楊 磊，王 躍 ，楊洋洋(1.西南醫(yī)科大學(xué)臨床醫(yī)學(xué)院，四川 瀘州 646000；2.四川省醫(yī)學(xué)科學(xué)院·四川省人民醫(yī)院骨科，四川 成都 610072；.四川大學(xué)制造科學(xué)與工程學(xué)院，四川 成都 610064)

在人工髖關(guān)節(jié)股骨側(cè)翻修術(shù)中，鈷鉻合金廣泛涂層柱形柄與鈦合金帶脊錐形柄是常見的遠(yuǎn)端骨干固定的兩種非骨水泥柄，文獻(xiàn)報(bào)道兩種假體都有良好生存率，分別為14.2年95.9%[1]、14.4年93.7%[2]。但植入鈷鉻合金廣泛涂層柱形柄術(shù)后應(yīng)力遮擋所致骨吸收發(fā)生率29%～59.6%[3]，術(shù)中常需對骨缺損部位植骨以提供足夠支撐及恢復(fù)骨量[4]；使用鈦合金帶脊錐形柄出現(xiàn)自發(fā)性骨重建伴隨早期骨量恢復(fù)已被中長期隨訪研究所報(bào)道[5]，術(shù)中是否植骨對股骨近端骨重建無明顯影響[2]。此外，鈷鉻合金廣泛涂層柱形柄翻修術(shù)后大腿痛發(fā)生率11.5%～16%[3，6]。這些差異是否是由于兩種柄翻修術(shù)后股骨生物力學(xué)特點(diǎn)不同，而目前未見對此的生物力學(xué)研究報(bào)道。所以本實(shí)驗(yàn)采用有限元分析方法[7～9]，研究股骨骨缺損條件下鈷鉻合金廣泛涂層柱形柄和鈦合金帶脊錐形柄植入后股骨應(yīng)力分布狀態(tài)，并比較兩者差異。

1 對象與方法

1.1研究對象及圖像采集2017年1～8月四川省人民醫(yī)院骨科健康男性，25歲，體重70 kg，身高175 cm，X射線檢查排除股骨畸形、外傷等疾病，于放射科行股骨全長CT掃描，掃描條件：120 kV，125 mA，層厚0.625 mm，將收集到的影像數(shù)據(jù)以DICOM格式保存，作為股骨三維模型基礎(chǔ)數(shù)據(jù)。

1.2股骨三維有限元模型建立將股骨CT影像數(shù)據(jù)以DICOM格式導(dǎo)入Mimics15.0軟件中，利用不同組織密度的差異，分離、重建出股骨皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨的三維模型，然后以STL格式保存并導(dǎo)入Geomagic Studio 2013逆向工程軟件中對股骨皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨三維模型進(jìn)行光滑處理，使模型成為NURBS曲面模型，以IGS格式保存并導(dǎo)入Solidworks 2015軟件中，得到股骨實(shí)體模型。

1.3翻修股骨柄模型建立本研究選取Echelon翻修股骨柄(Simith&Nephew公司，美國)和Wagner SL翻修股骨柄(Zimmer公司，美國)為股骨翻修柄模型，其中Wagner SL為鈦合金帶脊錐形股骨柄，Echelon為鈷鉻合金廣泛涂層柱形柄，根據(jù)各公司提供的股骨柄數(shù)據(jù)，利用Solidworks 2015軟件建立股骨柄實(shí)體模型。由于股骨頭對實(shí)驗(yàn)結(jié)果影響不大，因而為簡化模型，設(shè)計(jì)為頭柄一體式假體，見圖1。A、B為鈷鉻合金廣泛涂層柱形股骨柄，為滿足相應(yīng)骨缺損模型固定要求(假體與正常骨干皮質(zhì)有40～60 mm摩擦匹配，假體過盈擦配股骨皮質(zhì)管內(nèi)0.5 mm)，A為規(guī)格15號微孔型直柄(假體直徑15 mm)，微孔涂層長度 140 mm，遠(yuǎn)端為拋光、開叉、溝槽設(shè)計(jì)，用于翻修II型骨缺損；B為規(guī)格15號微孔型直柄Plus(假體直徑15 mm)，微孔涂層長度175 mm，用于翻修IIIA型骨缺損。C、D為鈦合金帶脊錐形股骨柄，為滿足固定要求(假體與缺損區(qū)遠(yuǎn)端骨干有至少70 mm咬合固定，假體脊凸入股骨皮質(zhì)管內(nèi)1 mm)C為14號規(guī)格長190 mm，用于翻修II型骨缺損、D 為15號規(guī)格長225 mm，用于翻修IIIA型骨缺損(骨缺損分類見后文)。

