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【摘要】通過計(jì)算機(jī)三維有限元方法，了解在應(yīng)力狀態(tài)下不同材料的人工髖關(guān)節(jié)假體組合對(duì)骨界面的應(yīng)力分布規(guī)律，從生物力學(xué)角度為人工髖關(guān)節(jié)的臨床應(yīng)用和設(shè)計(jì)制造提供有益的參考。［方法］采用三維有限元法對(duì)全髖置換前后進(jìn)行單髖站立生物力學(xué)測(cè)試，分析假體植入前后股骨和髖臼總體的應(yīng)力模式和植入后各種組合的假體對(duì)骨界面的應(yīng)力分布規(guī)律。［結(jié)果］1、各種假體置換后等效應(yīng)力（vonMises）峰值均位于假體遠(yuǎn)端相應(yīng)股骨區(qū)域，但應(yīng)力峰值有所下降，以股骨距區(qū)下降最為明顯，遮擋率最大，而以彈性模量較鈦合金低的CFR/PSF作為柄的股骨的相應(yīng)區(qū)域的遮擋率較低。2、各種組合的假體對(duì)股骨界面的應(yīng)力從近端至遠(yuǎn)端均呈逐漸增高趨勢(shì)，而對(duì)于相同的柄比較而言，不管是金屬-金屬、陶瓷-陶瓷、陶瓷-聚乙烯還是金屬-聚乙烯組合，其相應(yīng)界面應(yīng)力值無明顯差別（P>005），但以CFR/PSF作為柄對(duì)股骨相應(yīng)界面存在較高的應(yīng)力。3、置換前在髖臼頂穹部存在較高應(yīng)力，并逐漸向周圍遞減；置換后應(yīng)力主要集中在髖臼的周邊區(qū)域，但從髖臼頂部→后下→前下呈逐漸遞減趨勢(shì)；而在相同區(qū)域的不同組合其界面應(yīng)力值無明顯差別（P>005）。［結(jié)論］1、各種假體植入后均在股骨距處形成較高的應(yīng)力遮擋，而用彈性模量較低的CFR/PSF作為柄，其股骨相應(yīng)區(qū)域的應(yīng)力遮擋率較低，但股骨相應(yīng)界面應(yīng)力較大，而界面應(yīng)力過大是產(chǎn)生假體微動(dòng)主要因素。2、股骨界面從近端至遠(yuǎn)端呈逐漸增高趨勢(shì)的應(yīng)力規(guī)律符合該假體的設(shè)計(jì)原理；相同假體柄的不同組合其股骨和髖臼相應(yīng)界面應(yīng)力值無明顯差別，實(shí)驗(yàn)表明力學(xué)因素并不是選擇假體組合的主要標(biāo)準(zhǔn)。

【關(guān)鍵詞】髖假體應(yīng)力物理生物力學(xué)有限元

Abstract［Objective］Tostudythestressdistributionruleofartificialhipprothesiscombinedwithdifferentmaterialsunderthestresscondition,withthehelpofthree-dimesional(3D)finiteelementanalysis(FEA)［Methods］1Three-dimesional(3D)finiteelementanalysiswasusedtotestbiomechanicsoftotalhipreplacementbysinglepelvicstandingGlobalstressmodeoffemurandacetabularofprosthesisimplantationandstressdispositionofprosthesisexertionontheboneinterfacewerealsomeasured［Results］Equivalentstresspeakvaluealllocatedatthedistalendofcorrespondingfemoralboneareaaftervariouskindsofprostheticreplacement,butdecreasedtosomeextent,mostobviouslyinthecalearfemorale,withthemaximumdodgerateThedodgerateoffemurwaslowerincorrespondingareathatusedCFR/PSFashandlewhichelasticmoduluswaslowerthanthatofTialloy2Stressofdifferentkindsofprosthesisincreasedgraduallyonfemoralboneinterfacefromproximaltoremoteend,butthestressvalueofcorrespondinginterfacehadnodifferenceinthesameareawiththesamematerialprosthesis(P>005)ThecorrespondinginterfaceshowedhigherstresswhenuseCFR/PSFashandle3Beforethereplacement,higherstressforcewasfoundinthefornixofacetabulartop,anddecreasedgraduallytowardaroundAfterthereplacement,thestressforceconcentratedintheperimeterareaofacetabular,anddecreasedfromtopareatoposteroinferiortoanteroinferiorThestressvalueofcorrespondinginterfaceindifferentcombinationinthesameareahadnodifference(P>005)［Conclusion］1ItshowesahigherstressdodgeinthecalcarfemoraleafterusingvariouskindsofprosthesisimplantationAfterusingCFR/PSFoflowerelasticmodulusashandle,thestressdodgerateislowerinfemur,buttheinterfacestressishigher,andthisisthemainfactorandreasonfortheprosthesisloosening2ThestressforcerulemeetsthedesignprinciplethatthestressforcedecreasesgraduallyintheboneinterfacefromproximaltodistalThestressvalueindifferentcombinationofsameprosthesishandlehasnosignificantdiffe

