水泥型人工髖關(guān)節(jié)置換治療老年EvansⅠ-Ⅲ型粗隆間骨折股骨假體的生物力學(xué)特性

劉文廣，劉勝厚，殷慶豐，肖士鵬，王韶進(jìn)

山東大學(xué)第二醫(yī)院骨外科，濟(jì)南 250033

水泥型人工髖關(guān)節(jié)置換是治療老年人粗隆間骨折的一種有效方法。但是這種方法是否符合生物力學(xué)要求還需要研究。隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)發(fā)展，三維有限元生物力學(xué)分析技術(shù)在骨科領(lǐng)域的應(yīng)用愈來(lái)愈多。本研究應(yīng)用三維有限元技術(shù)對(duì)EvansⅠ-Ⅲ型粗隆間骨折骨水泥型人工髖關(guān)節(jié)假體置換的股骨假體進(jìn)行生物力學(xué)分析，評(píng)價(jià)該手術(shù)方式的合理性。

材料和方法

材料 研究所用的設(shè)備及軟件包括:西門子公司生產(chǎn)的支持DICOM 3.0標(biāo)準(zhǔn)的SOMATOM Balance螺旋CT，Intel酷睿雙核電腦、圖像處理軟件Mimics 8.1(Materialise，比利時(shí))、大型CAD/CAM/CAE建模軟件Unigraphics(Manitoba，加拿大)及有限元分析軟件 ABAQUS 6.5(Dassault Systèmes Simulia Corp，Rhode Island，美國(guó))。

志愿者資料 選擇1名75歲健康女性志愿者作為建模素材，身高162 cm，體重70 kg。該志愿者既往身體健康，無(wú)髖部及股骨部損傷史，雙側(cè)髖關(guān)節(jié)及股骨X線片檢查未見(jiàn)明顯異常。

建立EvansⅠ-Ⅲ型粗隆間骨折三維CAD模型

垂直于志愿者的左側(cè)股骨縱軸自股骨頭上方由近端向股骨干遠(yuǎn)端進(jìn)行CT掃描，掃描參數(shù)為:層厚1.0 mm、層間距0.8 mm、窗寬2000、窗位400，共獲得248張斷層掃描影像，長(zhǎng)度448 mm。將DCM格式的圖像數(shù)據(jù)傳入PC機(jī)，用Mimics軟件對(duì)圖像進(jìn)行預(yù)處理后，輸出股骨的IGES格式數(shù)據(jù)文件。最后將數(shù)據(jù)導(dǎo)入CAD/CAM/CAE一體化軟件 Unigraphics，完成實(shí)體仿真模型建立。在股骨三維模型上，以大粗隆尖到小粗隆下緣作為骨折線，移除骨折線以上部分，建立粗隆間骨折三維CAD模型。

建立不同長(zhǎng)度人工髖關(guān)節(jié)股骨假體三維模型及骨水泥三維CAD模型 根據(jù)北京愛(ài)康公司提供的假體參數(shù) (短柄假體，型號(hào)3#，柄長(zhǎng)120 mm;長(zhǎng)柄假體，型號(hào)4#，柄長(zhǎng)170 mm)，用Unigraphics軟件中插入選項(xiàng)中的成形特征，分別形成假體的股骨頸、股骨柄等部分，并通過(guò)布爾運(yùn)算合并各部分，建立假體模型。

建立EvansⅠ-Ⅲ型粗隆間骨折人工髖關(guān)節(jié)置換三維模型 模擬假體置換過(guò)程，將兩種不同柄長(zhǎng)的股骨假體分別插入粗隆間骨折模型，根據(jù)臨床經(jīng)驗(yàn)，為減少假體松動(dòng)，在假體與股骨間設(shè)定厚度為3 mm的骨水泥套層，其長(zhǎng)度長(zhǎng)于假體遠(yuǎn)端10 mm。其中小粗隆上1 cm股骨頸截骨線與粗隆間骨折線之間的骨缺損采用5 mm的骨水泥套層填充。

