潘浩 胡慶豐 肖魯偉 賈高永 廖勝輝 朱杭 何永江 王堅(jiān)

●臨床研究

髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良髖臼假體位置與穩(wěn)定的三維有限元分析

潘浩 胡慶豐 肖魯偉 賈高永 廖勝輝 朱杭 何永江 王堅(jiān)

目的 利用三維有限元仿真的方法，研究全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)治療成人髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良時(shí)3種不同髖臼假體位置與髖臼假體初始穩(wěn)定的相關(guān)性，為臨床手術(shù)操作提供參考依據(jù)。 方法 采用專門的生物力學(xué)有限元網(wǎng)格劃分器，從髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良的CT掃描數(shù)據(jù)中，建立高度仿真的個(gè)性化髖骨三維有限元模型，并模擬在真臼位置安放髖臼假體的解剖位重建、將髖臼內(nèi)壁打磨穿透內(nèi)移的中心化重建、和在真性髖臼上方假臼高位重建3種常見的臨床手術(shù)方案，模擬不同臼杯假體位置對(duì)全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)后髖臼假體穩(wěn)定的影響。 結(jié)果 髖臼假體在真臼位置安放的解剖重建，出現(xiàn)應(yīng)力集中和大剪切應(yīng)力的可能性最小，穿透內(nèi)移安放的模擬應(yīng)力分布略高于真臼重建，而在假體上移高位安放的模擬則出現(xiàn)預(yù)測(cè)應(yīng)力大幅增加。 結(jié)論 成人髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)中應(yīng)盡可能在真臼位置重建和安放臼杯假體，以達(dá)到最優(yōu)的應(yīng)力分布和穩(wěn)定性。

髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良 成人 全髖置換術(shù) 髖臼假體 有限元模擬

成人髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良（Developmental dysplasia of the hip，DDH）是臨床常見髖關(guān)節(jié)疾病，發(fā)病率約為0.1%[1]。由于DDH的髖臼發(fā)育淺小，髖臼前外側(cè)常有骨缺損,因此,在人工全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)髖臼重建時(shí)，常需要通過結(jié)構(gòu)性植骨增加髖臼假體的覆蓋率和初始穩(wěn)定性。臨床研究證明，結(jié)構(gòu)性自體骨移植存在明顯骨吸收現(xiàn)象，從而影響假體穩(wěn)定性和長(zhǎng)期生存率[2-3]。許多方法被推薦用以減少骨移植數(shù)量：（1）使用小號(hào)生物型髖臼假體，增加髖臼假體骨覆蓋[4]；（2）磨穿髖臼內(nèi)壁,加深髖臼底部，使臼杯中心化內(nèi)置[5]；（3）高位髖臼中心，在理想髖關(guān)節(jié)中心放置假體非常困難時(shí)，將髖臼中心上移至有良好骨床的假臼位置，使用小直徑髖臼假體重建[6]。目前，有關(guān)成人髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良的最佳髖臼重建方法仍然存在爭(zhēng)議[8]。

本文采用專門的生物力學(xué)有限元網(wǎng)格劃分器從髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良的CT掃描數(shù)據(jù)中建立高度仿真的個(gè)性化髖骨三維有限元模型，模擬（1）特制小號(hào)非骨水泥型髖臼假體原位重建[4]；（2）髖臼內(nèi)壁打磨穿透髖臼假體中心化重建[5]；（3）高位髖關(guān)節(jié)中心重建[6]等3種臨床常見手術(shù)方法，分析3種不同的臼杯位置對(duì)髖臼側(cè)假體周圍應(yīng)力的影響和髖臼假體定位與穩(wěn)定的相關(guān)性。

1 資料和方法

1.1 計(jì)算機(jī)硬件配置和建模軟件系統(tǒng) 硬件使用普通臺(tái)式個(gè)人計(jì)算機(jī)，英特爾P4 3.0G中央處理器，內(nèi)存為4G,硬盤為260G，ATI RADEON 9800 Pro顯示卡。