rence,thatshowesmechanicalfactorisnotthemainstandardforselectingprosthesiscombination

Keywords：hipprosthesis;stressforce/physics;biomechanics/finiteelement

全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)（totalhipreplacement，簡稱THR）是公認(rèn)的治療髖關(guān)節(jié)疾病的安全有效的方法。但是，無菌性松動(dòng)仍然是影響人工關(guān)節(jié)長期使用的主要原因。人們先后提出"骨水泥病、微粒病"的概念。學(xué)者們發(fā)現(xiàn)在眾多的相關(guān)因素中，機(jī)械力學(xué)因素是造成假體松動(dòng)的主要原因之一［1］。然而，對(duì)于相同的假體柄而言，使用金屬對(duì)金屬、陶瓷對(duì)陶瓷、陶瓷對(duì)聚乙烯或者金屬對(duì)聚乙烯組合，其假體對(duì)骨界面的應(yīng)力是如何呢？這些力學(xué)因素是否是我們選擇不同組合的標(biāo)準(zhǔn)呢？這將是本文研究的重點(diǎn)內(nèi)容。

三維有限元法作為生物力學(xué)一種先進(jìn)的實(shí)驗(yàn)方法，可以測(cè)量骨與假體的應(yīng)力分布，并能對(duì)實(shí)驗(yàn)條件進(jìn)行控制和模擬人體的生物力學(xué)條件，并且已有眾多學(xué)者采用此種方法成功進(jìn)行全髖置換的研究［2~4］。因此，作者采用三維有限元分析方法，來探討不同材料假體組合對(duì)非骨水泥型人工髖關(guān)節(jié)置換術(shù)后骨界面的應(yīng)力分布規(guī)律，為人工髖關(guān)節(jié)的臨床應(yīng)用和設(shè)計(jì)制造提供有益的參考。

1材料與方法

11模型的設(shè)計(jì)與建立

選擇一例50~60歲的股骨頸骨折行人工髖關(guān)節(jié)置換術(shù)的病例，術(shù)前先行患髖及相應(yīng)股骨中上段CT平掃，采用Super-sap軟件建立全髖置換前三維有限元模型。普魯斯(Plus)公司提供假體樣品，以EP-FIT壓配式球形臼、PE標(biāo)準(zhǔn)襯、鈷鉻鉬合金球頭、SL鈦合金柄為原模型。用千分卡尺對(duì)假體進(jìn)行坐標(biāo)測(cè)繪，模擬骨整合后的界面狀態(tài)，將假體與骨界面節(jié)點(diǎn)的自由度進(jìn)行耦合，建立假體植入后的三維有限元模型。通過改變假體的材料參數(shù)，彈性模量、泊松比制造8種置換后模型。整個(gè)實(shí)驗(yàn)共建立9個(gè)模型。節(jié)點(diǎn)和單元數(shù)如表1所示。

表1模型節(jié)點(diǎn)單元?jiǎng)澐智闆r（個(gè)）髖臼骨部分股骨部分假體部分節(jié)點(diǎn)單元節(jié)點(diǎn)單元節(jié)點(diǎn)單元置換前5204122102198100置換后478382189714593267301512模型命名分組

