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Biomaterials Research (2012) 16(1) : 40-44 Biomaterials Research C The Korean Society for Biomaterials 압박고나사의생역학적특성과골반골절정복을위한임상적의의 Biomechanical Properties of a Compression Hip Screw and Their Clinical Implications for Hip Fracture Fixation 하병조 1 최성훈 2 박상수 2 * Byung Jo Ha 1, Seong Hoon Choi 2, and Sangsoo Park 2 * 1 을지대학교피부관리학과, 2 의료공학과 1 Department of Dermatic Health Management, Eulji University, Seongnam, Korea 2 Department of Biomedical Engineering, Eulji University, Seongnam, Korea (Received January 26, 2012/Acccepted February 9, 2012) Load-displacement diagram of a compression hip screw (CHS) was obtained both by a mechanical method, as suggested in ASTM F384, and by a finite element analysis and the results were compared with each other. The two displacement values agreed with each other within 0.15 mm when the compression load was varied from 200 to 1,400 N. The study showed that maximum of 1.1 mm compression bending deformation of the CHS could occur when a patient stands on a single leg with the CHS, and that mechanical failure of the CHS could occur when the load exceeds 1,500 N. Good adhesion of the CHS with the femoral bone is required to prevent side effects of the procedure such as sliding and/or cut-off of the lag screw. Various techniques of surface treatment of the lag screw are suggested for better adhesion of CHS and femoral head. Key words: Femur, Compression Hip Screw, Finite Element Analysis, Compression Bending, Fracture Fixation 최 서 근평균수명의연장과노년층의증가로골다공증이있는노년층의대퇴골전자간골절이급격히증가하고있다. 이러한골절이발생하면보행제한으로인한전신적인합병증이발생할가능성이높기때문에, 가능한한조기에수술하고재활을실시하는것이치료원칙이다. 1) 수술치료시에는정확한해부학적정복및견고한내고정이필요하므로여러가지고정기구들이고안되어왔으며특히골절부위의압박력을얻을수있는압박고나사와생체역학적인장점이있는골수강내고정술이대표적이다. 2-5) 골절의치료에사용되는인체삽입용금속고정기구는인체내에서뼈를대신하여체중을지지해주는역할을하여야하므로, 충분한항복강도와피로강도를가져야하지만, 골절의완치후에는환자의편의를위하여그부피가최소화되어야할필요가있다. 따라서강도를극대화하면서부피를최소화하기위하여디자인을최적화하는과정이필요하며, 이과정은시제품을제작하여그강도를시험하거나, 유한요소해석법 (Finite Element Analysis; FEA) 을이용하여고정기구에가해지는응력 (Von Mises Stress) 를계산하는방법을통하여이 * 책임연락저자 : spark@eulji.ac.kr 론 루어진다. 6-8) 그중유한요소해석법은시제품을제작하는방법에비하여시간과비용을줄일수있으므로최근에많이이용되고있다. 압박고나사시술후, 골절부의유합이완성되기전에도환자는압박고나사를통하여체중을지탱할수있으므로조기보행이가능하다. 하지만압박고나사도체중에의한압축하중에의하여변형이일어날수있으므로압박고나사 - 대퇴골간의유착과골절부위의유합을방해할수있다. 본논문에서는압박고나사의압축변형을기계적방법및유한요소해석법으로모사하여측정하고비교하여그차이점을분석한후, 압박고나사의시술의부작용사례들과비교하여, 성공률을향상시키기위한방법들을논의하고자한다. 11-14) 재료및방법 압박고나사의구성대퇴골두와골간사이골절의정복에사용되는압박고나사를 3 차원그래픽으로표현하면 Figure 1 과같으며다음과같은부품들로구성되어있다. Barrel Plate(B): 지연나사 (lag-screw, L) 와압박나사 (compression screw, CP-S) 가결합되는원통형의바렐 (barrel) 은대퇴골두에삽입된다. 측면판 (side plate, S) 은대퇴골의골간에피질 40