建模軟件采用浙江大學(xué)計(jì)算機(jī)科學(xué)與技術(shù)學(xué)院自主開發(fā)的新一代計(jì)算機(jī)輔助醫(yī)療通用外科手術(shù)集成系統(tǒng)——USIS（Universal Surgical Integration System），該系統(tǒng)能直接讀取DICOM標(biāo)準(zhǔn)的CT/MRI圖像，進(jìn)行多種手術(shù)環(huán)境的模擬：如計(jì)算機(jī)輔助顱頜面手術(shù)模擬、植牙手術(shù)模擬、骨盆手術(shù)模擬等；其中包含了功能強(qiáng)大的三維分割與重建、虛擬解剖與測(cè)量、和輔助模型設(shè)計(jì)工具，并開發(fā)了專門的生物力學(xué)有限元網(wǎng)格劃分器。

1.2 個(gè)性化髖骨三維有限元模型的建立 選取杭州市中醫(yī)院2012年5月份收治的1例34歲成年女性患者為建模素材，該患者患有雙側(cè)HartofilakidisⅢ型成人髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良，需要施行人工全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)。采用SOMATOM SENSATION 6 4排螺旋CT機(jī)對(duì)其骨盆部位進(jìn)行掃描，掃描層厚0.75mm。將CT影像以DICOM的形式導(dǎo)入U(xiǎn)SIS中進(jìn)行精確的三維分割與模型重建，生成個(gè)性化的髖骨實(shí)體模型，如圖1a所示。然后使用擴(kuò)展的生物力學(xué)有限元網(wǎng)格劃分器[9]生成髖骨的高質(zhì)量體網(wǎng)格，如圖1b所示?？梢钥吹?，劃分的有限元網(wǎng)格單元形狀非常規(guī)則，并且最大程度上保持了原實(shí)體模型的幾何外形特征、具有很高的幾何相似性。

將生成的髖骨體網(wǎng)格設(shè)置為初始的松質(zhì)骨區(qū)域，松質(zhì)骨的彈性模量為800 MPa，泊松比為0.2。然后利用USIS中的輔助模型設(shè)計(jì)工具選取表面網(wǎng)格，生成平均厚度為1.5 mm的殼單元層作為皮質(zhì)骨,將殼單元層的方向設(shè)置為由外向里，皮質(zhì)骨的彈性模量為17 000 MPa，泊松比為0.3。同時(shí),將落入皮質(zhì)層范圍的內(nèi)部四面體單元結(jié)點(diǎn)處的材質(zhì)參數(shù)設(shè)置為0 MPa，以保證模型外部的幾何相似性，同時(shí)消除皮質(zhì)骨殼單元層和內(nèi)部松質(zhì)骨體網(wǎng)格部分重疊帶來的影響。共生成皮質(zhì)骨殼單元10 782個(gè)，松質(zhì)骨四面體單元68 496個(gè)。

圖1 個(gè)性化髖骨三維有限元模型（a：個(gè)性化髖骨實(shí)體模型，b：個(gè)性化髖骨三維有限元網(wǎng)格型）

圖2 3種不同髖關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)中心三維有限元模型（a：真臼位置安放臼杯假體，b：髖臼假體進(jìn)行內(nèi)移穿透安放，c：髖臼假體進(jìn)行上移高位安放）