1.4股骨與翻修假體的裝配利用Solidworks 2015軟件，于小粗隆上沿15 mm截除股骨頭頸，參照Parprosky骨缺損分型[10，11]，如圖2建立4類不同程度股骨骨缺損模型，根據(jù)骨缺損嚴(yán)重程度選擇前述型號的兩種翻修股骨柄，見圖1，并植入相應(yīng)股骨骨缺損實(shí)體模型。植入過程保證假體維持假體頸前傾15度，假體位于髓腔中心線，假體頭中心與股骨頭中心重合。根據(jù)骨缺損程度和翻修股骨柄種類的不同組合共建立8個(gè)手術(shù)實(shí)體模型，分為鈦合金錐形柄組和鈷鉻合金柱形柄組，如圖3。為方便后續(xù)敘述，各模型簡稱為股骨柄材料·骨缺損程度，如：鈷鉻合金柱形股骨柄翻修Paprosky IIA型骨缺損簡稱CoCr·IIA，鈦合金帶脊錐形股骨柄翻修Paprosky IIA型骨缺損簡稱Ti·IIA。

圖1 股骨柄實(shí)體模型A、B為鈷鉻合金廣泛涂層柱形股骨柄；C、D為鈦合金帶脊錐形股骨柄

圖2 骨缺損分類示意圖 IA型位于小粗隆尖水平，IIA、IIC位于小粗隆尖下20 mm，IIIA位于小粗隆尖下50 mm

1.5單元設(shè)置及材料屬性將8個(gè)手術(shù)實(shí)體模型分別導(dǎo)入ANSYS Workbench 17.0軟件，將骨骼定義為各向同性線性彈性物質(zhì)，參考既往學(xué)者使用的人體骨骼力學(xué)數(shù)據(jù)及假體材料屬性數(shù)據(jù)[7，12]，對假體及股骨進(jìn)行材料屬性賦值，見表1。骨缺損區(qū)材料屬性，參考Heller[13]的方法，將骨缺損區(qū)看做松質(zhì)骨缺失，皮質(zhì)骨彈性模量為5 gP，泊松比0.4以模擬骨質(zhì)缺損。

表1 模型材料屬性

1.6邊界和約束條件本實(shí)驗(yàn)采用Taylor[14]的方法，模擬體重700 N成人于步態(tài)周期中關(guān)節(jié)承載處于峰值時(shí)刻進(jìn)行加載，載荷方向及大小見表2。本實(shí)驗(yàn)忽略假體表面不同處理影響，統(tǒng)一以綁定接觸模擬宿主骨長入/上翻修股骨假體表面[15]，對股骨遠(yuǎn)端所有節(jié)點(diǎn)進(jìn)行固定約束，約束節(jié)點(diǎn)沒有位移和轉(zhuǎn)動，在各個(gè)方向上的自由度為零[8]。

表2 模型的載荷方向及大小 (N)