압박고나사의생역학적특성과골반골절정복을위한임상적의의 41 한상판은표면경화강을사용하였다. 압박고나사의제작및시험에사용된재료의기계적성질은 Table 1 과같다. 제작된앵커 (anchor) 에바렐판을피질골나사로고정시키고, 고정된바렐판에지연나사를장착하여압박나사로고정하였다. 앵커에고정된압박고나사를만능시험기 (UTM) 로지연나사의상부를상판을통하여 load-control 방법에의하여 10 mm/min 의속도로압력을가하면서 Lever arm 의길이변형을측정하고하중 - 변형선도를그려 0.2% offset-line 과만나는점에서항복하중을측정하였다. 항복하중값과압박고나사의지레팔길이를곱하여압축굴곡강도를구하였다. Figure 1. Components of a CHS. L: Lag screw, B: Barrel plate, S: Side plate, CP-S: Compression screw, CR-S: Cortical screw. 골나사 (cortical screw, CR-S) 를통하여고정되며바렐과 135 도의각도를이룬다. 바렐의길이는 38 mm, 외경은 12 mm 이고, 측면판의길이는 90 mm, 폭은 20 mm 이며피질골나사 (CR-S) 를삽입하기위한홀이 4 개뚫려있다. Lag screw(l): 나사부분은대퇴골두에삽입되어고정되며, 하단은바렐의내부에서압축나사 (CP-S) 와결합되어당겨지면서전자간골절부위에서하중을지탱하는역할을한다. 전체길이는 80 mm 이고나사부위의직경은 12.5 mm, 원통부분의직경은 8mm 이다. Compression Screw(CP-S): 바렐내부에삽입된지연나사를당겨서조여주는역할을한다. 길이 36 mm, 직경은 4.4 mm 이다. Cortical Screw(CR-S): 피질골나사는 4 개가사용되며 Barrel Plate 의 4 개의홀에삽입되어압박고나사를대퇴골골간에고정시켜주는역할을하며길이는 40 mm, 직경은 4.5 mm 이다. 압박고나사의유한요소해석기계적시험과정을유한요소해석법으로모사하여하중과굴곡변형의관계를다음과같이연구하였다 1) Figure 2 에해당하는각각의구성품의 3 차원모델을간격없이서로연결하였다. ASTM F384 에서기재된바와같이 CHS 가고정될 Anchor 부분, CHS 를압박할수있는상판부분의 Jig 를 3D 모델링한후, CHS 3D 모델과결합하였다. 각각의구성품들은서로빈틈없이완벽하게밀착하여결합하는것으로가정하였다. 지연나사의나사산과지그상부압력판은아래쪽으로가해지는힘을전달할뿐이며마찰이없이미끄러지는것으로가정하였다. 2) 압박고나사전체를정사면체의형태로, 압박고나사와접하는 anchor 와상판부는정육면체형태로메쉬하여 66,938 개의 node, 37,556 개의 element 로구성하였다. 3) Anchor 의모든부분을 Fixed Support 로설정하고, 지그의헤드부와지연나사가접하는부위에 100 N 단위로 2000 N 까지힘을가할때, Lever arm 의길이변화와응력값을구하였다. 4) 유한요소해석에필요한각구성품의기계적특성은 Table 1 에정리한데이터를이용하였으며, 응력을가했을때 압박고나사의기계적시험 INSTRON-E3000 만능시험기를이용하여 ASTM F 384 의시험방법을적용하여시험하였다. 9) 압박고나사를지지하기위한 Anchor 는스테인레스스틸로제작하였고, 압력을가하기위 Table 1. Characteristics of the CHS components Component Material Young's Modulus (GPa) Poisson s ratio Barrel Plate Grade 2 Ti 102 0.34 Lag screw Ti6Al4V 113.8 0.342 Compression Screw Ti6Al4V 113.8 0.342 Cortical Screw Ti6Al4V 113.8 0.342 Anchor Part Structural Steel 200 0.3 Figure 2. Test configuration for compression displacement of a CHS. Vol. 16, No. 1

