人工髖關節不同假體對骨界面應力分布范文

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【摘要】通過計算機三維有限元方法，了解在應力狀態下不同材料的人工髖關節假體組合對骨界面的應力分布規律，從生物力學角度為人工髖關節的臨床應用和設計制造提供有益的參考。［方法］采用三維有限元法對全髖置換前后進行單髖站立生物力學測試，分析假體植入前后股骨和髖臼總體的應力模式和植入后各種組合的假體對骨界面的應力分布規律。［結果］1、各種假體置換后等效應力（vonMises）峰值均位于假體遠端相應股骨區域，但應力峰值有所下降，以股骨距區下降最為明顯，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區域的遮擋率較低。2、各種組合的假體對股骨界面的應力從近端至遠端均呈逐漸增高趨勢，而對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，其相應界面應力值無明顯差別（P>005），但以CFR/PSF作為柄對股骨相應界面存在較高的應力。3、置換前在髖臼頂穹部存在較高應力，并逐漸向周圍遞減；置換后應力主要集中在髖臼的周邊區域，但從髖臼頂部→后下→前下呈逐漸遞減趨勢；而在相同區域的不同組合其界面應力值無明顯差別（P>005）。［結論］1、各種假體植入后均在股骨距處形成較高的應力遮擋，而用彈性模量較低的CFR/PSF作為柄，其股骨相應區域的應力遮擋率較低，但股骨相應界面應力較大，而界面應力過大是產生假體微動主要因素。2、股骨界面從近端至遠端呈逐漸增高趨勢的應力規律符合該假體的設計原理；相同假體柄的不同組合其股骨和髖臼相應界面應力值無明顯差別，實驗表明力學因素并不是選擇假體組合的主要標準。

【關鍵詞】髖假體應力物理生物力學有限元

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

全髖關節置換術（totalhipreplacement，簡稱THR）是公認的治療髖關節疾病的安全有效的方法。但是，無菌性松動仍然是影響人工關節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。學者們發現在眾多的相關因素中，機械力學因素是造成假體松動的主要原因之一［1］。然而，對于相同的假體柄而言，使用金屬對金屬、陶瓷對陶瓷、陶瓷對聚乙烯或者金屬對聚乙烯組合，其假體對骨界面的應力是如何呢？這些力學因素是否是我們選擇不同組合的標準呢？這將是本文研究的重點內容。

三維有限元法作為生物力學一種先進的實驗方法，可以測量骨與假體的應力分布，并能對實驗條件進行控制和模擬人體的生物力學條件，并且已有眾多學者采用此種方法成功進行全髖置換的研究［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非骨水泥型人工髖關節置換術后骨界面的應力分布規律，為人工髖關節的臨床應用和設計制造提供有益的參考。

1材料與方法

11模型的設計與建立

選擇一例50~60歲的股骨頸骨折行人工髖關節置換術的病例，術前先行患髖及相應股骨中上段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標準襯、鈷鉻鉬合金球頭、SL鈦合金柄為原模型。用千分卡尺對假體進行坐標測繪，模擬骨整合后的界面狀態，將假體與骨界面節點的自由度進行耦合，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，彈性模量、泊松比制造8種置換后模型。整個實驗共建立9個模型。節點和單元數如表1所示。

表1模型節點單元劃分情況（個）髖臼骨部分股骨部分假體部分節點單元節點單元節點單元置換前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）。另假設以復合材料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

上述各模型涉及的各種材料均簡化為同性的均質線彈性材料。由于SL柄與股骨髓腔相匹配，近端（大粗隆附近）主要與松質骨接觸，柄下端使假體柄表面與股骨小粗隆以下的皮質骨相接觸，與骨腔固定的位置主要在髓腔的狹部及骨干髓腔。因此對股骨嚴格區分皮質骨與松質骨。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（皮質骨）；置換后主要是松質骨。為了較真實模擬置換后人工股骨頭與內襯間相互運動情況，在其兩者之間應加一種接近髖關節滑液性質的物質，作者以泊松比為0499［5］的組織替代。各材料參數均采用相關文獻［4、6］及由Plus公司提供。表2所示。表2組織材料參數組成彈性模量向

人工髖關節置換后，承受的載荷有兩類，即人體的體重及運動時的載荷，單足站立時的情況是比較典型的［7~9］。該患者體重為72kg，單髖站立位時為60kg（5/6×72），經骶髂關節向下作用于股骨頭，關節合力通過股骨頭中心。根據骨盆力學原理，作用于股骨大轉子上的外展肌力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。根據等效應力原理我們將髖關節載荷加載于模型中髖臼骨表面及大粗隆相應區域，從而將力均勻的傳遞至髖關節。

圖1單髖受力示意圖及股骨分區簡圖15統計方法

為量化分析假體對骨界面應力及股骨近端應力，將髖臼分為臼頂、后壁、前壁三個象限；將假體及相應股骨分成5個水平節段，每個節段再分成內外（冠狀面）2個象限，內側象限由近至遠分別為A1、B1、C1、D1、E1，與之相應的外側象限分別為A2、B2、C2、D2、E2（圖1）。取每個象限所有節點的應力均值作為該區域的骨質應力水平。各組間均數比較用單因素方差分析后繼以多樣本均數間差異的顯著性檢驗（F檢驗），ONE-WAYANOVA。