1.3 3種不同髖關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)中心的全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)的模擬從圖1可見，由于患者髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良長(zhǎng)期高位脫位，髖臼淺而窄、近似三角形。經(jīng)過三維解剖測(cè)量，最大只能容納直徑40mm的小號(hào)臼杯假體。首先利用仿真系統(tǒng)中的交互工具，在真臼位置模擬打磨安放臼杯假體，確定該臼杯假體外展角為42°，前傾角為15°，如圖2a所示。由于髖臼嚴(yán)重發(fā)育不良，我們采用同種骨移植的方式進(jìn)一步重建假體周圍的骨組織，為人工髖臼假體提供足夠的骨性覆蓋。接下來，模擬將髖臼內(nèi)壁打磨穿透，對(duì)髖臼假體進(jìn)行內(nèi)移穿透安放，如圖2b所示。最后，在真臼的上方選取合適的位置重建髖臼，將髖臼假體進(jìn)行上移高位安放，如圖2c所示。髖臼假體采用各向同性鈦質(zhì)，彈性模量100 000 MPa，泊松比0.3。假體與骨界面假設(shè)為完全的骨結(jié)合，以共用節(jié)點(diǎn)剛性連接。

1.4 邊界條件和加載模擬設(shè)置 對(duì)建立好的3種全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)有限元仿真模型（髖臼假體在真臼位置安放、髖臼假體進(jìn)行內(nèi)移穿透安放、髖臼假體進(jìn)行上移高位安放），使用相同的邊界固定和加載條件。對(duì)于邊界條件，將后側(cè)的骶髂關(guān)節(jié)面和前方的恥骨進(jìn)行固定約束。對(duì)于加載，采用單髖單足靜止站立體位，承載側(cè)髖關(guān)節(jié)支撐頭部、軀干、雙上肢及對(duì)側(cè)下肢，即大約81%的體重。此時(shí)人體的重心位置發(fā)生變化：在水平面下移至腰3與腰4之間椎間盤平面；在冠狀面上向不負(fù)重側(cè)移動(dòng)2.5cm；在矢狀面上重心位于承載側(cè)髖關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)中心的冠狀面附近。由于體重K使負(fù)載側(cè)髖關(guān)節(jié)偏心受力，并使骨盆傾斜。為保持髖關(guān)節(jié)穩(wěn)定，需通過外展肌力M以達(dá)到平衡。重力K的力臂為h1，力M的力臂為h2。當(dāng)平衡時(shí)兩力的力矩相等，即K h1=M h2，此時(shí)髖關(guān)節(jié)承受力K和M的總合力R為：R2=K2+M2+2MKCos（KM），其中∠KM為力K與M的的夾角。重力K的力臂大約是M力臂的3倍，故合力R大約為總體重3倍以上。合力R的力線與重力K和M的力線相交于一點(diǎn)，并通過股骨頭中心。根據(jù)上述原理，利用USIS系統(tǒng)中的交互工具在完整骨盆的三維模型上選取重心點(diǎn)和股骨頭中心確定加載力線，并在中心點(diǎn)鄰接區(qū)域的結(jié)點(diǎn)上進(jìn)行分布式加載，模擬股骨側(cè)假體對(duì)髖臼假體的反作用力，大小為1764N，如圖2a所示。

最后用USIS中的ANSYS轉(zhuǎn)換接口將全骨盆三維有限元模型導(dǎo)入ANSYS 10.0有限元分析軟件。其中線性的四面體、殼單元全部轉(zhuǎn)換為非線性的二次10節(jié)點(diǎn)四面體和6節(jié)點(diǎn)殼單元，以提高數(shù)值計(jì)算的精度。

