研究采用有限元（FE）方法评估分析不同置钉方式和直径的椎弓根螺钉治疗不稳定型Tile C1骨盆骨折的生物力学稳定性，并与重建钢板内固定进行比较。从生物力学角度验证了前路INFIX技术联合后路TIFI技术治疗不稳定骨盆骨折的可靠性。此外，该研究结果为临床治疗中选择最佳螺钉放置方法和螺钉直径提供了参考。
模型 3 采用两块 4 孔重建钢板固定左侧 SIJ 前侧，一块 8 孔重建钢板固定左侧耻骨上支骨折（图2）。在模型 4-15 中，从双侧髂后上棘 (PSIS) 到髂前下棘 (AIIS) 的方向插入两个椎弓根螺钉，从双侧 AIIS 到 PSIS 的方向插入两个椎弓根螺钉。
根据耻骨区加钉方式的不同，将骨盆前环固定分为：耻骨区加钉2枚（方法1），耻骨区损伤侧加钉1枚（方法2） ，耻骨健侧加1个螺钉（方法3），耻骨区不加螺钉（方法4）。四种椎弓根螺钉置入方法如图所示图3。每种螺钉放置方法均使用直径为 6.5 mm (D1)、7.0 mm (D2) 和 8.0 mm (D3) 的螺钉。
图2前路重建钢板固定治疗Tile C1骨盆骨折的FE模型。
(A) 重建钢板固定的有限元模型的前视图。(B) 由重建钢板固定的有限元模型的后视图。
载荷和边界条件在 Ansys Workbench 16.0 软件中设置。耻骨支断裂界面定义为摩擦约束，摩擦系数为 0.3，其他接触界面定义为约束约束，限制切向位移和法向位移。
固定髋臼六个自由度，模拟双腿站立状态。在骶骨上表面施加500 N的垂直向下载荷，模拟上身重量，模拟站立状态下的受力，观察骨盆的von Mises应力和位移分布。
双腿站立状态下，正常骨盆位移分布左右对称，以骶正中嵴为中心，呈逐渐减弱的波浪形向外传导。
髂骨的最大位移发生在髂骨翼的后上方，呈波浪线向耻骨联合逐渐减小。
图 4正常骨盆模型的位移和 Von Mises 应力分布。
(A) 垂直载荷下正常骨盆模型的位移分布。(B) 垂直载荷下正常骨盆模型的 Von Mises 应力分布。
双腿站立时，两侧正常骨盆应力分布基本对称，整体最大应力为14.8 MPa，发生在坐骨大切迹附近。应力主要集中在坐骨大切迹与弓形线之间、髋臼前上、后上。
其中一个应力沿坐骨大切迹传递到坐骨支（骨盆后弓）；另一个沿弓形线传递到耻骨支（骨盆前弓）（图 4B）。
本研究的最大应力值与 Lee 等人报道的结果相似，其中骨盆皮质骨在 500 N 垂直载荷下的等效应力值为 13.5~25.7 MPa。
图 5钢板固定的骨盆模型各部件的位移分布。
(A) 钢板固定骨盆模型在垂直载荷下的位移分布。(B) 钢板固定的骨盆模型髂骨在垂直载荷下的位移分布。(C) 钢板固定的骨盆模型钢板和螺钉在垂直载荷下的位移分布。
在椎弓根螺钉系统固定模型（模型 4-15）中，模型 7 的整体位移最大（ 779.48×10-3 mm），是正常骨盆的 4.28 倍。相反，Model 12 的整体最大排量最小（691.06×10-3mm)，是正常骨盆的 3.79 倍。4～15型整体最大位移值均大于钢板固定型，最大差异小于0.2mm。
所有椎弓根螺钉系统固定模型的髂骨最大位移均小于钢板固定模型。椎弓根螺钉系统固定模型中，除7型外，耻骨支骨折最大位移均小于钢板固定模型，但差异均小于0.01 mm。
所有椎弓根螺钉系统固定模型的内固定最大位移发生在骨盆后侧伤侧椎弓根螺钉连接处，后路固定杆的位移分布从伤侧向健侧、从端帽向尖端逐渐减小。内固定的最大位移小于钢板固定模型。
在相同的骨盆前环螺钉置入情况下，整个骨盆、髂嵴、耻骨支骨折和内固定的最大位移为：D1>D2>D3。
在椎弓根螺钉直径相同的情况下，骨盆整体最大位移、髂嵴、耻骨支骨折和内固定情况依次为：方法1<方法2<方法3<方法4（图1）内固定的最大位移小于钢板固定模型。在相同的骨盆前环螺钉置入情况下，整个骨盆、髂嵴、耻骨支骨折和内固定的最大位移为：D1>D2>D3。
在椎弓根螺钉直径相同的情况下，骨盆整体最大位移、髂嵴、耻骨支骨折和内固定情况依次为：方法1<方法2<方法3<方法4（图1）（图 6和7).