建立三維有限元模型 在ABAQUS 6.5軟件中，采用修正的二次四面體單元C3D10M對(duì)股骨、假體、骨水泥套層三維模型進(jìn)行網(wǎng)格劃分，建立三維有限元模型。對(duì)于關(guān)鍵部位，如假體-骨水泥、骨水泥-股骨接觸面，進(jìn)行網(wǎng)格細(xì)化，并打磨銳利邊緣，提高分析結(jié)果準(zhǔn)確性。

材料特性定義 按照國(guó)外有限元分析文獻(xiàn)報(bào)道的參數(shù)設(shè)定模型材料特性［1］。其中鈷鉻鉬合金彈性模量為2.2×105N/mm2，泊松比為0.3;骨水泥彈性模量2.62×103N/mm2，泊松比0.35;松質(zhì)骨彈性模量2.13×103N/mm2，泊松比0.3。皮質(zhì)骨的楊氏彈性模量E1=E2=1.15×104N/mm2，E3=1.7×104N/mm2;剪切彈性模量G1=3.6×103N/mm2，G2=G3=3.3 ×103N/mm2;泊松比 ν1=0.51，ν2= ν3=0.31。

施加邊界條件 假定手術(shù)后初期假體-骨水泥、骨水泥-股骨接觸面穩(wěn)固，無(wú)相對(duì)滑動(dòng)。在股骨遠(yuǎn)端平面施加邊界條件，完全固定股骨，加載垂直載荷，模擬70 kg體重者單腿站立時(shí)假體-骨水泥-股骨的應(yīng)力分布情況。

生物力學(xué)分析 用ABAQUS 6.5軟件進(jìn)行三維有限元分析，得出假體置換后股骨假體應(yīng)力分布情況，并繪制等效應(yīng)力云圖及等效應(yīng)力曲線。應(yīng)力為區(qū)域內(nèi)5個(gè)位點(diǎn)應(yīng)力的均值。

結(jié) 果

如圖1，2顯示:長(zhǎng)柄股骨假體與短柄股骨假體的應(yīng)力分布基本相同。

假體頸部有兩個(gè)應(yīng)力集中區(qū)，分別為假體頸的上部和中下部，接近與假體柄連接處，其中，中下部與小轉(zhuǎn)子上方的交界處應(yīng)力明顯集中。短柄假體頸的上下兩個(gè)應(yīng)力集中區(qū)的最大應(yīng)力值分別為 (169.9±0.31)N/mm2和 (207.5±0.28)N/mm2;長(zhǎng)柄假體頸的上下兩個(gè)應(yīng)力集中區(qū)的最大應(yīng)力值分別為(191.5±0.12)N/mm2和 (227.4±0.35)N/mm2。

圖1 水泥型人工髖關(guān)節(jié)假體置換后股骨假體的等效應(yīng)力分布云圖Fig 1 Equivalent stress distribution cloud chart after cemented femoral prosthesis implanted

圖2 水泥型人工髖關(guān)節(jié)假體置換后股骨假體的等效應(yīng)力分布曲線Fig 2 Equivalent stress distribution line chart after cemented femoral prosthesis implanted

假體柄部?jī)?nèi)側(cè)的頸干交界處相當(dāng)于股骨矩區(qū)域有一較小的應(yīng)力集中區(qū)域，由此向下應(yīng)力略降低，隨之逐漸增大，在接近假體柄內(nèi)側(cè)末端時(shí)形成第2個(gè)應(yīng)力集中區(qū)域。假體柄外側(cè)由近端向遠(yuǎn)端應(yīng)力逐漸增大，在接近假體末端時(shí)形成應(yīng)力集中區(qū)。短柄假體頸柄交界處、內(nèi)側(cè)末端及外側(cè)末端對(duì)應(yīng)的最大應(yīng)力值分別為 (85.91±0.33)、(56.11±0.24)和 (121.83±0.19)N/mm2，長(zhǎng)柄假體3個(gè)應(yīng)力集中區(qū)的峰值分別為 (108.52±0.26)、(94.13±0.13)和 (182.43±0.43)N/mm2。