42 하병조 최성훈 박상수 일어나는압박고나사의변형은탄성변형으로해석하였다. 결과및고찰 기계적시험 ASTM F384 에서권장하는 Lever Arm 의길이는지연나사길이의약 80% 이다. 9) 본연구에서사용한 Lag Screw 의길이가 80 mm 이어서권장된 Lever arm 의길이는 64 mm 이며항복하중계산의편의를위하여 65 mm 가되도록지그를제작하였다. 세시편의하중 - 변형선도를 0.2% offset(65 mm 0.002 = 0.13 mm) 을적용하여측정한항복하중은 1482, 1217, 1348 N 으로평균값은 1349(± 133) N 이었다 (Table 2). 압축굽힘강도는 96, 79, 87 N-m 로평균값은 87(± 8) N-m 이었다. 세개의하중 - 변형선도의값들을평균한하중 - 변형선도는 Figure 4 에표시하였다. 유한요소해석법에의한시험지그의상판에가해지는하중을변화시키면서얻은 Lever arm 의길이변형의예는 Figure 3 에서와같이색깔로표현된다. 압박고나사의측면판은경골에고정되는것으로가정하 Table 2. Mechanical test of CHS Specimen Yield Compression Bending Strength # 1 1,482 N 96 N m # 2 1,217 N 79 N m # 3 1,348 N 87 N m Average 1,349(± 133) N 87(± 8) N m 므로변형이없으며, 지연나사의선단으로갈수록굴곡변형이증가하고최대변형은지연나사의선단부에서발생하는것을알수있다. 각각의하중에대한지연나사선단부의변형을 Table 3 에정리하고, 이값들을연결하여 Figure 4 에직선으로표시하였다. 유한요소해석에의한결과는재료의탄성계수를이용하여변형을측정하므로변형과하중이직선으로비례함을알수있다. 기계적시험에의하여얻어진결과는유한요소해석에의하여얻어진결과와다음과같은차이를보여주고있다. 1) 500 N 이하에서기계적하중에의한변형은유한요소해석의결과보다더크며, 특히 200 N 의하중이가해졌을때는기계적변형값이유한요소해석값보다 0.107 mm 더큰변형이일어난다. 이구간에서유한요소해석에서는모든부품들이완벽하게서로밀착되어있다고가정하나, 실제기계적시험에서는모든부품들이완벽하게밀착할수는없으며부품들상호간에미세한간격이존재할수있기때문에하중이가해지면그미세한공간들이밀착되면서변형이더크게일어 Table 3. Comparison of the results by a mechanical test and FEA Load, N Displacement(mm) FEA(A) Mechanical(B) (B-A), mm 200 0.377 0.484 0.107 400 0.755 0.800 0.045 600 1.132 1.105 0.027 800 1.509 1.423 0.086 1,000 1.886 1.748 0.138 1,200 2.264 2.117 0.147 1,400 2.641 2.556 0.085 1,600 3.018 3.384 0.366 Figure 3. Finite element analysis of a compression displacement represented by gray colors. Figure 4. Displacements of the compression hip screw by mechanical test (solid line) and finite elemental analysis (broken line with solid dots). Biomaterials Research 2012

압박고나사의생역학적특성과골반골절정복을위한임상적의의 43 나는것으로사료된다. 2) 하중이 500 N 이상으로증가하면반대로기계적시험에의한변형이유한요소해석값보다작은데, 이경우에는하중이집중되는지연나사선단의나사산부분이기계적압력을받는과정에서스트레스가집중되어압축되면서변형이작게일어나는것으로사료된다. 3) 1,400 N 이상에서는기계적변형이유한요소해석값보다다시커지기시작하는데, 그것은실험에사용한압박고나사의평균항복하중이 1,349 N 이므로그이상의하중이가해졌을때는압박고나사가하중에의하여영구적인소성변형을일으켜구부러지기때문이다. 유한요소해석에서는항복하중값을초기조건으로주지않았기때문에계속탄성변형을하는것으로해석하고있다. 위에서살펴본바와같이압박고나사의기계적특성은유한요소해석으로오차범위내에서예측가능하나실제측정값과는약간의차이가발생할수있다는점에주의하여야하겠다. 압박고나사의역학적성질을측정하기위하여문등은 6) Ball 타입의 Cam 과 Rail 베어링을이용하여 Lag screw 와압력을가하는부분사이의마찰을줄이는방법을사용하였다. 