股骨模型和髖關節假體

使用電腦斷層掃描 (CT)對一名 24 歲男性參與者的骨盆和股骨進行體內掃描，該參與者無任何髖關節疾病。參與者同意收集和使用研究中使用的 CT 掃描影像。使用 PhysiGuide 軟體 2.3.1 版（台灣彰化寶元科技有限公司）[ 24 ]，將層間距為 1 毫米的 CT 掃描影像三維重建為具有三角形表面網格的近端股骨。在本研究中，排除骨盆，僅使用股骨（圖 1 A）。股骨由皮質殼和鬆質骨核組成，其邊界由 CT 影像輪廓的灰階差異定義（圖 1 B）。使用 SolidWorks 軟體 2011 版（美國麻薩諸塞州康科德市 SolidWorks 公司）將股骨模型進一步轉換為具有光滑無縫表面的實體模型。使用CT掃描影像的數值建模符合台灣衛生福利部《涉及人體受試者的研究法》第五條第五項中「科學研究無需倫理批准」的規定。因此，本研究免於倫理批准。以完整的股骨作為帶柄和無柄系統的比較基線。帶柄系統是傳統髖關節系統的代表（Capital™，3M Health Care Ltd.，英國萊斯特郡）（圖 1B）。 Durom™髖臼杯是第一個無柄系統，它包含一個球頭和一個中心桿（圖 1B和2A）。對於第二個無柄系統，本文作者使用參與者的CT影像設計了與參與者頸部高度緊密接觸的適配杯（圖 1B和2B）。對於這種定制杯，透過股骨頸的解剖軸插入中心螺絲，以進一步穩定適配杯。必要時，可使用鎖定螺絲將兩枚螺絲的連接轉變為增強骨杯結構的穩定性機制。骨杯槽的設計旨在避免直接壓迫關節周圍血管和神經根。對於帶柄模型，將頸上方的骨塊斜置切除，並將柄置入髓內管，與傳統帶柄全髖關節置換術相同。對於表面置換和安裝系統，內杯與下層骨緊密接觸。對於安裝系統，為簡化數值分析，忽略了中心螺絲和鎖定螺絲的螺紋。

有限元素分析

僅分析股骨近端，遠端剛性固定（圖 1A）。將髖部壓縮和肌肉收縮模擬為股骨近端的生理負荷。設定以膝關節髁間為原點的XYZ座標系來定義肌肉收縮。 X 、Y和Z軸分別指向內外、前後和上下（圖 1A ）。臀肌、梨狀肌、髂腰肌、髂脛束、股外側肌和內收肌的插入點和受力方向均引用自文獻[ 25-27 ] 。在單腳站立的靜態位置選擇股骨上髖部和肌肉力的向量分量[ 18、28-30 ] 。在 SolidWorks 環境中開發了一個有柄系統和兩個無柄系統的幾何模型（圖 1）。

本研究主要關注應力分佈、界面微動和植入物失效（圖 1A和2）。從aa到dd繪製了四條線並將其投影到股骨表面，以評估植入物對皮質應力的影響（圖 1A）。對於無柄系統，高應力桿和螺絲使其成為機械失效的潛在因素，可透過沿著從ee到gg三條線的應力分佈進行評估（圖 2A和 B）。界面微動用於指示骨杯結構的不穩定性，並沿線hh和ii確定（圖 2C和 D）。馮·米塞斯應力和最大主應力分別作為骨骼和植入物應力的比較指標。

皮質骨的楊氏模量、泊鬆比和骨密度分別為 17.5 GPa、0.3 和 1.9 gcm ^-3，鬆質骨的楊氏模量、泊鬆比和骨密度分別為1.5 GPa、0.12 和 0.8 gcm ^-3 [30-33 ]。帶柄和不帶柄植體的材料採用楊氏模量為 (=234 GPa) 和泊鬆比為 (=0.3) 的鈷鉻鉬合金。臼杯與骨頭之間的摩擦係數為 0.2，金屬假體之間的摩擦係數為 0.32 [ 34,35 ]。假定所有材料均具有線性彈性、均勻和各向同性的材料特性。將所有植體的計算應力與鈷鉻鉬合金的屈服強度 (=450 MPa) 進行比較，以驗證線性彈性假設。利用表面對錶面接觸單元模擬骨-植入物界面之間的接觸面相互作用，以允許界面滑移。

