初次全膝關(guān)節(jié)置換術(shù)中使用短延長桿的生物力學研究

趙光輝，馬建兵，王建朋

隨著手術(shù)技術(shù)的進步、關(guān)節(jié)假體材料的發(fā)展、骨科醫(yī)師經(jīng)驗的增加，初次全膝關(guān)節(jié)置換術(shù)（total knee arthroplasty, TKA）的臨床應用取得了巨大的成功[1-3]。然而，一些特殊情況如膝關(guān)節(jié)多平面不穩(wěn)、骨缺損、嚴重的原發(fā)性或創(chuàng)傷后骨關(guān)節(jié)炎等往往使初次TKA變得復雜化，這對骨科醫(yī)師來說是一個很大的挑戰(zhàn)[4]。為了解決這些問題，需要采用各種策略，如不同的韌帶平衡技術(shù)、特殊的膝關(guān)節(jié)假體、不同的模塊化組件、不同長度的延長桿及不同的假體固定方式（全骨水泥固定、混合固定、生物固定）等[5-7]。

有研究證明，使用脛骨延長桿可以有效分散假體-骨界面的應力，維持假體的穩(wěn)定性，降低假體松動的概率[8]。既往文獻中報道了多種長度的延長桿，如40 mm、50 mm、60 mm、75 mm 及100 mm 等[9-12]。但是，延長桿長度的選擇并沒有明確的參考標準。此外，研究發(fā)現(xiàn)，延長桿遠端與脛骨之間可能發(fā)生一定程度的微動，有產(chǎn)生局部的應力集中及末端疼痛的風險[13-14]。近年來短延長桿在臨床中的使用逐漸增多，且取得了可觀的臨床結(jié)果[12,15-16]。在延長干的固定方面，由于采用全水泥固定的假體翻修時延長桿很難取出，且會損傷過多的宿主骨，因此，除了少數(shù)需要全水泥固定的情況外，混合固定技術(shù)通常是初次TKA時的首選[17]。

越來越多的研究指出，脛骨假體的短柄設(shè)計和初次TKA 術(shù)后早期的無菌性松動有關(guān)[18-19]。對于無明顯骨缺損的患者，一般會選擇標準型膝關(guān)節(jié)假體（CMATM，新華聯(lián)合，中國臺灣）；而對于膝關(guān)節(jié)翻修的患者，通常會選擇翻修型膝關(guān)節(jié)假體（PSATM，新華聯(lián)合，中國臺灣）。對于初次TKA 合并骨缺損的患者，考慮到初次膝關(guān)節(jié)假體的短柄設(shè)計，一般會選擇將標準平臺或翻修平臺與短延長桿聯(lián)合使用，使用的短延長桿規(guī)格為14 mm×30 mm。標準平臺與翻修平臺均可以與延長桿聯(lián)合使用，二者區(qū)別在于CMATM平臺具有較長的龍骨及脛骨柄。目前鮮有報道這兩種平臺添加短延長桿是否對減少脛骨平臺及脛骨干應力有益及使用何種平臺聯(lián)合延長桿更加有優(yōu)勢。因此，本研究分別建立無骨缺損及兩種臨床常見的骨缺損的脛骨模型，通過分別置換三種不同組合的脛骨假體，對短延長桿的生物力學影響進行探究。

1 資料與方法

1.1 骨缺損模型的建立

將一名健康成年女性志愿者（身高165 cm，體重50 kg）的脛骨CT 數(shù)據(jù)導入Mimics 21.0（Materialise Company, Leuven, Belgium）中，采用閾值分割和三維模型計算的方法建立脛骨的三維模型。將模型導入自動逆向工程軟件Geomagic Studio 12.0（3D Systems, Inc.，North Carolina, USA）進行平滑及曲面化，獲得更優(yōu)化的骨組織模型。然后，將優(yōu)化后的模型導入Solidworks 2016（Dassault Systems SolidWorks Corp., Waltham, Massachusetts, USA），建立骨缺損模型（圖1）。臨床上，脛骨平臺缺損通常位于內(nèi)側(cè)/后內(nèi)側(cè)?；诩韧墨I，將骨缺損參數(shù)設(shè)置為兩種[20]：①中度骨缺損，骨缺損深度＜10 mm；②重度骨缺損，骨缺損深度≥10 mm。以上兩種骨缺損均采用螺釘+骨水泥栽樁進行修復[21-22]。