按照不同材料組合，分別命名為PCA（PE-鈷鉻鉬合金；其中P代表超高分子量聚乙烯內(nèi)襯、C代表鈷鉻鉬合金球頭、T代表Al2O3陶瓷、A代表鈦合金柄，以下類同）、PTA（PE-陶瓷）、TTA（陶瓷-陶瓷）、CCA（鈷鉻鉬合金-鈷鉻鉬合金）。另假設(shè)以復(fù)合材料CFR/PSF作為柄的各種組合，分別命名為PCF（F代表CFR/PSF）、PTF、TTF、CCF；而置換前命名為ZHQ。

13材料參數(shù)

上述各模型涉及的各種材料均簡化為同性的均質(zhì)線彈性材料。由于SL柄與股骨髓腔相匹配，近端（大粗隆附近）主要與松質(zhì)骨接觸，柄下端使假體柄表面與股骨小粗隆以下的皮質(zhì)骨相接觸，與骨腔固定的位置主要在髓腔的狹部及骨干髓腔。因此對(duì)股骨嚴(yán)格區(qū)分皮質(zhì)骨與松質(zhì)骨。而髖臼只考慮與臼杯接觸的部分，置換前主要是髖臼軟骨和軟骨下骨（皮質(zhì)骨）；置換后主要是松質(zhì)骨。為了較真實(shí)模擬置換后人工股骨頭與內(nèi)襯間相互運(yùn)動(dòng)情況，在其兩者之間應(yīng)加一種接近髖關(guān)節(jié)滑液性質(zhì)的物質(zhì)，作者以泊松比為0499［5］的組織替代。各材料參數(shù)均采用相關(guān)文獻(xiàn)［4、6］及由Plus公司提供。表2所示。表2組織材料參數(shù)組成彈性模量向

人工髖關(guān)節(jié)置換后，承受的載荷有兩類，即人體的體重及運(yùn)動(dòng)時(shí)的載荷，單足站立時(shí)的情況是比較典型的［7~9］。該患者體重為72kg，單髖站立位時(shí)為60kg（5/6×72），經(jīng)骶髂關(guān)節(jié)向下作用于股骨頭，關(guān)節(jié)合力通過股骨頭中心。根據(jù)骨盆力學(xué)原理，作用于股骨大轉(zhuǎn)子上的外展肌力Fm’，其載荷大小為Fm’=3bw，外展肌力Fm與水平軸大約為60°（圖1）。據(jù)力矩平衡作用在股骨頭上的力T2=Ty+Tz；Ty=Fm’+bw；Tz=cos60Fm；Fm=Fm’／sin60。根據(jù)等效應(yīng)力原理我們將髖關(guān)節(jié)載荷加載于模型中髖臼骨表面及大粗隆相應(yīng)區(qū)域，從而將力均勻的傳遞至髖關(guān)節(jié)。

圖1單髖受力示意圖及股骨分區(qū)簡圖15統(tǒng)計(jì)方法

為量化分析假體對(duì)骨界面應(yīng)力及股骨近端應(yīng)力，將髖臼分為臼頂、后壁、前壁三個(gè)象限；將假體及相應(yīng)股骨分成5個(gè)水平節(jié)段，每個(gè)節(jié)段再分成內(nèi)外（冠狀面）2個(gè)象限，內(nèi)側(cè)象限由近至遠(yuǎn)分別為A1、B1、C1、D1、E1，與之相應(yīng)的外側(cè)象限分別為A2、B2、C2、D2、E2（圖1）。取每個(gè)象限所有節(jié)點(diǎn)的應(yīng)力均值作為該區(qū)域的骨質(zhì)應(yīng)力水平。各組間均數(shù)比較用單因素方差分析后繼以多樣本均數(shù)間差異的顯著性檢驗(yàn)（F檢驗(yàn)），ONE-WAYANOVA。

2結(jié)果

獲得了髖關(guān)節(jié)置換前后的三維有限元模型（圖2-3）。同時(shí)獲得了髖關(guān)節(jié)在單足站立時(shí)的股骨應(yīng)力和假體對(duì)骨界面的應(yīng)力。

