伍海昭 金乾坤 洪正華

人工髖關(guān)節(jié)被認為是上世紀90年代最成功的手術(shù)方式之一，已經(jīng)被廣泛應用于終末期髖骨關(guān)節(jié)病的治療。然而人工髖關(guān)節(jié)摩擦界面的磨損一直困擾著臨床醫(yī)生和科研工作者[1]。雖然材料科學突飛猛進，大大降低了人工髖關(guān)節(jié)摩擦界面的磨損，提高了假體使用時間[2-3]，但是患者的體重、人工關(guān)節(jié)假體的角度、人工關(guān)節(jié)的活動程度、髖關(guān)節(jié)周圍力學分布等均會影響假體的使用時間[4]。骨盆異常旋轉(zhuǎn)是影響髖關(guān)節(jié)周圍力學分布的重要因素。有學者對骨盆矢狀位畸形的患者行人工髖關(guān)節(jié)置換術(shù)后從坐位到站立位時逆向動力學進行了研究，發(fā)現(xiàn)髖關(guān)節(jié)周圍應力分布和肌群做功情況明顯異常[5-6]。對于老齡患者來說，髖關(guān)節(jié)疾病經(jīng)常和脊柱疾病合并存在，從而導致骨盆不同程度的異常旋轉(zhuǎn)[7-8]。因此,對這類患者在行人工髖關(guān)節(jié)置換術(shù)時需要關(guān)注骨盆的旋轉(zhuǎn)狀態(tài)對假體摩擦界面的影響。本研究應用有限元分析的方法[9-10]，模擬不同角度骨盆矢狀位旋轉(zhuǎn)狀態(tài)下，人工髖關(guān)節(jié)假體摩擦界面靜態(tài)生物力學的變化。同時模擬參照人體冠狀位安裝髖臼假體，來觀察摩擦界面力學分布和髖臼假體對股骨頭前方的覆蓋情況，現(xiàn)報道如下。

1 對象和方法

1.1 對象 選擇1位健康成年女性志愿者，年齡52歲，體重70 kg，骨密度（雙能DXA）-1.2 SD。該志愿者否認脊柱、骨盆、髖部疾病及手術(shù)史。本研究經(jīng)浙江省臺州醫(yī)院醫(yī)學倫理委員會審查通過，告知志愿者相關(guān)研究內(nèi)容并獲得其知情同意。

1.2 方法

1.2.1 建立5種模型 本研究髖臼假體安裝時前傾參照身體冠狀面（functional pelvic plane，F(xiàn)PP）或骨盆冠狀面（anterior pelvic plane，APP），并將矢狀位旋轉(zhuǎn)角度設為后旋 0°、10°、20°，共建立以下 5 種模型。模型 a：骨盆中立，矢狀位沒有前后旋（本研究中稱后旋0°，此時APP等同于FPP），參照APP或FPP前傾20°安裝髖臼假體；b：骨盆圍繞雙側(cè)股骨頭后旋10°，參照FPP前傾20°安裝髖臼假體；模型c：骨盆圍繞雙側(cè)股骨頭后旋10°，參照APP前傾20°安裝髖臼假體；模型d：骨盆圍繞雙側(cè)股骨頭后旋20°，參照FPP前傾20°安裝髖臼假體；模型e：骨盆圍繞雙側(cè)股骨頭后旋20°，參照APP前傾20°安裝髖臼假體，見圖1（插頁）。將5種模型在Geomagic和Solidworks軟件中處理后，在ANSYS軟件中賦值運算，并進行應力分析。

圖1 a、b、c、d、e 5 種模型示意圖

1.2.2 建模步驟 囑志愿者仰臥于掃描床上（型號：LightSpeed VCT 64排，美國GE公司），雙下肢保持外展中立位，沿橫斷面對其骨盆及股骨上1/3進行掃描。將輸出后的數(shù)據(jù)以DICOM格式保存并刻錄 DVD光盤。將原數(shù)據(jù)導入Mimics軟件（比利時Materialise公司），進行圖像分割、手工編輯、區(qū)域填充。初步建立骨盆和雙側(cè)髖關(guān)節(jié)的骨骼3D模型（圖2a，見插頁），然后對3D模型進行優(yōu)化光滑處理，對變形或者不合理的輪廓進行編輯。將Geomagic軟件（美國Raindrop公司）生成的骨骼假體實體模型導入Solidworks軟件（法國Dassault Systemes公司）中，使用工程圖功能將骨盆+雙側(cè)髖關(guān)節(jié)模型與假體模型進行裝配，調(diào)整至站立狀態(tài)，形成裝配體模型（圖2b，見插頁），并保存文件。將Solidworks中生成的三維實體模型（圖2c，見插頁）導入到 ANSYS軟件（美國 ANSYS公司）中，建立 Static Structural分析類型，對模型進行網(wǎng)格劃分，建立有限元模型（圖2d，見插頁）。根據(jù)材料庫中的盆骨、股骨、假體等材料屬性參數(shù)，直接賦值，材料彈性模量和泊松比見表1。設置接觸類型均為Bonded。最后整體固定，設置邊界條件和載荷（垂直加載700 N）（圖2e，見插頁），并進行模型的有效性驗證。