2 結(jié)果

在相同的加載條件下進(jìn)行有限元模擬后，本文對(duì)3種安放方法的髖臼假體周圍松質(zhì)骨的應(yīng)力分布圖和應(yīng)力最大值進(jìn)行分析和對(duì)比。為了更好分析剪切應(yīng)力，以臼杯假體底部中心為原點(diǎn)建立局部坐標(biāo)系進(jìn)行考察,包括剪切應(yīng)力（XY）、剪切應(yīng)力（YZ）、剪切應(yīng)力（XZ）、第一主應(yīng)力（拉應(yīng)力）、第三主應(yīng)力（壓應(yīng)力）和von Mises應(yīng)力（圖3、4）。分析結(jié)果顯示，在真臼位置重建的髖臼假體周圍松質(zhì)骨的各種應(yīng)力最大值幾乎都是最小的。對(duì)髖臼假體進(jìn)行內(nèi)移穿透安放的各種應(yīng)力值比在真臼位置的稍大，變化最大的von Mises應(yīng)力超出20%左右；其應(yīng)力分布情況也和真臼位置的基本相似。而對(duì)髖臼假體進(jìn)行上移高位安放的模擬應(yīng)力結(jié)果則比在真臼位置的大很多，變化最大的von Mises應(yīng)力超出95%以上，接近一倍，顯示出現(xiàn)應(yīng)力集中的可能性非常大；同時(shí)剪切應(yīng)力的變化也非常大，最大的增加了90%左右，說明容易使假體和骨之間產(chǎn)生相對(duì)微動(dòng)而導(dǎo)致松動(dòng)。

另外，本文還對(duì)3種安放方法的髖臼假體周圍松質(zhì)骨的應(yīng)變情況進(jìn)行分析和對(duì)比。包括XY剪切應(yīng)變、YZ剪切應(yīng)變、XZ剪切應(yīng)變、拉應(yīng)變、壓應(yīng)變和von Mises應(yīng)變（圖5）。其結(jié)果和應(yīng)力的分析結(jié)果非常相似。

圖3 在真臼位置重建的髖臼假體周圍松質(zhì)骨應(yīng)力分布圖（a：XY，b：YZ，c：XZ，d：拉應(yīng)力，e：壓應(yīng)力，f：von M i ses應(yīng)力）

3 討論

3.1 高位脫位DDH三維有限元模型的建立和意義 三維有限元方法在分析物體內(nèi)部的力學(xué)特性方面具有極大的優(yōu)越性，在骨科尤其是髖關(guān)節(jié)生物力學(xué)領(lǐng)域得到廣泛應(yīng)用。其優(yōu)勢(shì)包括非破壞性、可重復(fù)性、成本低廉、結(jié)果輸出形式直觀明了等。但是有限元法分析的一切結(jié)果都依賴于為研究對(duì)象建立的生物力學(xué)模型，因此建立準(zhǔn)確的有限元模型至關(guān)重要。對(duì)于DDH的全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)來說，由于髖關(guān)節(jié)存在發(fā)育不良，其髖臼淺而窄，髖臼外上方和前方往往有明顯的骨缺損，股骨上段形態(tài)異常，髓腔狹窄而直、股骨頸短縮、前傾角增大，特別是高位脫位的DDH，畸形更加明顯。在以往很多全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)的有限元分析文獻(xiàn)中，采用髖關(guān)節(jié)發(fā)育正常的數(shù)據(jù)進(jìn)行建模，因此建立模型的仿真程度不高，對(duì)分析結(jié)果產(chǎn)生一定的影響。

與以往的研究相比，本研究采用專門的生物力學(xué)有限元網(wǎng)格劃分器，從髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良的CT掃描數(shù)據(jù)中，建立了高度仿真的個(gè)性化高位脫位DDH髖骨三維有限元模型，最大程度上保持了與原實(shí)體模型的相似性。在準(zhǔn)確的個(gè)性化髖骨三維有限元模型基礎(chǔ)上，采用直接在真臼位置重建安放臼杯假體、將髖臼內(nèi)壁打磨穿透進(jìn)行內(nèi)移安放、和髖臼上方重建進(jìn)行上移高位安放三種常見的臨床手術(shù)方案，模擬臼杯假體位置對(duì)全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)后髖臼假體周圍應(yīng)力的影響，為臨床確定DDH的最佳髖臼重建方法提供理論依據(jù)，并提供評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)。