图 6垂直载荷下椎弓根螺钉固定骨盆模型的位移分布。
(A) 模型 4. (B) 模型 5. (C) 模型 6. (D) 模型 7. (E) 模型 8. (F) 模型 9. (G) 模型 10. (H) 模型 11. (I ) 模型 12。(J) 模型 13。(K) 模型 14。(L) 模型 15，(M) 骨盆模型与三种直径和四种固定方法的椎弓根螺钉在垂直载荷下的最大位移比较。(A) 模型 4. (B) 模型 5. (C) 模型 6. (D) 模型 7. (E) 模型 8. (F) 模型 9. (G) 模型 10. (H) 模型 11. (I ) 模型 12。(J) 模型 13。(K) 模型 14。(L) 模型 15，(M) 骨盆模型与三种直径和四种固定方法的椎弓根螺钉在垂直载荷下的最大位移比较。
图 7不同直径和固定方式的椎弓根螺钉固定模型的位移比较。
(A) 用椎弓根螺钉固定的骨盆模型髂骨在垂直载荷下的位移分布。(B) 骨盆模型髂骨与三种直径和四种固定方式的椎弓根螺钉在垂直载荷下的最大位移比较。(C) 三种直径和四种固定方式的椎弓根螺钉骨盆模型耻骨支骨折在垂直载荷下的最大位移比较。(D) 垂直载荷下椎弓根螺钉固定骨盆模型后环椎弓根螺钉的位移分布。(E) 骨盆模型后环椎弓根螺钉与三种直径、四种固定方式的椎弓根螺钉在垂直载荷下的最大位移比较。
图 8钢板固定的骨盆模型各部件的 Von Mises 应力分布。
(A) 在垂直载荷下用钢板固定的骨盆模型的 Von Mises 应力分布。(B) 垂直载荷下用钢板固定的骨盆模型髂骨的 Von Mises 应力分布。
椎弓根螺钉固定模型（模型4-15）的整体最大应力也是髂骨的最大应力，均发生在伤侧坐骨大切迹附近。Model 7整体最大应力最大（14.6 MPa），Model 12整体最大应力最小（12.7 MPa）；模型4-15的整体最大应力小于正常骨盆模型和钢板固定模型。
内固定最大应力发生在椎弓根螺钉与骨盆后环损伤侧髂骨交界处。模型 7 的内固定应力最大（13.23 MPa），模型 12 的整体最大应力最小（11.7 MPa）；其值远小于钢板固定模型。
在相同的骨盆前环螺钉置入的情况下，整个骨盆（髂骨）和内固定的最大应力为：D1>D2>D3。
在相同直径的椎弓根螺钉置入情况下，整个骨盆（髂骨）和内固定的最大应力排序为：方法1<方法2<方法3<方法4。椎弓根螺钉固定模型和椎弓根螺钉模型与钢板固定模型之间的耻骨支小于 1 MPa（图 9和10)。
图 9垂直载荷下椎弓根螺钉固定骨盆模型的 Von Mises 应力分布。
(A) 模型 4. (B) 模型 5. (C) 模型 6. (D) 模型 7. (E) 模型 8. (F) 模型 9. (G) 模型 10. (H) 模型 11. (I ) 模型 12。(J) 模型 13。(K) 模型 14。(L) 模型 15。
图 10不同直径和固定方式的椎弓根螺钉固定模型的 Von Mises 应力比较。(A) 垂直载荷下用椎弓根螺钉固定的骨盆模型髂骨的 Von-Mises 应力分布。(B) 骨盆模型髂骨与三种直径和四种固定方式的椎弓根螺钉在垂直载荷下的最大 Von-Mises 应力比较。(C) 垂直载荷下用椎弓根螺钉固定的骨盆模型后环椎弓根螺钉的 Von-Mises 应力分布。(D) 骨盆模型后环椎弓根螺钉与三种直径、四种固定方式的椎弓根螺钉在垂直载荷下的最大 Von-Mises 应力比较。