본연구에서는간단한표면강화강판을사용하여 Lag screw 가압력상판의표면을미끄러지게하는방법을사용하였다. 실험결과, 마찰에의한효과는대부분의하중구간에서큰영향을주지않았으나, 500 N 이상에서는측정값에영향을미치는것을알수있다. 임상적의의위의실험결과를이용하면환자가압박고나사를착용하였을때원활한재활을위하여주의해야할점을알수있다. 환자는처음에는목발을사용하지만, 점차적으로목발이없는상태로가벼운보행을하게되고, 재활기간이끝난후에는가벼운조깅까지도기대하게될것이다. 환자가보행하는경우를가정하면전체체중이한쪽다리에집중되게되며이때하지를제외한전체체중의약 85% 가압박고나사의지연나사상부에작용한다고볼수있다. 한쪽다리로서있을때, 대퇴골에가해지는응력은환자의체중뿐아니라, 고관절외전근및대퇴근막장근도영향을주지만, 체중이대퇴골두에서슬관절원위부로대퇴골간부의방향으로작용할때, 이들근육의영향을배제할수있으며, 본연구에서는이가정을적용하고자한다. 10) 환자의체중을 70 kg이라고가정하고, 한발로서있을때전체체중의 85% 에해당하는약 600 N의하중이고나사의상부에위치한지연나사의첨단에작용할것으로계산된다. 본연구의기계적실험및 FEA 계산의결과는이하중이작용할때압박고나사의상부가상하로약 1.1 mm의굴곡변형이일어날수있음을보여준다. 대퇴골두와지연나사가완전히유합되어있고, 또한골절부분도재유합이완성되어있다면이응력은압박고나사와대퇴골에분산하여수용되므로아무위험도초래하지않을것이다. 그러나, 두부분의유합이완전하지 않은경우에는응력이분산되지못하여, 지연나사가골두쪽으로과도하게이동하는활강 (sliding) 현상이발생하거나, 지연나사가대퇴골두를뚫고이동하는천공이발생할것으로예상된다. 11-14) 압박고나사시술후, 골절부의유합이완성되기전에도환자는조기보행이가능하기는하나, 보행시체중이압박고나사에작용하게되면굴곡변형을초래하여압박고나사와대퇴골두사이의유착을방해할것임을예상할수있다. 따라서압박고나사시술후초기재활단계에서과도한보행훈련은압박고나사의과도한활강등의부작용을초래할가능성이있음에주의하여야하겠다. 압박고나사시술후, 재활기간중의조깅이나뛰는행동은큰위험을초래할수있다. 조깅이나뛰는행동중에는체중의 3-4 배에해당하는하중이대퇴에작용할수있는데, 본연구에서측정된 CHS 의항복하중을넘어서기때문이다. 서등은 11) 압박고나사의설치후, 한예에서고나사의파손이있었다고보고하고있다. 본실험의결과에서보는바와같이압박고나사는 1,500 N 이상의하중에서는영구적인소성변형이일어날수있다. 1,500 N 은 70 kg 환자가한발로서있을때하중의약 2.5 배에해당하므로, 약간의조깅활동으로도쉽게도달할수있는하중이다. 그러므로압박고나사시술후, 추적검사에서완전한골유합이확인되기전에는조깅이나뛰는운동을제한해야할것이다. 압박고나사의시술후, 고나사와대퇴골두간에빠른시일내에유착이일어나고골절부위가완전히유합되어상체의체중이압박고나사와대퇴골에균등하게배분되도록하는것은압박고나사시술성공의중요한요인의하나라고할수있다. 압박고나사와대퇴골사이의유합이완전히이루어지지않은상태에서걷거나뛰는행동은압박고나사의굴곡변형을초래하여, 고나사와대퇴골사이의유착을지연시키고고나사의대퇴골천공가능성을증가시킬것으로예상된다. 골다공증을동반한불안정성대퇴골전자간골절의경우에는 4-16.5% 에이르는다양한고정실패율들이보고되었으며 Laros 와 Moore 는골다공증이있는경우내고정실패확률이높다고하였다. 11-12) 골다공증이있는환자에서는다공의존재로인하여골실질과압박고나사의실제접촉면적이작을것으로예상할수있다. 또한골재생이원활하지못하여압박고나사와대퇴골사이의유착의진행이매우느릴것으로예상되며시간이지난후에도둘사이의유착이완전하지못할가능성이높다. 이러한상태에서는보행이나가벼운운동을통해서가해지는응력이반복적으로작용하여대퇴골천공이발생할가능성을높힐것으로예상된다. 위에서살펴본바와같이대퇴골두와압박고나사사이의완전한유착은압박고나사의시술성공률을높이기위하여매우필요하다고사료된다. 대퇴골과압박고나사의유착가능성을향상시키기위하여대퇴골두와접촉하는압박고나사의지연나사및바렐부를표면처리하여골유합을촉진시킬필요가있다. 티타늄은생체적합성이뛰어난재료이기는하나골과의유착을더욱촉진시키기위한표면처리기술이인공관절과인 Vol. 16, No. 1