1.7模型劃分網(wǎng)格使用網(wǎng)格劃分工具進(jìn)行網(wǎng)格劃分，采用10節(jié)點(diǎn)四面體單元網(wǎng)格劃分，元素尺寸設(shè)置為2.0 mm，對所有模型劃分網(wǎng)格，得到網(wǎng)格化模型見圖3。所得節(jié)點(diǎn)單元數(shù)：CoCr·IIA模型374933節(jié)點(diǎn)、224135單元，CoCr·IIB模型376335節(jié)點(diǎn)、224135單元，CoCr·IIC模型384324節(jié)點(diǎn)、231275單元，CoCr·IIIA模型382265節(jié)點(diǎn)、227559單元；Ti·IIA模型436542節(jié)點(diǎn)、265962單元，Ti·IIB模型438728節(jié)點(diǎn)、267874單元，Ti·IIC模型438678節(jié)點(diǎn)、268356單元，Ti·IIIA模型471186節(jié)點(diǎn)、287951單元。

圖3 手術(shù)實(shí)體模型(A，B)及網(wǎng)格化模型(C，D)A，D：CoCr·IIA模型，B，C：Ti·IIA模型

1.8求解、后處理及觀察指標(biāo)采用Workbench 17.0軟件求解，得到各模型Von Mises應(yīng)力分布云圖，并檢測股骨Von Mises應(yīng)力值。

1.9統(tǒng)計(jì)學(xué)方法于缺損區(qū)內(nèi)、外側(cè)隨機(jī)取25點(diǎn)的Von Mises應(yīng)力值。應(yīng)用SPSS 17.0軟件對數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析。缺損區(qū)Von Mises應(yīng)力值為計(jì)量資料，以均數(shù)±標(biāo)準(zhǔn)差表示，組間比較采用t檢驗(yàn)。P< 0.05為差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。

2 結(jié)果

2.1股骨總體vonMises應(yīng)力分布查看股骨Von Mises應(yīng)力分布云圖及Von Mises應(yīng)力值，如圖4，可看出在載荷的作用下，股骨內(nèi)外側(cè)的應(yīng)力要明顯高于前后側(cè)。股骨內(nèi)外側(cè)應(yīng)力從近端向遠(yuǎn)端逐漸增加，至股骨的遠(yuǎn)端達(dá)到應(yīng)力的高峰，最高值出現(xiàn)在鈦合金錐形股骨柄模型，為91.3 MPa，較鈷鉻合金廣泛涂層柱形股骨柄高約5.2 MPa。

圖4 股骨內(nèi)外側(cè)Von Mises應(yīng)力分布云圖A：CoCr·IIB；B：Ti·IIB；C：CoCr·IIIA；D：Ti·IIIA 黑線以上為缺損區(qū)，箭頭指向應(yīng)力集中區(qū)；鈦合金錐形柄組股骨內(nèi)外側(cè)色條呈狹長狀，色條近端區(qū)域呈舌樣與其他色條融合漸變，鈷鉻合金柱形柄組股骨內(nèi)外側(cè)色條粗短，色條近端呈圓角矩形與其他色條融合漸變不明顯，尤其以深綠色、淺黃色、深黃色條帶顯示明顯

2.2不同假體對股骨應(yīng)力分布的的影響分析各模型骨缺損區(qū)內(nèi)外側(cè)Von Mises應(yīng)力，相同骨缺損條件下，在骨缺損區(qū)鈦合金錐形柄組較鈷鉻合金柱形柄組存在更高應(yīng)力分布，差值分別為IIA 3.88 MPa、IIB 4.80 MPa、IIC內(nèi)側(cè)5.36 MPa、IIC外側(cè)7.44 MPa、IIIA內(nèi)側(cè)5.48 MPa、IIIA外側(cè)9.16 MPa，差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P< 0.05)，見表3。

表3 相同骨缺損下不同假體翻修后缺損區(qū)內(nèi)、外側(cè)Von Mises應(yīng)力 (MPa)

圖5 相同骨缺損下不同假體翻修后股骨側(cè)應(yīng)力變化圖三角形為鈦合金錐形柄涂層止點(diǎn)區(qū)，星形為鈷鉻合金柱形柄涂層止點(diǎn)區(qū)