圖4 3種安放方法的髖臼假體周圍松質(zhì)骨最大應(yīng)力值

圖5 3種安放方法的髖臼假體周圍松質(zhì)骨最大應(yīng)變值

3.2 不同位置的臼杯對(duì)界面應(yīng)力的影響 人工髖關(guān)節(jié)假體材料的彈性模量遠(yuǎn)大于骨組織，全髖關(guān)節(jié)置換后必然會(huì)在髖臼假體－骨界面間產(chǎn)生應(yīng)力變化，容易造成假體－骨界面上一些部位出現(xiàn)壓應(yīng)力集中。應(yīng)力集中的部位，應(yīng)力大小如果超過骨的屈服極限，就會(huì)造成局部骨質(zhì)的機(jī)械性結(jié)構(gòu)破壞，最后引起假體移位和松動(dòng)。因此，假體－骨界面上應(yīng)力分布越均勻，全髖置換術(shù)后假體松動(dòng)的發(fā)生率就會(huì)越低[10]。同時(shí)，人工髖關(guān)節(jié)置換后，由于假體載荷傳遞造成股骨及髖臼假體上的應(yīng)力不均勻，假體－骨界面間的剪切應(yīng)力過大也會(huì)引起假體局部的微動(dòng)。

髖臼假體旋轉(zhuǎn)中心的位置對(duì)假體周圍結(jié)構(gòu)的生物力學(xué)產(chǎn)生重要影響[11]。力學(xué)研究表明，位于解剖位置即真臼偏內(nèi)側(cè)的髖臼假體壓應(yīng)力較小，而位于解剖位置外側(cè)壓應(yīng)力則明顯增加[12]。臨床研究也證明，將髖臼假體旋轉(zhuǎn)中心置于真臼內(nèi)上方可顯著降低假體松動(dòng)率和返修率，延長(zhǎng)其使用壽命[13]，而將髖臼假體旋轉(zhuǎn)中心置于真臼外上方，假體松動(dòng)的發(fā)生率較高[14]。因此，有學(xué)者建議DDH行THA時(shí)，臼假體旋轉(zhuǎn)中心相對(duì)淚滴線上移不能超過35mm，內(nèi)移不超過25mm[15]。本研究三種不同髖臼旋轉(zhuǎn)中心臼杯假體的模擬結(jié)果表明，真臼位置重建臼杯假體的周圍骨組織的出現(xiàn)應(yīng)力集中的可能性最小，和Linde等[16]、Viceconti等[17]的中長(zhǎng)期隨訪和模擬結(jié)果相一致。將髖臼中心化內(nèi)移安放的模擬結(jié)果次之，其應(yīng)力分布略高于真臼位置重建，表明髖臼中心化方法在DDH手術(shù)中也具有應(yīng)用的價(jià)值。而在真臼上方進(jìn)行高位重建的模擬，則出現(xiàn)接觸應(yīng)力大幅增加的結(jié)果，變化最大的von Mises應(yīng)力幾乎大了一倍，顯示出現(xiàn)應(yīng)力集中的可能性非常大，容易使假體和骨之間產(chǎn)生相對(duì)微動(dòng)而導(dǎo)致松動(dòng)。