44 하병조 최성훈 박상수 공치근분야에서많이개발되어사용되고있다. 15-17) 골유합을촉진시키기위한첫번째과정은티타늄의표면의거칠기를증가시키는것이다. 신생골과의밀착력향상을위하여접촉면적의증대를위한표면거칠기 (roughness) 를증대시킬수있도록표면형태를제어할필요성이있으며이방법에는 shot blast 처리, 에칭처리, 다공질화, 양극산화법, 티탄플라스마분사법등이있다. 두번째방법은티타늄의표면에골유착을유도하기위하여세라믹으로코팅하여골아세포의부착을용이하게하는방법인데, 박막재료의반도체기판제조에많이이용되는 PVD(physical vapor deposition) 법, PLD(pulsed laser deposition) 법, IBDM(ion beam dynamic mixing) 법, 스퍼터링 (sputtering) 법등과같은방법을응용할수있다. 세번째로압박고나사와접촉하는골두부분의골형성을촉진시키기위하여지연나사와바렐의표면에골형성단백질 (bone morphogentic proteins, BMP) 등을코팅하여대퇴골두에전달되도록하는방법도연구가필요하다. 18-20) 결 본연구에서는압박고나사의압축하중에의한변형을기계적시험과유한요소해석법에의하여측정하고서로비교하였다. 두가지시험방법에의한결과는서로 0.15 mm 의범위내에서일치하였다. 압박고나사의굴곡변형은한발로서있을때발생하는생리적하중에의하여최대 1.1 mm 까지발생할수있으며이굴곡변형의반복은압박고나사와대퇴골두사이의유착및대퇴골골절부의재유합을방해할수있으므로주의하여야한다. 고나사시술의성공률을향상시키기위해서는고나사와대퇴골두의유착을촉진시킬수있는표면처리기술의적용이필요하다고사료된다. 론 감사의글 본연구는지식경제부가주관하는을지대학교바이오메디테크지역혁신센터의지원에의해서수행되었으며이에감사를드립니다. 참고문헌 1. B. W. Min and K. J. Lee, Treatment of intertrochanteric fracture: dynamic hip screw, J. Kor. Fracture Soc., 22, 51-55 (2009). 2. R. P. Mashru and E. A. Perez, Fractures of the distal femur:current trends in evaluation and management, Curr. Opin. Orthop., 18, 41-48 (2007). 3. A. Marti, C. Fankhauser, A. Frenk, J. Cordey and B. Gasser, Biomechanical evaluation of the less invasive stabilization system for the internal fixation of distal femur fractures, J. Orthop. Trauma, 15(7), 482-487 (2001). 4. P. H. Chung, C. S. Hwang, S. Kang, et al., Comparison of IMHS (Intramedullary Hip Screw) and compression hip screw in treatment of unstable intertrochanteric fracture of the femur, J. Kor. Hip Soc., 16(1), 63-70 (2004). 5. J. Zou, Y. Xu and H. Yang, A comparison of proximal femoral nail anti-rotation and dynamic hip screw devices in trochanteric fractures, J. Int. Med. Res., 37(4), 1057-1064 (2009). 6. S. J. Moon, H. S. Lee, S. C. Jun, T. G. Jung, S. Y. Ahn, H. Lee and S. J. Lee, Changes in mechanical strength of compression HIP screws in relation to design variations - a biomechanical analysis J. Biomed. Eng. Res., 26(2), 123-127 (2005). 7. S. H. Choi, S. S. Park, S. Y. Kim, H. Yeom, and S. Park, Design of clavicle reconstruction plate : dependence of biomechanical strength on plate thickness, Biomaterials Research, 13(4), 117-120 (2009). 8. N. Efstathopoulos, V. S. Nikolaou, F. N. Xypnitos, D. Korres, I. Lazarettos, K. Panousis, E.N. Kasselouris, D.T Venetsanos and C.G. Provatidis, Investigation on the distal screw of a trochanteric intramedullary implant (Fi-nail) using a simplified finite element model, Injury, 41(3), 259-265 (2010). 