觀察應(yīng)力分布云圖(圖4)，可見鈦合金錐形柄組股骨內(nèi)外側(cè)色條呈狹長狀，色條近端區(qū)域呈舌樣并與其他色條融合漸變，提示應(yīng)力分布均勻，鈷鉻合金柱形柄組股骨內(nèi)外側(cè)色條粗短，色條近端呈寬大圓角矩形并與其他色條融合漸變不明顯，提示應(yīng)力分布不均，尤其以綠色、淺黃色、深黃色條帶顯示明顯。檢測股骨冠狀面內(nèi)、外側(cè)Von Mises應(yīng)力值，繪制應(yīng)力-距離折線圖，如圖5，相同條件下，在II型骨缺損距截骨面0-10.5 cm區(qū)域、IIIA型骨缺損距截骨面0-15.5 cm區(qū)域鈦合金錐形柄組應(yīng)力變化平緩，鈷鉻合金柱形柄組此相應(yīng)區(qū)域應(yīng)力變化不平緩。

在4類骨缺損模型中，鈷鉻合金柱形柄組涂層末端區(qū)域均表現(xiàn)出應(yīng)力值變化劇烈、過渡不平緩，II型骨缺損距截骨面9-10.5 cm區(qū)域應(yīng)力增加值分別為：IIA：25.0 MPa、IIB：23.0 MPa、IIC：20.0 MPa，IIIA型骨缺損距截骨面14-15.5 cm區(qū)域應(yīng)力增加值23.0 MPa，見圖5。觀察應(yīng)力分布云圖可見在II型骨缺損距截骨面9-10.5 cm區(qū)域及IIIA型骨缺損距截骨面14-15.5 cm區(qū)域存在應(yīng)力集中現(xiàn)象，表現(xiàn)為淺藍(lán)色與淺黃色之間細(xì)窄的綠色條帶，應(yīng)力在1.5 cm長區(qū)域劇烈增加，如圖4箭頭所示。鈦合金錐形柄組涂層末端區(qū)域應(yīng)力應(yīng)力過渡平緩，II型骨缺損距截骨面13.5-15 cm區(qū)域應(yīng)力增加值分別為IIA：4.0 MPa、IIB：2.0 MPa、IIC：2.0 MPa，IIIA型骨缺損距截骨面17-18.5 cm區(qū)域應(yīng)力增加值1.5 MPa，應(yīng)力分布云圖未見明顯應(yīng)力集中現(xiàn)象。

圖5 相同骨缺損下不同假體翻修后股骨側(cè)應(yīng)力變化圖
星形代表鈷鉻合金柱形柄組涂層止點(diǎn)區(qū)域，三角形代表鈦合金錐形柄組涂層止點(diǎn)區(qū)域。

3 討論

3.1應(yīng)力分布差異與臨床現(xiàn)象的關(guān)系Kang等[3]報(bào)道使用鈷鉻合金廣泛涂層柱形柄對45髖行翻修術(shù)，股骨近端骨吸收發(fā)生率3年59.6%、5年65.4%、10年67.3%，Engh等[16]發(fā)現(xiàn)骨吸收更多的發(fā)生在使用較大直徑股骨柄的患者。另一方面，Sandiford等[17]對104例應(yīng)用Wagner SL股骨柄翻修患者隨訪2年自發(fā)性骨重建率為47%，最早術(shù)后3月即可觀察到骨重建現(xiàn)象。根據(jù)Wolff定律，骨骼的生長受到力學(xué)刺激影響而改變其結(jié)構(gòu)，應(yīng)力遮擋可導(dǎo)致骨質(zhì)的吸收重塑。本研究顯示，相同骨缺損程度下，鈦合金錐形柄組較鈷鉻合金柱形柄組在骨缺損區(qū)有更高應(yīng)力分布，以Parprosky IIIA骨缺損為例，鈦合金錐形柄在骨缺損區(qū)域內(nèi)側(cè)應(yīng)力(13.24±7.36)MPa，而鈷鉻合金柱形柄(7.76±3.81)MPa，應(yīng)力差值5.48 MPa。因此，鈦合金錐形股骨柄組在股骨缺損區(qū)表現(xiàn)出更高應(yīng)力分布，這可能利于骨缺損部位骨量的自發(fā)性恢復(fù)，鈷鉻合金柱形股骨柄組應(yīng)力遮擋程度較重，骨缺損區(qū)所受應(yīng)力較低，可能導(dǎo)致骨缺損區(qū)應(yīng)力遮擋所致骨吸收，加重骨量丟失。