3.3 不同位置的臼杯對(duì)界面間剪切應(yīng)力的影響 通過DDH三維有限元模型總體應(yīng)力分布情況的觀察，發(fā)現(xiàn)骨盆上應(yīng)力經(jīng)傳導(dǎo)后主要集中在三個(gè)主要的區(qū)域：髖臼窩內(nèi)的內(nèi)上區(qū)域；髂恥區(qū)；骶髂區(qū)；髖臼內(nèi)的關(guān)節(jié)應(yīng)力主要作用在臼窩的內(nèi)上方。除關(guān)節(jié)外，髖臼也承受和傳遞關(guān)節(jié)面產(chǎn)生的剪切力。界面間的剪切力會(huì)影響鄰近關(guān)節(jié)材料的接觸應(yīng)力及整個(gè)力的分布形式。由于鄰近關(guān)節(jié)面的剪切應(yīng)力垂直于壓應(yīng)力，這種剪切力會(huì)改變合應(yīng)力的角度，而此合應(yīng)力決定運(yùn)動(dòng)的方向。如果剪切力夠大，受壓的材料就向剪切力方向移動(dòng)。通過DDH有限元模型模擬同時(shí)發(fā)現(xiàn)：3種不同旋轉(zhuǎn)中心的髖臼重建方法其髖臼內(nèi)不同切應(yīng)力的方向是不一致的；剪切應(yīng)力隨壓應(yīng)力的增大而增大。直接在真臼位置重建安放臼杯假體的方法，各種剪切應(yīng)力的極值最小，將髖臼內(nèi)壁打磨穿透進(jìn)行內(nèi)移安放的模擬結(jié)果次之，而在髖臼上位方重建進(jìn)行上移高位安放的模擬結(jié)果，其剪切應(yīng)力最大，增幅達(dá)到真臼重建方法的90%左右，當(dāng)界面間的剪切應(yīng)力大小超過局部的摩擦力時(shí)，這種微動(dòng)將引起人工關(guān)節(jié)松動(dòng)。因此，我們同意Britton等[18]的觀點(diǎn)，對(duì)于髖臼發(fā)育不良髖臼頂外上方有骨缺損的患者，即使高位脫位，假體也應(yīng)盡可能放在解剖臼,這樣可以保持骨盆和股骨肌肉群的平衡和相同的壓力負(fù)荷分布。如果真臼重建非常困難，不能保證髖臼假體70%以上的骨覆蓋，可以將髖臼內(nèi)壁打磨穿透進(jìn)行內(nèi)移安放，同時(shí)可以使股骨頭中心位移方向指向內(nèi)上方，減少髖臼假體的異常應(yīng)力，保持髖關(guān)節(jié)的穩(wěn)定性。本文在模擬力學(xué)試驗(yàn)方面只對(duì)單側(cè)的靜態(tài)載荷進(jìn)行了分析，后繼研究將在多種載荷和動(dòng)態(tài)加載情況下做多組對(duì)比分析，以更加深入了解成人髖關(guān)節(jié)發(fā)育不良全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)的生物力學(xué)特性。

[1] Dan L H,Wendy M,Johnson.Developmental dysplasia of the hip [J] .Radiologic tcchnology,2007,78(5):423～428.

[2] Jasty M,Anderson MJ,Harris WH.Totalhip replacement for developmental dysplasia of the hip[J] .Clin Orthop Relat Res,1995, (311):40-45.

[3] Shinar A A,Harris W H.Bulk structural autogenous grafts and allografts for reconstruction of the acetabulum in total hip arthroplasty[J] .J Bone Joint Surg,1997,79A:159-168.

[4] Eeskelinen A,Helenins I,Remes V,et al.Cementless total hip arthroplasty in patients with high congenital hip dislocation[J] .J Bone joint Surg(Am),2006,88(1):80-91

[5] Dorr L D,Tawakkol S,Moorthy M,et al.Medial protrusion technique for placement of a porous-coated,hemispherical acetabular component without cement in a total hin arthronlastv in patients who have acetabular dysplasia[J] .J Bone Joint Surs(Am), 1999,81:83-92.

[6] BozicK J,Freiberg A,Harris W H.The High Hip Center[J] .Clinical Orthopaedics Related Research,2004,42(1):101-105.

[7] Hartofilakidis G,Stamos K,Karachalios T,et al.Congenital hip disease in adults:classification of acetabular deficiencies and operative treatment with acetabuloplasty combined with total hip arthroplasty[J] .J Bone Joint Surg,1996,78A:683.

[8] Flecher X,Parratte S,Brassart N.Evaluation of the Hip Center in Total Hip Arthroplasty for Old Developmental Dysplasia[J] .The Journalof Arthroplasty，2008，23(8):1189-1196.

[9] Sheng H L,Ruo F T,Jin X D.Anisotropic finite element modeling for patient-specific mandible[J] .Comput Methods Programs Biomed,2007,88:197-209.