圖2 建模步驟（a：限定閾值后的CT圖像及3D渲染模型；b：左側(cè)人工全髖關(guān)節(jié)與骨盆的裝配體模型；c：Solidworks軟件中形成的三維模型；d：左側(cè)人工全髖關(guān)節(jié)與骨盆的有限元模型；e：整體固定，設置邊界條件和載荷圖）

表1 材料彈性模量和泊松比

1.3 觀察指標 （1）髖臼假體內(nèi)襯內(nèi)表面應力：不同模型，在相同載荷下測量人工髖關(guān)節(jié)髖臼假體內(nèi)表面的應力分布情況；（2）股骨頭外表面的應力：不同模型，在相同載荷下測量人工髖關(guān)節(jié)股骨頭假體外表面的應力分布情況；（3）髖臼假體對股骨頭前方的覆蓋：本文通過測量不同模型股骨頭前方的裸露面積來反映髖臼假體對股骨頭前方的覆蓋，即裸露面積越大，覆蓋面積越小。

2 結(jié)果

2.1 參照APP和FPP安裝髖臼假體前傾角時內(nèi)襯內(nèi)表面和股骨頭外表面的應力 參照APP安裝髖臼假體前傾角，骨盆矢狀位后旋 0°、10°、20°，髖臼內(nèi)襯內(nèi)表面的應力最大值分別為3.40、6.18和12.23 MPa（圖3，見插頁），股骨頭外表面的應力最大值分別為65.20、117.52、124.94 MPa（圖4，見插頁）。參照 FPP安裝髖臼前傾角，骨盆矢狀位后旋 0°、10°、20°，髖臼內(nèi)襯內(nèi)表面的應力最大值分別為3.40、3.70和6.00 MPa（圖5，見插頁），股骨頭外表面的應力最大值分別為65.20、100.76和 104.37 MPa（圖6，見插頁）。

圖3 參照骨盆冠狀面安裝髖臼前傾角，骨盆矢狀位后旋0°、10°、20°，內(nèi)襯內(nèi)表面應力分布云圖（a：骨盆矢狀位后旋0°；b：骨盆矢狀位后旋 10°；c：骨盆矢狀位后旋 20°）

圖4 參照骨盆冠狀面安裝髖臼前傾角，骨盆矢狀位后旋0°、10°、20°，股骨頭外表面應力分布云圖（a：骨盆矢狀位后旋0°；b：骨盆矢狀位后旋 10°；c：骨盆矢狀位后旋 20°）

圖5 參照身體冠狀面安裝髖臼前傾角，骨盆矢狀位后旋0°、10°、20°，內(nèi)襯內(nèi)表面應力分布云圖（a：骨盆矢狀位后旋0°；b：骨盆矢狀位后旋 10°；c：骨盆矢狀位后旋 20°）

圖6 參照身體冠狀面安裝髖臼前傾角，骨盆矢狀位后旋0°、10°、20°，股骨頭外表面應力分布云圖（a：骨盆矢狀位后旋0°；b：骨盆矢狀位后旋 10°；c：骨盆矢狀位后旋 20°）

2.2 參照APP和FPP安裝髖臼假體前傾角時髖臼假體對股骨頭前方的覆蓋 參照APP安裝髖臼假體前傾角，骨盆矢狀位后旋 0°、10°、20°，股骨頭前方的裸露面積也發(fā)生變化，裸露面積分別為570.75、589.00和603.79 mm2（圖7，見插頁）；參照FPP安裝髖臼假體前傾角，骨盆后旋 0°、10°、20°，股骨頭前方的裸露面積均為570.75 mm2（圖8，見插頁）。

圖7 參照骨盆冠狀面安裝髖臼假體前傾角，骨盆矢狀位后旋0°、10°、20°，髖臼假體對股骨頭前方的覆蓋面積發(fā)生變化（a：骨盆矢狀位后旋 0°；b：骨盆矢狀位后旋 10°；c：骨盆矢狀位后旋 20°）

圖8 參照身體冠狀面安裝髖臼假體前傾角，骨盆矢狀位后旋0°、10°、20°，股骨頭裸露面積沒有發(fā)生變化（a：骨盆矢狀位后旋0°；b：骨盆矢狀位后旋 10°；c：骨盆矢狀位后旋 20°）

3 討論

3.1 骨盆旋轉(zhuǎn)對人工關(guān)節(jié)摩擦界面的影響 正常人隨著體位的變化骨盆會發(fā)生旋轉(zhuǎn)，而脊柱和髖關(guān)節(jié)疾病也會引起骨盆的異常旋轉(zhuǎn)或旋轉(zhuǎn)障礙。近年來的研究表明人工髖關(guān)節(jié)的晚期脫位與骨盆的異常旋轉(zhuǎn)有關(guān)[11]，同時研究者也開始關(guān)注骨盆異常旋轉(zhuǎn)對人工髖關(guān)節(jié)摩擦界面的影響[12]。