對廣泛涂層鈷鉻合金圓柱狀股骨柄的另一爭議是大腿痛。Kang等[3]報(bào)道對45例髖翻修術(shù)平均隨訪12年，大腿痛發(fā)生率最初15.6%，翻修術(shù)后3年疼痛消失。這種疼痛表現(xiàn)為假體末端區(qū)域的疼痛，并呈活動后疼痛而非起步痛。本研究也注意到廣泛涂層鈷鉻合金柱形股骨柄涂層末端區(qū)域股骨存在應(yīng)力集中現(xiàn)象，應(yīng)力在此1.5 cm區(qū)域增加值分別為IIA：25 MPa、IIB：23 MPa、IIC：20 Mpa、IIIA：23 MPa，應(yīng)力變化劇烈。因此，鈷鉻合金廣泛涂層柱形股骨柄假體涂層末端區(qū)域存在應(yīng)力集中，這可能是翻修術(shù)后大腿痛的來源之一。

3.2應(yīng)力分布差異的原因應(yīng)力分布與物體材料性質(zhì)和該物體的幾何形狀有關(guān)，在材料力學(xué)中，材料彈性模量與相應(yīng)截面幾何性質(zhì)的乘積表示為剛度。股骨假體的剛度是影響應(yīng)力遮擋程度的重要因素。鈷鉻合金假體(直徑≥15 mm)剛度是股骨干的3～5倍，其彈性模量E=220 gPa是鈦合金彈性模量E=110 gPa的2倍，鈷鉻合金假體較鈦合金假體表現(xiàn)出更加嚴(yán)重的應(yīng)力遮擋[18～20]。錐形設(shè)計(jì)股骨柄可楔入股骨實(shí)現(xiàn)穩(wěn)定，這種設(shè)計(jì)的假體較以骨干擦配固定的圓柱狀股骨柄可有效降低假體剛度[20]。Brodner等[21]使用雙能X射線分析100例植入錐形Alloclassic Zweymüller柄(Zimmer，美國)的初次置換患者的股骨近端骨密度，發(fā)現(xiàn)術(shù)后5年在Gruen 2，4，5區(qū)骨密度明顯增加，分別增加11%，3%，11%，在1，6，7區(qū)骨密度明顯減少，分別減少3%，6%，14%，平均骨密度在此期間并無明顯變化。Kwon等[22]對51髖初次置換使用柱形AML柄(DePuy，美國)平均隨訪9.6年，術(shù)側(cè)所有Gruen分區(qū)骨密度低于對側(cè)未手術(shù)股骨相應(yīng)區(qū)域骨密度。本研究也注意到相同骨缺損程度下，鈦合金錐形柄組較鈷鉻合金柱形柄組在骨缺損區(qū)有更高應(yīng)力分布，差值分別為：IIA 3.88 MPa、IIB 4.80 MPa、IIC內(nèi)側(cè)5.36 MPa、IIC外側(cè)7.44 MPa、IIIA內(nèi)側(cè)5.48 MPa、IIIA外側(cè)9.16 MPa。因此鈷鉻合金柱形股骨柄較鈦合金錐形股骨柄增加了假體剛度，應(yīng)力遮擋程度加重，使股骨近端應(yīng)力分布較低。

通過本研究可以看到，鈦合金錐形股骨柄剛度低于鈷鉻合金柱形股骨柄，在股骨骨缺損區(qū)表現(xiàn)出更高的應(yīng)力分布，這可能利于骨缺損翻修術(shù)后骨量的自發(fā)性恢復(fù)，鈷鉻合金柱形股骨柄應(yīng)力遮擋程度較重，并且在涂層末端區(qū)域存在應(yīng)力集中，可能是解釋臨床觀察到的股骨近端骨吸收和大腿痛的原因。

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