[10] Heck D A,Nakajima I,Kelly P J,et al.The effect of load alteration on the biological and biomechanical performance of a titanium fiber-metal segmental prosthesis[J] .J Bone Joint Surg Am,1986,68A:118-26.

[11] Wan Z,Boutary M,Dorr L D.全髖關(guān)節(jié)置換中髖臼假體位置對(duì)磨損的影響[J] .中華骨科雜志,2009,29(3):285-288.

[12] Doehring T C,Rubash H E,Shelley F J,et al.Effect of superior and superolateral relocations of the hip center on hip joint force: An experimentaland analyticalanalysis[J] .J Arthroplasty,1996, 11(6):693-703.

[13] Anderson M J,Harris W H.Totalhip arthroplasty with insertion of the acetabular component without cement in hips with total congenitaldislocation or marked congenitaldysplasia[J] .J Bone Joint Surg,1999,81(3):347-354.

[14] Pagnano W,Hanssen AD,Hewallen D G,et al.The effect of superior placement of the acetabular component on the rate of loosening after totalhip arthroplasty[J] .J BoneJointSurg,1996,78 (7):1004-1004.

[15] Hirakawa K,Mitsugi N,Koshino T.Effect of acetabular cup position and orientation in cemented total hip arthroplasty[J] .Clin Orthop,2001,388(1):35-42.

[16] Linde F,Jensen J,Pilgaard S.Charnley arthroplasty in osteoarthritis secondary to congenital dislocation or subluxation of the hip[J] .Clin Orthop,1988,227:164-171.

[17] Viceconti M,Muccini R.Large-sliding contact elements accurately predict levels of bone-implant micro-motion relevant to osseointegration[J] .Journal of Biomechanics,2000,33:1611-1618.

[18] Britton J R,Walsh L A,Prendergast P J.Mechanical simulation of muscle loading on the proximal femur:analysis of cemented femoral component migration with and without muscle loading [J] .ClinicalBiomechanics,2003,18:637-646.

Relation between position and stability of acetabular cup in ip of developmental dysplasia:three dimensional finite element simula-tion

PAN Hao,HU Qingfeng,XIAO Luwei,et al.
Department of Orthopaedis,Hangzhou TCM Hospital,Hangzhou 310007,China

Objective To investigate the relation between position and stability of acetabular cup in uncemented total hip arthroplasty with the hip of developmental dysplasia simulated by three-dimensional finite element method. Methods Using a specially designed biomechanical semi-automatic mesh generator,a high quality specific three-dimensional finite element model of the pelvis was generated from the CT scan data of a patient with dysplastic hip.Three reconstruction positions were simulated:the acetabular component was integrated at the true acetabular position,at the medialization position,and at the higher position of the true acetabulum.The influence of different positions on the stability of acetabular cup for total hip arthroplasty was investigated.Finally,all models were simulated under same loading conditions. Results The model with acetabular cup placed at the true acetabular position provided the optimal simulation result,with smallest principal stresses and sheer stresses.The model with medilizational position resulted in some larger stresses than the true acetabular position,while the model with position above the true acetabular resulted in much larger stresses. Conclusion The acetabular cup for the total hip arthroplasty should be placed at the true acetabular position if possible,to provide the optimal stresses distribution and functional repair.

Developmental dysplasia Hip Total Hip Arthroplasty Acetabular cup Finite Element Simulation

2013-10-25）

（本文編輯：田云鵬）

杭州市醫(yī)學(xué)重點(diǎn)項(xiàng)目（2010Z009）

310007 杭州市中醫(yī)院骨傷科（潘浩、胡慶豐、朱杭、何永江、王堅(jiān)）；浙江中醫(yī)藥大學(xué)第三臨床醫(yī)學(xué)院（肖魯偉、賈高永）；浙江大學(xué)計(jì)算機(jī)學(xué)院C AD&C G國家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室（廖勝輝）

潘浩，E-m ai l：harper1966@163.com