骨盆的異常旋轉(zhuǎn)主要有矢狀位前旋（前傾）、后旋（后傾）和旋轉(zhuǎn)障礙，冠狀位的傾斜和軸向的異常旋轉(zhuǎn)。在臨床中發(fā)現(xiàn)，由髖關(guān)節(jié)疾病本身引起的疼痛、關(guān)節(jié)屈曲攣縮，往往會引起骨盆的前旋。這類患者行人工髖關(guān)節(jié)置換術(shù)后，由于恢復了髖關(guān)節(jié)的活動度、緩解了疼痛，骨盆的前旋明顯改善，甚至基本消失。而另外一些患者，常常伴有腰椎退變性疾病，腰椎的前凸減小，甚至出現(xiàn)后凸，而且腰椎的活動度也減小。由此引發(fā)骨盆的矢狀位后旋和旋轉(zhuǎn)受限較多見，如果術(shù)中安裝假體時不予考量，術(shù)后會出現(xiàn)摩擦界面應力分布異常，甚至會出現(xiàn)關(guān)節(jié)不穩(wěn)[13-15]。

3.2 不同參照平面安裝髖臼假體時假體內(nèi)襯和股骨頭的應力分布 本研究模仿人日常的站立位的狀態(tài)。建立了骨盆矢狀位后旋0°、10°、20°3種狀態(tài)下的模型，垂直加載700 N的應力，分析人工髖關(guān)節(jié)假體摩擦界面應力分布情況。在有限元模型中，不同模型各個部件應力分布均有不同，本研究只對不同模型的股骨頭外表面和內(nèi)襯內(nèi)表面的應力分布予以分析，以此來說明骨盆旋轉(zhuǎn)對人工全髖關(guān)節(jié)摩擦界面應力的影響。

本研究的一種模型是以APP（固有骨盆前平面：兩側(cè)髂前上棘連線和恥骨聯(lián)合連成的面）為參照安裝髖臼假體的前傾角，這種模型也可以認為是模仿術(shù)前無骨盆旋轉(zhuǎn)的患者行人工髖關(guān)節(jié)置換術(shù)后出現(xiàn)的骨盆后傾。結(jié)果顯示髖臼假體內(nèi)襯內(nèi)表面、股骨頭外表面最大應力依次增加。表明骨盆越后旋，假體的摩擦界面受到的應力越不利，可能會影響假體的生存時間[14]。本研究中髖臼假體內(nèi)襯為高分子聚乙烯，彈性模量小，而股骨頭為陶瓷假體，彈性模量較大，因此在同樣的載荷下，在同一個接觸面應力分布明顯不同。

本研究另外一種模型，即在骨盆 0°、10°、20°矢狀位后旋狀態(tài)下參照FPP（即身體的功能性平面）安裝髖臼假體前傾角。同樣加載700 N的垂直應力，分析假體的應力分布。顯示髖臼假體內(nèi)襯內(nèi)表面、股骨頭外表面應力分布均較均勻，最大應力變化相對小。因此筆者認為參照站立位FPP安裝髖臼假體的前傾角更有優(yōu)越性。

3.3 不同參照平面安裝髖臼假體時假體對股骨頭前方的覆蓋面積 本研究對不同角度的骨盆矢狀位旋轉(zhuǎn)時，髖臼假體對股骨頭前方的覆蓋進行了研究，發(fā)現(xiàn)骨盆矢狀位后旋 0°、10°、20°，髖臼假體隨著骨盆的旋轉(zhuǎn)，前傾和外展發(fā)生變化，導致股骨頭前方的裸露面積不斷增大，髖臼假體對股骨頭前方的覆蓋不斷減少，從而增加人工髖關(guān)節(jié)不穩(wěn)的風險。而參照FPP安裝髖臼假體前傾角時，由于考慮了站立位時骨盆的旋轉(zhuǎn)狀態(tài)，髖臼假體始終與站立位時的骨盆位置保持相對固定的角度，所以股骨頭前方的裸露面積并沒有增大。因此，筆者認為參照站立位FPP安裝髖臼假體的前傾角，不穩(wěn)的風險更小。

綜上所述，骨盆矢狀位旋轉(zhuǎn)會影響人工髖關(guān)節(jié)假體摩擦界面的應力分布，也會影響髖臼假體對股骨頭前后方的覆蓋，參照FPP安裝髖臼假體的前傾角對假體摩擦界面的影響較小。術(shù)中如何更好的參照FPP有待進一步探討。本研究局限性：（1）本研究建立的模型是健康人，對于不同的患者來說，由于病理改變不同，可能會有不同的結(jié)果：（2）有限元分析可能會和在體的結(jié)論不一致；（3）本研究只分析站立位狀態(tài)下應力分析，而人體的功能狀態(tài)多樣，因此有一定的局限性；（4）本研究只分析髖臼假體的前傾，未分析股骨假體的前傾，而股骨假體的前傾也會對人工髖關(guān)節(jié)摩擦界面產(chǎn)生影響，因此有一定的局限性。