討 論

采用三維有限元模型的生物力學(xué)研究所得數(shù)據(jù)的準(zhǔn)確度與模型與實(shí)際操作的相似度、數(shù)據(jù)采集的準(zhǔn)確性、劃分單元格的多少等密切相關(guān)。首先模型與臨床操作的符合程度對(duì)三維有限元分析的準(zhǔn)確性具有重要影響。在臨床手術(shù)時(shí)，雖然小粗隆上1 cm股骨頸截骨線與粗隆間骨折線之間的骨質(zhì)要捆扎回原位，但是由于骨折線的存在，在該部位大部分應(yīng)力傳導(dǎo)中斷，因此，骨折愈合前這部分骨質(zhì)基本不參與應(yīng)力傳導(dǎo)。為了增加該部位抵抗應(yīng)力的能力，手術(shù)時(shí)需增加該區(qū)域骨水泥的厚度。本研究建立的三維有限元模型最大程度地模擬了實(shí)際的手術(shù)操作。其次，本研究應(yīng)用DICOM醫(yī)學(xué)數(shù)字圖像通訊格式，將CT數(shù)據(jù)直接傳送至計(jì)算機(jī)，采用Mimics軟件建模，減少了數(shù)據(jù)傳輸?shù)闹虚g環(huán)節(jié)，保證了建模數(shù)據(jù)傳輸?shù)臏?zhǔn)確性。最后，網(wǎng)格的劃分、單元的大小、形狀、數(shù)目等均影響模型的精確性［1］。單元的個(gè)數(shù)越多，網(wǎng)格越密，模型的質(zhì)量就越高，計(jì)算也就越復(fù)雜，所得結(jié)果也越接近真實(shí)值。本研究采用軟件程序自動(dòng)劃分網(wǎng)格，短柄假體模型單元數(shù)為60548，長(zhǎng)柄假體模型單元數(shù)為65686，為文獻(xiàn)［2-3］報(bào)道單元數(shù)的6倍。因此，本研究所建立的粗隆間骨折模型具有較高的合理性和實(shí)用性。

隨著假體制造工藝的提高，假體斷裂的機(jī)會(huì)并不高，但是隨著使用年限的延長(zhǎng)，特別是在假體松動(dòng)、骨溶解等病理狀態(tài)下，假體疲勞斷裂的可能性增加;同時(shí)假體斷裂增加了翻修手術(shù)的難度［4-6］。因此，研究假體的應(yīng)力分布，為假體制造提供依據(jù)，可以防止假體斷裂。本研究結(jié)果顯示:在粗隆間骨折行人工髖關(guān)節(jié)假體置換后，股骨假體的應(yīng)力分布與常規(guī)人工髖關(guān)節(jié)置換時(shí)基本相同，應(yīng)力集中區(qū)分布于假體頸柄交界區(qū)域和假體柄部近末端區(qū)域［7］，應(yīng)力均未超過(guò)鈷鉻鉬合金的斷裂應(yīng)力極值，所以從應(yīng)力分布方面看，粗隆間骨折行人工髖關(guān)節(jié)假體置換后股骨假體符合生物力學(xué)要求。長(zhǎng)柄假體頸柄交界處的應(yīng)力峰值較短柄假體略高;在柄部的應(yīng)力集中區(qū)域，長(zhǎng)柄假體的應(yīng)力峰值均較短柄假體高30%，尤其在假體柄部?jī)?nèi)側(cè)近遠(yuǎn)端區(qū)域，前者的應(yīng)力峰值較后者高67.8%，這可能與長(zhǎng)柄假體增加了假體內(nèi)外翻趨勢(shì)的力臂有關(guān)。長(zhǎng)柄假體需要承受更大的應(yīng)力載荷，特別是在應(yīng)力集中區(qū)域，所以在制造假體時(shí)，需在這些區(qū)域增加假體的抗疲勞強(qiáng)度，以防止假體的疲勞斷裂。

總之，水泥型人工髖關(guān)節(jié)置換治療老年EvansⅠ-Ⅲ型粗隆間骨折，股骨假體的應(yīng)力分布與常規(guī)人工全髖關(guān)節(jié)置換后股骨假體的應(yīng)力分布相似;長(zhǎng)柄股骨假體的各應(yīng)力集中峰值較短柄股骨假體高，但均沒(méi)有超過(guò)金屬斷裂的應(yīng)力極值。

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