圖1 無骨缺損及中、重度骨缺損脛骨模型

1.2 關(guān)節(jié)假體模型的建立

分別選用以下3種不同類型的脛骨假體（圖2）：①標準脛骨平臺（CMATM）；②翻修脛骨平臺（PSATM）+30 mm延長桿；③標準脛骨平臺（CMATM）+30 mm 延長桿。聚乙烯襯墊為后穩(wěn)定型固定平臺，上表面為凹面設(shè)計，下表面為平面設(shè)計。根據(jù)對假體測量所得的數(shù)據(jù)，在SolidWorks 2016 中構(gòu)建脛骨模型，然后將其安裝至脛骨平臺合適的位置。

圖2 三種不同的脛骨平臺假體組合

1.3 螺釘與骨水泥模型的建立

將1～2 枚4 mm×14 mm 的松質(zhì)骨螺釘（Smith and Nephew, Memphis, TN, USA）斜行植入脛骨缺損區(qū)域。用1.5 mm 厚的骨水泥層將脛骨托底部與脛骨上表面連接[23]。為了簡化模型，將脛骨放樣切除的部分設(shè)置為螺釘周圍填充骨缺損處所需的骨水泥。所有組件最終在SolidWorks軟件中完成組裝（圖3）。

圖3 完整裝配體模型

1.4 接觸及載荷設(shè)置

將組裝后的模型輸入至ANSYS Workbench 17（Swanson Analysis Systems, Inc., Houston, Pennsylvania,USA）進行網(wǎng)格劃分和有限元模擬。所有組件之間采用面-面接觸。本研究采用的膝關(guān)節(jié)假體為后穩(wěn)定型固定假體，對于無延長桿的脛骨平臺采用全骨水泥固定，對于添加延長桿的脛骨平臺采用混合固定，即僅在平臺底面及龍骨處采用骨水泥固定，而延長桿與脛骨之間采用生物固定。因此，組件間的接觸設(shè)置為：螺釘/延長桿與松質(zhì)骨間為摩擦接觸，摩擦系數(shù)為0.3；其余組件間均采用結(jié)合接觸。所有組件均為線彈性各向同性材料[24]，各組件材料屬性詳見表1[20,25]。

對脛骨平臺垂直施加1 100 N 的力，相當于模擬體重為50 kg 時脛骨平臺在走路時所受到的壓力（2.2倍體重）[26]；約束條件為脛骨遠端完全固定。由于TKA 追求的是中立位對線，脛骨假體與脛骨機械軸垂直放置，因此，脛骨平臺內(nèi)、外側(cè)所受壓力均設(shè)置為550 N（圖4）。

表1 不同材料的彈性模量與泊松比

圖4 有限元模型的載荷及約束

最終，建立了9個有限元模型。模型1～3：無骨缺損；模型4～6：中度骨缺損，采用1 枚螺釘修復；模型7～9：重度骨缺損，采用2 枚螺釘修復（表2）。對模型進行三維有限元應力的定量分析，具體研究指標為（圖5）：①在脛骨內(nèi)、外側(cè)平臺中線處各取3個四分位點，測量應力大??；②分別在距脛骨平臺遠端30 mm、60 mm 處的截面A、B前、后、內(nèi)、外側(cè)骨皮質(zhì)各取1個點，測量應力大小；③測量骨缺損模型中骨缺損區(qū)的最大應力。

圖5 脛骨不同區(qū)域的應力點測量

表2 模型1～9及其組件構(gòu)成

1.5 統(tǒng)計學方法

使用SPSS 22.0 軟件進行統(tǒng)計學分析。不同模型中相同測量點的應力使用配對t檢驗進行比較。以P＜0.05為差異有統(tǒng)計學意義。

2 結(jié)果

2.1 脛骨平臺應力

各模型中脛骨內(nèi)、外側(cè)平臺中線處6 個測量點的應力大小見表3。所有測量點的應力均在松質(zhì)骨安全范圍內(nèi)（0.1～2.8 MPa）[27]。在無骨缺損模型中，與標準脛骨平臺相比，使用翻修脛骨平臺+30 mm 延長桿和標準脛骨平臺+30 mm 延長桿脛骨平臺的應力分別增加2.55%和減少11.17%（P=0.766，P=0.168）。在中度骨缺損模型中，與標準脛骨平臺相比，使用翻修脛骨平臺+30 mm 延長桿和標準脛骨平臺+30 mm延長桿脛骨平臺的應力分別減少7.54%和22.85%，（P=0.007，P=0.001）。在重度骨缺損模型中，與標準脛骨平臺相比，使用翻修脛骨平臺+30 mm 延長桿和標準脛骨平臺+30 mm 延長桿脛骨平臺的應力分別增加3.95%和減少13.21%（P=0.037，P=0.001）。