圖2置換前髖關(guān)節(jié)三維模型側(cè)位圖圖3置換后髖關(guān)節(jié)三維模型側(cè)位圖

21置換前后的應(yīng)力結(jié)果

211以鈦合金為柄

212以CFR/PSF為柄

213置換后股骨的應(yīng)力遮擋率（η）

應(yīng)力遮擋率η=1－σ/σ0（式中σ為術(shù)后等效應(yīng)力，σ0為術(shù)前等效應(yīng)力）［3］

綜合圖4-8可以看出，各種假體置換后沒有改變股骨總體的應(yīng)力模式，等效應(yīng)力（vonMises）峰值均位于假體遠(yuǎn)端相應(yīng)股骨區(qū)域，但應(yīng)力峰值有所下降，以股骨距區(qū)下降最為明顯，遮擋率最大，而以彈性模量較鈦合金低的CFR/PSF作為柄的股骨相應(yīng)區(qū)域的遮擋率均較小。對(duì)于相同的柄比較而言，不管是金屬-金屬、陶瓷-陶瓷、陶瓷-聚乙烯還是金屬-聚乙烯組合，其置換后股骨相同區(qū)域的應(yīng)力大小無明顯差異（P>005）。

22置

換后假體對(duì)骨界面的應(yīng)力

221股骨側(cè)

圖9-10可見：各種組合的假體對(duì)股骨界面的應(yīng)力從近端至遠(yuǎn)端均呈逐漸增高趨勢(shì)，且在B1→C1（B2→C2）變化幅度較大，然后在假體中下段界面趨向緩和。而相同假體柄的不同組合其相應(yīng)界面應(yīng)力值無明顯差別（P>005），但彈性模量低的CFR/PSF較鈦合金柄在股骨相應(yīng)界面存在較高的應(yīng)力，在A1、A2象限兩者有顯著差異（P<005）；在其余象限兩者有非常顯著差異（P<001）。

222髖臼側(cè)

圖11、12可見：各種組合的假體（臼杯）對(duì)髖臼骨界面應(yīng)力較大范圍分布在髖臼四周，但從髖臼頂部→后下→前下呈逐漸遞減趨勢(shì)，且髖臼頂部與其它區(qū)域相比有非常顯著差異（P<001）。而在相同區(qū)域的不同組合其界面應(yīng)力值無明顯差別（P>005）。而置換前在髖臼頂穹部存在較高應(yīng)力，最大應(yīng)力值為161Mpa，然后向四周逐漸減少（圖13）。

3討論

31骨吸收，松動(dòng)與應(yīng)力遮擋

在自然狀態(tài)下，髖關(guān)節(jié)力是通過股骨頭傳遞到整個(gè)股骨上的；手術(shù)后假體和股骨構(gòu)成了一個(gè)新的力學(xué)系統(tǒng)，髖關(guān)節(jié)力的傳遞改由植入的假體來共同完成，這樣兩種或兩種以上材料組成一個(gè)機(jī)械系統(tǒng)時(shí)，彈性模量較大的材料承擔(dān)更多的負(fù)荷［10］，即所謂的應(yīng)力遮擋。根據(jù)Wolff定律，應(yīng)力刺激增加時(shí)，骨應(yīng)變量增加，骨代謝中骨形成成份增加；應(yīng)力刺激減少時(shí)，骨應(yīng)變量減少，骨代謝以吸收增加為主。

由于應(yīng)力遮擋作用，一般股骨近端骨量丟失明顯。LMolfetta［11］報(bào)告1和7區(qū)的骨密度丟失最明顯，在術(shù)后4個(gè)月內(nèi)丟失為127%，2和6區(qū)在術(shù)后7個(gè)月內(nèi)骨量丟失為54%，3和5區(qū)術(shù)后7個(gè)月骨量增加50%，4區(qū)在整個(gè)2年隨訪中骨量沒有明顯變化。