9. Standard specifications and test methods for metallic angled orthopedic fracture fixation devices: annual book of ASTM standards, 13(1), Designation: F384-00. 10. F. A. Mourtada, T. J. Beck, D. L. Hause, C. B. Ruff and G. Bao, Curved beam model of the proximal femur for estimating stress using dual-energy X-Ray absorptiometry derived structural geometry, J. Orthop. Res., 14, 483-492 (1996). 11. D. H. Suh, S. B. Han and J. W. Kang, Analysis and management of failed intertrochanteric fracture fixation, J. Korean Hip. Soc., 19(2), 82-88 (2007). 12. G. Laros and J. Moore, Complication of fixation in intertrochanteric fractures, Clin. Orthop., 101, 110-119 (1974). 13. U. S. Yoon, J. S. Kim, J. S. Seo, J. P. Yoon and S. Y. Baek, Analysis of the causes for failed compression hip screws in femoral intertrochanteric fracture and hip reconstruction operation, J. Kor. Fracture Soc., 23(3), 270-275 (2010). 14. Y. S. Kim, S. Y. Kwon, S. K. Han, B. Y. Sung and N. Y. Choi, Factors affecting fixation failure in treatment of intertrochanteric fracture of the femur by dynamic compression hip screw, J. Korean Hip. Soc., 20(1), 19-26 (2008). 15. J. D. Shim and H. K. Seo, A state of the art on research and development of biomedical titanium alloys, Biomaterials Research, 15(4), 176-183 (2011). 16. S. W. Chae, S. C. Ryu, D. W. Han, Y. H. Hwang, and J. b. Lee, Hydroxyapatite coating on titanium fixtures by using dry-dipping and heating method, Biomaterials Research, 14(4), 151-156 (2010). 17. Y. H. Kim, Making and dual-surface treatments of the porous Ti implants for rapid osseointegration, Biomaterials Research, 15(1), 7-11 (2011). 18. J. L. Ong, H. L Cardenas., R. Cavin and D. L. Carnes, Osteoblast responses to BMP-2-treated titanium in vitro, Int. J. Oral. Maxillofac. Implants. 12(5), 649-54 (1997). 19. E. A. Wang, V. Rosen, J. S. D Alessandro, M. Bauduy, P. Cordes and T. Harada, Recombinant human bone morphogenetic protein induces bone formation, Proc. Natl. Acad. Sci., 87, 2220-2224 (1990). 20. I. Han, K. S. Hong, K. H. Choi, S. J. Kim, J. C. Park, and S. W. Shin, Surface activated titanium by sodium hydroxide treatment for bioactive material coating (rhbmp-2), Biomaterials Research, 14(3), 124-130 (2010). Biomaterials Research 2012