表3 各模型中脛骨平臺不同測量點應力對比（MPa）

2.2 脛骨截面應力

各模型中脛骨截面A 前、后、內(nèi)、外側(cè)4 個測量點的應力大小見表4。在無骨缺損模型中，與標準脛骨平臺相比，使用翻修脛骨平臺+30 mm 延長桿和標準脛骨平臺+30 mm 延長桿截面A 的應力分別減少4.53%和10.90%（P=0.562，P=0.220）；在中度骨缺損模型中，與標準脛骨平臺相比，使用翻修脛骨平臺+30 mm延長桿和標準脛骨平臺+30 mm 延長桿截面A 的應力分別減少8.58%和16.56%（P=0.096，P=0.039）；在重度骨缺損模型中，與標準脛骨平臺相比，使用翻修脛骨平臺+30 mm延長桿和標準脛骨平臺+30 mm延長桿截面A的應力分別減少6.65%和14.88%（P=0.082，P=0.041）。

表4 各模型中脛骨截面A不同測量點應力對比（MPa）

各模型中脛骨截面B 前、后、內(nèi)、外側(cè)4 個測量點的應力大小見表5。在無骨缺損模型中，與標準脛骨平臺相比，使用翻修脛骨平臺+30 mm 延長桿和標準脛骨平臺+30 mm 延長桿截面B 的應力分別減少2.74%和8.67%（P=0.303，P=0.263）；在中度骨缺損模型中，與標準脛骨平臺相比，使用翻修脛骨平臺+30 mm延長桿和標準脛骨平臺+30 mm 延長桿截面B 的應力分別減少1.28%和7.97%（P=0.442，P=0.255）；在重度骨缺損模型中，與標準脛骨平臺相比，使用翻修脛骨平臺+30 mm 延長桿和標準脛骨平臺+30 mm 延長桿截面B 的應力分別減少1.43%和8.15%（P=0.392，P=0.221）。

表5 各模型中脛骨截面B不同測量點應力對比（MPa）

2.3 骨缺損處最大應力

圖6 為各模型中骨缺損處最大的應力云圖。與標準脛骨平臺相比，使用翻修脛骨平臺+30 mm 延長桿和標準脛骨平臺+30 mm 延長桿在中度骨缺損模型中骨缺損處所受最大應力值分別減少6.63%和17.75%，在重度骨缺損模型中骨缺損處所受最大應力值分別減少0.25%和11.75%。

圖6 模型4～6缺損區(qū)最大應力（MPa）

3 討論

據(jù)統(tǒng)計，膝關(guān)節(jié)置換術(shù)后24.2%的失敗原因是假體機械性松動，原因之一可能是由于骨-骨水泥、假體-骨水泥界面發(fā)生應力變化所致。本研究通過設(shè)置3 種不同的脛骨模型（無骨缺損、中度骨缺損、重度骨缺損），分別采用不同的脛骨假體構(gòu)建有限元模型，通過對比脛骨平臺應力及脛骨干不同部位應力的大小來分析TKA 中使用短延長桿的生物力學效應。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，與使用標準脛骨平臺相比，對于無骨缺損和合并重度骨缺損，使用翻修脛骨平臺+30 mm 短延長桿均不能減少伸直增加脛骨平臺及脛骨近端的應力，僅在合并中度骨缺損時顯著降低脛骨平臺應力；如無脛骨缺損，使用標準脛骨平臺+30 mm 短延長桿無法使脛骨平臺及近端的應力顯著降低；合并脛骨近端骨缺損的情況下，可以使脛骨近端獲得的應力顯著降低；無論何種類型脛骨平臺，聯(lián)合使用短延長桿均可以顯著降低骨缺損處的應力。

既往許多研究證實，對于合并骨缺損的患者，標準TKA 假體聯(lián)合延長桿可以有效減少假體的微動[28-29]。但是，在經(jīng)過一段時間后，由于脛骨載荷的異常分布會出現(xiàn)應力遮擋或骨丟失的現(xiàn)象，繼而發(fā)生假體的磨損及失效。延長桿越長，應力遮擋越高，這在初次TKA 中是不可接受的[30]。強碩等[9]通過對肥胖患者進行脛骨側(cè)應力分布研究指出，與標準平臺相比，60 mm 與100 mm 延長桿均會在脛骨近端形成應力遮擋。相比之下，100 mm 延長桿形成的應力遮擋范圍更大，高達76%。Conlisk 等[10]對TKA 中股骨側(cè)使用不同長度的延長桿對假體周圍骨折風險影響進行分析，結(jié)果發(fā)現(xiàn)，75 mm 延長桿可以達到和100 mm 延長桿相近的生物力學效果，而且可以保留更多的宿主骨。李峰等[11]對使用40 mm 及75 mm 兩種長度的延長桿產(chǎn)生的應力遮擋進行對比，結(jié)果發(fā)現(xiàn)組配較長的延長桿的假體在脛骨近端造成了更大的應力遮擋范圍，高達94.4%。因此，作者認為，對于膝關(guān)節(jié)翻修的老年女性患者，合并有皮質(zhì)骨缺損或嚴重骨質(zhì)疏松時可以使用較長的延長桿，這將有助于從脛骨近端向遠端傳導應力，分散皮質(zhì)骨及近端松質(zhì)骨的受力，有效降低翻修術(shù)后發(fā)生假體周圍骨折的風險。