2結果

獲得了髖關節置換前后的三維有限元模型（圖2-3）。同時獲得了髖關節在單足站立時的股骨應力和假體對骨界面的應力。

圖2置換前髖關節三維模型側位圖圖3置換后髖關節三維模型側位圖

21置換前后的應力結果

211以鈦合金為柄

212以CFR/PSF為柄

213置換后股骨的應力遮擋率（η）

應力遮擋率η=1－σ/σ0（式中σ為術后等效應力，σ0為術前等效應力）［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力模式，等效應力（vonMises）峰值均位于假體遠端相應股骨區域，但應力峰值有所下降，以股骨距區下降最為明顯，遮擋率最大，而以彈性模量較鈦合金低的CFR/PSF作為柄的股骨相應區域的遮擋率均較小。對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域的應力大小無明顯差異（P>005）。

22置

換后假體對骨界面的應力

221股骨側

圖9-10可見：各種組合的假體對股骨界面的應力從近端至遠端均呈逐漸增高趨勢，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界面應力值無明顯差別（P>005），但彈性模量低的CFR/PSF較鈦合金柄在股骨相應界面存在較高的應力，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

圖11、12可見：各種組合的假體（臼杯）對髖臼骨界面應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，且髖臼頂部與其它區域相比有非常顯著差異（P<001）。而在相同區域的不同組合其界面應力值無明顯差別（P>005）。而置換前在髖臼頂穹部存在較高應力，最大應力值為161Mpa，然后向四周逐漸減少（圖13）。

3討論

31骨吸收，松動與應力遮擋

在自然狀態下，髖關節力是通過股骨頭傳遞到整個股骨上的；手術后假體和股骨構成了一個新的力學系統，髖關節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機械系統時，彈性模量較大的材料承擔更多的負荷［10］，即所謂的應力遮擋。根據Wolff定律，應力刺激增加時，骨應變量增加，骨代謝中骨形成成份增加；應力刺激減少時，骨應變量減少，骨代謝以吸收增加為主。

由于應力遮擋作用，一般股骨近端骨量丟失明顯。LMolfetta［11］報告1和7區的骨密度丟失最明顯，在術后4個月內丟失為127%，2和6區在術后7個月內骨量丟失為54%，3和5區術后7個月骨量增加50%，4區在整個2年隨訪中骨量沒有明顯變化。

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

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

有學者認為［12］間充質細胞在受到壓應力時可分化為成骨細胞，促使骨代謝向骨形成轉換；在受到張應力或剪切應力時又可向成纖維細胞轉變，促使纖維組織形成。亦有人提出，垂直壓力有利于關節的穩定，但過大的垂直壓力會造成骨松質的吸收。有關壓應力促進骨生長的認識源于骨折的加壓治療，剪應力一直被認為不利于骨折愈合，是發生骨不連的重要原因，但用有限元分析方法計算出骨骺的次級骨化區中心區域及軟骨生長板處均處于剪切應力狀態下，而此處是骨生長的鈣化區，同時計算出關節軟骨表面處于靜水壓力狀態，此處的關節軟骨永不鈣化，據此提出，剪應力可促進軟骨細胞的分化和基質的鈣化，由此得出壓、剪切應力均對骨生長具有明顯作用。

因此，假體置換的成功及長期穩定取決于骨界面有一個良好的應力環境及骨組織的正常生理代謝。骨組織應力適應性有一定的范圍，如果低于或超出這一范圍，都將會導致骨組織吸收，但究竟何種形式的應力分布及大小對假體一骨界面有損害作用則很難界定。目前，由于對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力的過分集中導致界面骨組織的病理性損傷。

本實驗結果表明：對于股骨側，界面應力從近端至遠端呈逐漸增高趨勢的規律符合該假體的設計原理。同時，我們還發現柔軟的柄可以降低應力遮擋，卻增加了界面應力，而界面應力過大是產生假體微動主要因素，這一點與Huiskes的研究結果相符。對于髖臼側，置換前，應力集中發生在髖臼軟骨下骨的頂穹部，最大應力（VMS）為161Mpa，應力以放射狀分布向周邊逐漸減弱，這證實了先前的髖關節經關節軟骨的壓力分布結果,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生率相一致［6］。置換后，各種組合的假體（臼杯）對髖臼骨界面應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。根據骨重建理論，當骨受到應力時，這些位置的成骨細胞處于應力集中區。骨處于應力區內會增加其密度和硬度，而處于力學刺激較弱的區域則會弱化密度乃至失去鈣化特征，從而出現上述的臨床結果［11］。而文立成等根據Amstutz的分區方法對25例28個H/G非骨水泥型人工全髖關節進行髖臼側X線隨訪觀察，隨訪時間36～76個月,平均48個月，發現骨吸收部位均在1區。應力遮擋理論固然能夠部分解釋股骨吸收現象，但無法用來解釋髖臼側的骨質吸收、假體松動現象。

綜上所述：對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，其股骨和髖臼相應界面應力值無明顯差別（P>005）。因此，從生物力學角度考慮，當使用相同的柄時，醫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，力學因素并不是選擇假體組合的主要標準。但為何使用不同的材料其遠期效果會如此大的差別呢？當然這與假體的制作水平、患者的骨質條件及醫生的手術技術等密切相關，然而磨損碎屑是導致晚期假體無菌性松動最為關鍵的因素。人工關節磨損顆?？杉せ罹奘杉毎尫臝L-1，2，6、TNF-a、PDGF-2等多種溶骨因子，從

而介導了骨-假體界面骨溶解。

因此，材料的耐磨損性和生物相容性是評定人工髖假體材料的基本條件。同時，應結合術者的經驗、患者的骨質條件及經濟狀況等，為不同的患者選擇適合的假體。

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