透過使用自動網格演算法，使用軟體 Simulation 版本 2011（SolidWorks Corporation，美國馬薩諸塞州康科德）對骨植入物結構進行網格劃分。四個模型由具有彎曲元素邊界的 10 個節點四面體實體元素劃分網格，從而消除了導致不切實際的高應力集中的尖銳不連續性。根據長寬比和雅可比檢查，所有元素都在可接受的失真範圍內，以最大限度地提高結果的準確性。在上述線、杯和螺絲附近對網格進行了細化，以提高建模精度，直到實現出色的單調收斂行為（h 自適應方法），總應變能差異小於 1％。杯和螺絲使用了一種特殊的元素密度，其平均密度是模型其餘部分的兩倍。整體平均元素尺寸為 3.5 毫米。四個模型的元素數量分別為 92,911（完整）、74,552（有莖）、89,703（重塑）和 100,683（擬合）。

周圍骨骼的應力分佈

此有限元素模型的驗證步驟已在本文作者的前期研究中描述 [ 36 ]。四個股骨皮質的 von Mises 應力分佈如圖 3所示。兩根無柄股骨的應力分佈模式與完整股骨在近端皮質的應力分佈模式相似。然而，對於所有視圖，帶柄股骨的應力值明顯小於其對應部分。在線jj處定量比較了完整股骨與器械股骨之間的生物力學差異（圖 3 A）。與完整股骨相比，帶柄股骨的大轉子應力值平均降低約 16.3%（前）、16.8%（後）、60.6%（內側）和 46.8%（外側）。上述差異在表面置換系統中分別增加約5.1%（前側）、減少約2.3%（後側）、5.5%（內側）和2.4%（外側）。在適配系統中，上述差異在前側增加約8.0%（後側），減少6.4%（內側）和9.5%（外側）。在4根股骨中，所有側骨幹皮質的應力差異均減少。

骨杯界面微動

負重時，界面微動導致重建杯與擴孔股骨之間（平台區除外）出現間隙（圖 4 A）。在中心桿上方，沿ii線的微動平均為0.06毫米。相較之下，由於界面微動主要沿著上方hh線發生（圖 4 B），因此適配系統似乎更穩定。對於兩個無柄系統，界面微動總是發生在兩條界面線的下部。在平台區下方，適配系統的微動值略小於重建系統。

無柄植體的應力分佈

無柄系統的最大主應力分佈模式如圖5所示 。對於組裝系統，杯槽的凹形設計使其成為與其他區域相比的應力集中點（45.1 MPa）（圖 5 A）。對於表面置換系統，中心桿作為疊合杯的穩定器，承受大部分生理負荷，導致杯桿連接處應力集中較高（29.2 MPa）（圖 5 B）。髖部壓縮和肌肉收縮都透過中心螺絲和錐度傳遞到裝配杯，從而導致杯錐連接處應力集中（40.0 MPa）。對於裝配杯，穩定機制之一是鎖定螺絲。因此，應力主要集中在杯/鎖定螺絲連接處（47.2 MPa）。中心螺絲的相交孔也使其成為應力集中點（33.2 MPa）。沿中心桿的應力分佈呈鐘形，峰值位於中間區域（圖 5 C）。

周圍骨骼的應力分佈

從生物力學角度來看，插入的股骨柄不可避免地會重新分配近端股骨的應力值 [ 11、13、14 ]。隨後，股骨柄周圍應力的減少和誘發的碎片使周圍骨骼容易發生骨質疏鬆症（應力屏障）和骨吸收（免疫反應）。這兩種骨骼反應通常會破壞股骨柄的穩定環境。因此，骨骼強度的減弱和界面微運動的增加無法支撐透過插入的股骨柄傳遞的外部載荷 [ 1,11-13 ]。圖 3顯示完整股骨和帶股骨柄股骨內側皮質應力有顯著差異。然而，對於無股骨柄股骨，近端和骨幹區域的皮質應力與完整股骨相似。