最近有研究證明，脛骨假體的短柄設(shè)計與TKA術(shù)后早期的無菌性松動有關(guān)[18]。另外有研究認為，在膝關(guān)節(jié)置換術(shù)后6個月內(nèi)，脛骨假體下方骨密度會持續(xù)降低，其中，術(shù)后8 周內(nèi)骨密度平均下降36.4%[31]。因此，脛骨假體增加延長桿的使用可能對增加假體的使用壽命更加有益。但是，由于長延長桿的應力遮擋作用，以及植入時會損失更多的宿主骨，近些年來，短延長桿受到越來越多的關(guān)注。Morwood等[12]通過體外實驗將非水泥型脛骨托與50 mm 短延長桿結(jié)合，評估假體與骨面的微動情況。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，與標準假體相比，增加短延長桿的使用可以有效減少循環(huán)負荷時假體的微動。Garceau 等[19]也指出，在初次TKA 中，病態(tài)肥胖和脛骨的短柄設(shè)計似乎與無菌性松動有關(guān)，這種現(xiàn)象似乎可以通過使用短延長桿來緩解。因此建議，現(xiàn)代短柄脛骨組件可能需要重新設(shè)計，在高?；颊咧锌梢钥紤]使用短延長桿或者更換為具有較長的柄設(shè)計的假體。

臨床工作中，使用較多的假體為聯(lián)合CMATM及PSATM膝關(guān)節(jié)假體。通常CMATM假體較多應用于初次TKA，PSATM假體通常被用于TKA 翻修手術(shù)。對于特殊類型的患者，如嚴重骨質(zhì)疏松或具有較大的骨缺損時，通常會將PSATM或CMATM脛骨平臺與30 mm 短延長桿聯(lián)合使用，以增加假體的初始穩(wěn)定性、減少脛骨假體的微動、增加假體的壽命。通過臨床觀察發(fā)現(xiàn)，采用以上3 種假體組合進行TKA 的患者術(shù)后均取得了滿意的療效。但是，使用不同的脛骨假體組合臨床花費各不相同，且使用短延長桿獲得的經(jīng)濟學-醫(yī)學效益仍不明確。因此，通過有限元分析可以在一定程度上比較3 種假體組合的生物力學差異，對臨床具有很大的指導意義。本研究基于假體的測量數(shù)據(jù)進行建模分析，結(jié)果發(fā)現(xiàn)，相比于標準脛骨平臺，翻修脛骨平臺+30 mm 短延長桿無法產(chǎn)生顯著的應力減少。此外，對于正常骨量，使用標準脛骨平臺+30 mm 短延長桿也無法使脛骨近端獲得的應力顯著減低。當脛骨近端合并骨缺損時，使用30 mm 短延長桿可以使脛骨近端獲得的應力顯著減低，這與文獻中報道的結(jié)果一致。換言之，并非所有的TKA 均需要使用額外的延長桿，如果脛骨常規(guī)關(guān)節(jié)柄的設(shè)計較短，添加延長桿可能具有更多的益處，如果存在骨缺損，在標準假體的基礎(chǔ)上，額外使用30 mm 短延長桿可能對假體的長期生存更加有益。

本研究存在的不足：①本研究選用的模型數(shù)據(jù)來源于健康的成年女性，盡管參數(shù)設(shè)置盡可能模擬實際情況，但臨床上患者的骨質(zhì)、骨量各不相同，可能會存在一定的偏倚；②本研究僅對臨床常用的CMATM及PSATM聯(lián)合延長桿進行了分析對比，無法代表臨床上使用的其他假體的情況；③本研究僅對30 mm 短延長桿進行了生物力學分析，未對其他規(guī)格的延長桿進行比較；④本研究未將關(guān)節(jié)周圍的軟組織如韌帶、肌腱等進行綜合分析，這可能對最終結(jié)果產(chǎn)生一定的影響。但本研究對于未來臨床上不同患者進行膝關(guān)節(jié)假體選擇時仍具有較大的參考意義及經(jīng)濟學價值。

4 結(jié)論

對于無骨缺損的患者，使用標準脛骨平臺即可。對于合并骨缺損的患者，建議在標準脛骨平臺的基礎(chǔ)上添加30 mm短延長桿。

【利益沖突】所有作者均聲明不存在利益沖突