上述發(fā)生骨量變化的原因主要在于應(yīng)力分布不均勻，假體柄尖端應(yīng)力過度集中并反復(fù)作用，造成局部骨硬化、骨質(zhì)增生和骨膜肥厚等增生改變，同時(shí)使近端應(yīng)力減少甚至消失，則造成骨質(zhì)脫鈣吸收。本試驗(yàn)證明置換后股骨遠(yuǎn)端應(yīng)力比正常應(yīng)力略小，而近端應(yīng)力明顯減少，使柄尖端處產(chǎn)生骨膜增生與近端處產(chǎn)生骨質(zhì)吸收與其相一致，并且以彈性模量較鈦合金低的CFR/PSF作為柄的股骨應(yīng)力值較接近生理范圍，相應(yīng)區(qū)域的遮擋率較小，從力學(xué)角度給予證實(shí)。林劍浩等報(bào)告了股骨假體周圍骨丟失由近及遠(yuǎn)呈遞減梯度改變。體外光彈性應(yīng)力測(cè)試及有限元分析表明股骨假體周圍骨質(zhì)應(yīng)力遮擋現(xiàn)象由近端向遠(yuǎn)端呈逐漸減弱趨勢(shì)。本試驗(yàn)得出相同的結(jié)果，符合骨反應(yīng)改變。圖4股骨內(nèi)側(cè)各象限等效應(yīng)力VMS均值圖5股骨外側(cè)各象限等效應(yīng)力VMS均值圖6股骨內(nèi)側(cè)各象限等效應(yīng)力VMS均值圖7股骨外側(cè)各象限等效應(yīng)力VMS均值圖8置換后股骨應(yīng)力遮擋率圖9假體對(duì)股骨內(nèi)側(cè)界面應(yīng)力圖10假體對(duì)股骨外側(cè)界面的應(yīng)力圖11各種假體（臼杯）對(duì)髖臼骨界面的應(yīng)力圖12置換后假體對(duì)髖臼應(yīng)力圖圖13置換前髖臼應(yīng)力圖32界面應(yīng)力問題探討

假體對(duì)骨界面的力可分解為兩個(gè)部分，一部分為切向應(yīng)力，稱為剪應(yīng)力，一部分為法向應(yīng)力，稱為正應(yīng)力。由于假體和骨的剪切模量不同，假體的剪切模量大，剪應(yīng)變小；骨的剪切模量小，剪應(yīng)變大，因此同樣的應(yīng)力下兩者在界面處的變形不同，這就使兩者發(fā)生相對(duì)移動(dòng)。

有學(xué)者認(rèn)為［12］間充質(zhì)細(xì)胞在受到壓應(yīng)力時(shí)可分化為成骨細(xì)胞，促使骨代謝向骨形成轉(zhuǎn)換；在受到張應(yīng)力或剪切應(yīng)力時(shí)又可向成纖維細(xì)胞轉(zhuǎn)變，促使纖維組織形成。亦有人提出，垂直壓力有利于關(guān)節(jié)的穩(wěn)定，但過大的垂直壓力會(huì)造成骨松質(zhì)的吸收。有關(guān)壓應(yīng)力促進(jìn)骨生長的認(rèn)識(shí)源于骨折的加壓治療，剪應(yīng)力一直被認(rèn)為不利于骨折愈合，是發(fā)生骨不連的重要原因，但用有限元分析方法計(jì)算出骨骺的次級(jí)骨化區(qū)中心區(qū)域及軟骨生長板處均處于剪切應(yīng)力狀態(tài)下，而此處是骨生長的鈣化區(qū)，同時(shí)計(jì)算出關(guān)節(jié)軟骨表面處于靜水壓力狀態(tài)，此處的關(guān)節(jié)軟骨永不鈣化，據(jù)此提出，剪應(yīng)力可促進(jìn)軟骨細(xì)胞的分化和基質(zhì)的鈣化，由此得出壓、剪切應(yīng)力均對(duì)骨生長具有明顯作用。