垂直旋转不稳定骨盆骨折的理想治疗方法仍然存在争议，因为确定最佳治疗方法是一个多因素过程。随着内固定器械的创新和微创理念逐渐受到关注，在提供足够的生物力学稳定性的同时，减少软组织创伤、缩短手术时间、减少手术暴露引起的医源性神经和血管损伤的技术也成为了人们关注的话题。SI螺钉内固定是目前治疗治疗不稳定型骨盆骨折流行的后路固定方法，但该固定方法存在技术要求高、透视重复、血管和神经损伤率高等缺点。
SIJ前路钢板固定是治疗不稳定型骨盆后环损伤的标准方法之一，但需要切开复位，广泛的软组织剥离容易导致盆腔大出血、感染等并发症。后张力带钢板固定减少了术中透视时间和神经或血管损伤的风险，并且可以达到类似于SI螺钉固定的功能效果。然而，在操作过程中，有时很难实现板的正确弯曲。板的反复弯曲可能会降低其强度，甚至损坏螺纹孔的螺纹。广泛的软组织剥离很容易导致盆腔大出血和感染等并发症。后张力带钢板固定减少了术中透视时间和神经或血管损伤的风险，并且可以达到类似于SI螺钉固定的功能效果。然而，在操作过程中，有时很难实现板的正确弯曲。板的反复弯曲可能会降低其强度，甚至损坏螺纹孔的螺纹。广泛的软组织剥离很容易导致盆腔大出血和感染等并发症。后张力带钢板固定减少了术中透视时间和神经或血管损伤的风险，并且可以达到类似于SI螺钉固定的功能效果。然而，在操作过程中，有时很难实现板的正确弯曲。板的反复弯曲可能会降低其强度，甚至损坏螺纹孔的螺纹。
我们认为用椎弓根螺钉系统固定前后骨盆环可以获得足够的机械稳定性。钢板固定模型的整体稳定性略高于椎弓根螺钉固定模型，与骨盆前环骨折的稳定性相近。但SIJ前路钢板固定导致整个骨盆的应力过度集中在骶侧钢板与螺钉的交界处，这也在一定程度上增加了钢板螺钉失效的风险。椎弓根螺钉系统固定模型的髂骨和内固定稳定性高于钢板固定模型，我们认为这是由于固定在髂骨致密骨区域的椎弓根螺钉直径大和椎弓根长所致。杆，以及长螺钉引起的应力分散。本研究中椎弓根螺钉固定系统内固定器受力主要集中在骨盆后环损伤侧的螺钉端帽上。手术中螺钉端盖未拧紧，容易导致螺钉松动，引起植入失败。
本研究的局限性如下：
1. 由于难以找到匹配和可靠的肌肉力量数据，我们的研究模型没有考虑肌肉力量和滑膜状况对骨盆稳定性的影响。
2. 股直肌、缝匠肌、髂肌、臀大肌和腘绳肌等肌肉被认为与 SIJ 强制闭合有关，这些肌肉通过适当的杠杆臂影响 SIJ 运动。由于这些肌肉力量被忽略了，我们只评估了两条腿站立时的骨盆稳定性，而不是单腿站立时最不稳定的情况，因为这些肌肉在提供躯干和 SIJ 稳定性生物力学优势方面具有更大的作用。
3、我们的研究探索了一种学习曲线短、创伤小、并发症少、机械稳定性足够的Tile C1骨盆骨折的治疗方法，而不是寻找最稳定的治疗方法。
根据我们的数据，前路 INFIX 联合后路 TIFI 治疗 Tile C 骨盆骨折获得了与钢板固定类似的足够生物力学效果，使其成为其他植入物的合适替代品。在椎弓根螺钉固定治疗中，椎弓根螺钉的直径和数量越大，骨盆稳定性越好，且置于耻骨区损伤侧的螺钉比置于健康侧的螺钉的稳定性更大，也为临床合理选择椎弓根螺钉置入方式和直径提供了生物力学参考。
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