對於jj線以下的內側皮質（圖 3 A），皮質應力的降低顯示大部分近端負荷從股骨柄轉移到骨幹皮質 [ 14 ]。根據沃爾夫定律，骨骼負荷的降低會導致骨骼透過降低機械強度（材料重塑）或減少骨小梁尺寸（結構重塑）進行自我適應。本研究結果與報告的股骨柄對骨應力的影響 [11,13,14] 一致。這表明與無股骨柄植入物相比，髓內股骨柄與鬆質骨之間的無菌性鬆動可能更高 [ 11,12,37 ] ，這與觀察到的皮質應力現像一致。本研究結果證明了股骨近端有股骨柄誘發應力問題。

骨杯界面微動

圖4顯示了兩種無柄系統的界面微運動詳細結果 。對於表面置換系統，除平台區外，沿線ii存在顯著的微運動。表面置換系統的骨杯微運動大於組裝系統，尤其是在界面線的上部區域（圖 4）。這可以透過杯設計和骨強度的三個結構因素來解釋。首先，與表面置換系統相比，組裝系統在杯內部和下層骨之間提供了更緊密的接觸面積（圖 1B）。其次，組裝系統的骨螺絲介面比表面置換系統更穩定（圖 2A和 B）。表面置換杯僅由中心桿穩定，但採用兩個相交螺絲形成組裝杯的互鎖機制。對於組裝系統，球頭上的負荷將使杯的 A 部分向內側彎曲，該部分由鎖定螺絲固定（圖 6A）。然而，鎖定螺絲的拔出將在部分 B 處引起螺絲軸順時針旋轉，並且可以合理地假設受到部分 C 處的交叉機制的限制。第三，配件系統的訂製杯直接覆蓋較強的皮質，而重表面杯疊加在鉸孔的鬆質骨上（圖 2C和 D）。因此，接觸情況、鎖定機制和骨強度的差異導致配件比重表面系統具有更高的穩定性。然而，與重表面系統一樣，配件杯的向下移動不可避免地會導致線hh遠端部分的界面微運動（圖 4B）。

無柄植體的應力分佈

與帶柄系統相反，球形臼杯由下置骨骼支撐，並透過中心桿進一步穩定。然而，這使得中心桿成為受力最重的部件（圖 5）。除了臼杯-桿連接處之外，應力集中也發生在中心桿的大約中間區域，該區域大約是臼杯邊緣在桿上的投影位置（圖 5A和B）。這可以透過以下事實來解釋：在臼杯外部，桿開始承受負荷。對於配件系統，組件間連接處和臼杯槽是應力集中的位置。由於形狀不連續，中心和鎖定螺絲的高應力位置是互鎖孔和直徑減小的角落（圖 5C）。應修改設計以避免這些位置出現塑性屈服或疲勞開裂。本研究結果表明，對於未插入股骨柄的無柄系統，其主要關注點在於骨杯結構的長期穩定性。圖 6B和 C 比較了兩種無柄系統的負載傳遞機制。股骨頭的主要負荷是髖部壓縮，而前後負荷相對較小，因此，表面置換系統和組裝系統之間的皮質應力值相當（圖 3B）。對於表面置換系統，髖部壓縮透過骨杯內部（紅色箭頭）和中央桿（黑色箭頭）傳遞到股骨近端（圖 6B）。對於組裝系統，負荷傳遞路徑是骨杯內部（紅色箭頭）和中央螺絲（黑色箭頭）（圖 6C）。透過裝配杯上部接觸面的負荷進一步透過鎖定螺絲傳遞。透過中央螺絲的負荷集中在相交部位，並傳遞到外側皮質。由於側皮質的支撐和較長的骨螺釘接觸，中心螺釘相交部位的峰值應力略高於中心桿的峰值應力（圖 5 A）。