因此，假體置換的成功及長期穩(wěn)定取決于骨界面有一個(gè)良好的應(yīng)力環(huán)境及骨組織的正常生理代謝。骨組織應(yīng)力適應(yīng)性有一定的范圍，如果低于或超出這一范圍，都將會(huì)導(dǎo)致骨組織吸收，但究竟何種形式的應(yīng)力分布及大小對(duì)假體一骨界面有損害作用則很難界定。目前，由于對(duì)活體骨組織承受壓力的生理限度并不十分清楚，所以只能盡量降低載荷，從而避免假體一骨界面應(yīng)力的過分集中導(dǎo)致界面骨組織的病理性損傷。

本實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明：對(duì)于股骨側(cè)，界面應(yīng)力從近端至遠(yuǎn)端呈逐漸增高趨勢(shì)的規(guī)律符合該假體的設(shè)計(jì)原理。同時(shí)，我們還發(fā)現(xiàn)柔軟的柄可以降低應(yīng)力遮擋，卻增加了界面應(yīng)力，而界面應(yīng)力過大是產(chǎn)生假體微動(dòng)主要因素，這一點(diǎn)與Huiskes的研究結(jié)果相符。對(duì)于髖臼側(cè)，置換前，應(yīng)力集中發(fā)生在髖臼軟骨下骨的頂穹部，最大應(yīng)力（VMS）為161Mpa，應(yīng)力以放射狀分布向周邊逐漸減弱，這證實(shí)了先前的髖關(guān)節(jié)經(jīng)關(guān)節(jié)軟骨的壓力分布結(jié)果,也與許多研究表明的在髖臼的頂穹部存在較高的軟骨退變發(fā)生率相一致［6］。置換后，各種組合的假體（臼杯）對(duì)髖臼骨界面應(yīng)力較大范圍分布在髖臼四周，但從髖臼頂部→后下→前下呈逐漸遞減趨勢(shì)。根據(jù)骨重建理論，當(dāng)骨受到應(yīng)力時(shí)，這些位置的成骨細(xì)胞處于應(yīng)力集中區(qū)。骨處于應(yīng)力區(qū)內(nèi)會(huì)增加其密度和硬度，而處于力學(xué)刺激較弱的區(qū)域則會(huì)弱化密度乃至失去鈣化特征，從而出現(xiàn)上述的臨床結(jié)果［11］。而文立成等根據(jù)Amstutz的分區(qū)方法對(duì)25例28個(gè)H/G非骨水泥型人工全髖關(guān)節(jié)進(jìn)行髖臼側(cè)X線隨訪觀察，隨訪時(shí)間36～76個(gè)月,平均48個(gè)月，發(fā)現(xiàn)骨吸收部位均在1區(qū)。應(yīng)力遮擋理論固然能夠部分解釋股骨吸收現(xiàn)象，但無法用來解釋髖臼側(cè)的骨質(zhì)吸收、假體松動(dòng)現(xiàn)象。

綜上所述：對(duì)于相同的柄比較而言，不管是金屬-金屬、陶瓷-陶瓷、陶瓷-聚乙烯還是金屬-聚乙烯組合，其股骨和髖臼相應(yīng)界面應(yīng)力值無明顯差別（P>005）。因此，從生物力學(xué)角度考慮，當(dāng)使用相同的柄時(shí)，醫(yī)生可以為患者選擇不同的假體組合，從而有更大的選擇空間；換而言之，力學(xué)因素并不是選擇假體組合的主要標(biāo)準(zhǔn)。但為何使用不同的材料其遠(yuǎn)期效果會(huì)如此大的差別呢？當(dāng)然這與假體的制作水平、患者的骨質(zhì)條件及醫(yī)生的手術(shù)技術(shù)等密切相關(guān)，然而磨損碎屑是導(dǎo)致晚期假體無菌性松動(dòng)最為關(guān)鍵的因素。人工關(guān)節(jié)磨損顆粒可激活巨噬細(xì)胞釋放IL-1，2，6、TNF-a、PDGF-2等多種溶骨因子，從

而介導(dǎo)了骨-假體界面骨溶解。

因此，材料的耐磨損性和生物相容性是評(píng)定人工髖假體材料的基本條件。同時(shí)，應(yīng)結(jié)合術(shù)者的經(jīng)驗(yàn)、患者的骨質(zhì)條件及經(jīng)濟(jì)狀況等，為不同的患者選擇適合的假體。

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