關節應力分布與外展角度關系密切, 研究二者內在聯系可為臨床關節損傷的預防、治療提供力學依據。本研究應用逆向工程軟件Mimics14.0, 基于正常人體髖關節CT圖像數據, 經一系列處理, 建立髖關節三維模型; 再劃分網格, 賦材質, 生成三維有限元模型; 再導入有限元分析軟件Ansys13.0, 加載體重負荷, 求解、計算正立位與髖關節外展5°、10°、15°、20°、25°、30°等7個體位下股骨頸的應力值, 并統計分析。結果表明:正立位或外展某一不同角度下, 股骨頸內、外側區域的應力值均高于前、后方區域; 隨外展角度的增加, 股骨頸前方區域應力值基本不變, 后方區域應力值逐漸減小, 內、外側區域的應力值逐漸增大, 外側區域變化較明顯。股骨頸應力大部分集中于內、外側皮質, 髖關節外展可導致應力分布發生變化, 為髖關節損傷患者選取合理的手術方案及預防舉措具有指導作用。
引用本文： 張海峰, 宋翠榮, 趙文濤, 尹愛華, 朱建忠, 任國山. 髖關節外展角度對股骨頸應力分布的影響. 生物醫學工程學雜志, 2016, 33(2): 274-278. doi: 10.7507/1001-5515.20160047 復制
引言
髖關節是人體最大的關節之一，在支持體重、日常活動中起著重要的作用。隨著交通工具的增多以及人口老齡化，髖關節損傷的發病率有逐漸增高的趨勢[1]，如髖關節脫位、股骨頸骨折、股骨頭壞死等。在臨床患者治療過程中，減輕髖關節負重是一項常見措施。此外，有文獻報道下肢外展對髖關節損傷的康復有促進作用[2-3]，但是其原理機制不是十分明確。本研究應用有限元法分析髖關節外展不同角度下股骨頸的應力分布，揭示利用關節外展不同角度治療關節損傷的內在原理，從力學角度為臨床治療、預防提供科學的理論依據。
1 材料與對象
1.1 實驗設備
CT：美國GE公司Light speed 64排螺旋CT機。電腦硬件：酷睿雙核CORE i7臺式電腦；硬盤：500 GB；內存：4 GB；顯示器：21寸寬屏液晶型；顯卡：9600 GT。
軟件：Mimics14.0評估版(Materialise公司)；Ansys13.0(美國Ansys公司)
1.2 實驗對象
選取一名成年男性志愿者作為模擬對象，為保證實驗具有普遍性，根據《中國成年人人體尺寸》國家標準50百分位數據[4]，30歲，身高175 cm，體重75 kg，身體健康，無髖關節畸形及損傷，告知其實驗相關內容，獲得同意。
2 實驗方法
2.1 建立三維模型和有限元模型
志愿者仰臥于掃描床上，伸直雙膝關節、并攏，放松髖部，處于掃描視野中心，保持縱軸方向不動，應用64排螺旋CT精細掃描。掃描范圍自髖骨上緣10 cm至股骨上段1/2左右。參數設置：電壓120 kV，電流280 mA，螺旋層厚1.25 mm，床進速度1.3 mm/s，分辨率為512像素×512像素[5]；最終獲得251幅掃描圖像數據，以DICOM格式存儲。
將掃描數據導入逆向工程軟件Mimics 14.0，確定CT圖像的Top、Bottom、Left、Right、Anterior、Posterior方向與人體坐標軸方向一致[6]。
根據閾值(松質骨100~799 HU, 皮質骨800~2 000 HU), 提取骨密質、骨松質[7-8]，生成蒙板(Mask)。再經過分割、修復，選擇性編輯(Edit masks)工具中的Draw、Erase、Threshold等功能、計算(Calculate 3D)，建立了雙側髖骨和股骨上段的三維幾何模型(見圖 1)，以“.stl”格式保存。
圖1
雙側髖骨和股骨的三維模型
Figure1.
Three-dimensional model of the bilateral femur and hip bone
將模型導入Geomagic軟件，選擇自動和手動相結合的方式確定節點，由節點連接成曲線，由曲線建立曲面。由自檢功能，檢測不良的曲面夾角，選擇切向連續和曲面連續，進一步修整，優化所建模型，使模型具有較高的仿真性。為便于計算，取左側髖骨和股骨進行處理操作，經過網格劃分，生成左側髖骨和股骨的三維網格模型(見圖 2)。
圖2
左側髖骨、股骨的三維網格模
Figure2.
Three-dimensional mesh model of the left femur and the hip bone
經計算，髖骨骨密質節點數為132 275個、單元數為76 394個，髖骨骨松質節點數為57 138個、單元數為30 968個，股骨骨密質節點數為62 111個、單元數為34 392個，股骨骨松質節點數為32 659個、單元數為18 911個。隨后，將模型導入Static Structural模塊，應用Engineering Date分別對骨密質和骨松質進行賦值，定義材料屬性，包括彈性模量(E/MPa)和泊松比(μ)。綜合相關文獻[9]，靜態加載負荷，骨密質和骨松質表現為線彈性，模型等同于線彈性連續體，設定骨密質彈性模量為17 000 MPa，泊松比為0.3；骨松質彈性模量為1 000 MPa，泊松比為0.3，將左側髖骨和股骨的網格模型轉化為三維有限元模型(見圖 3)。
圖3
左側髖骨、股骨的三維有限元模型
Figure3.
Three-dimensional finite element model of the left femur and the hip bone
2.2 模型有效性的驗證
將模型導入Ansys13.0，按照正常人體站立姿勢固定[10]，股骨干與垂直軸成15°，前傾16°，外展角度為0，對股骨上段下端橫斷面進行約束(Fixed Support)，沒有位移和轉動；髖臼和股骨頭之間的接觸關系設定為“No Separation”，遠端各節點在x、y和z軸上的位移均為零。
正立位時股骨頭受力垂直向下，每側下肢約為體重的1/6, 上身約占體重的2/3，一側承擔約1/3的重量[11]，在髖臼上方處施加250 N的軸向正壓力模擬體重負荷(如圖 4所示)。
圖4
負荷加載情況
Figure4.
Conditions of loading
求解運算，得出正立位下髖臼、股骨頸部應力分布云圖(如圖 5所示)，與相關文獻[12-13]報道一致，表明此法所建模型是有效的，驗證了模型的有效性。圖 5為所建模型在體重負荷下應力分布圖不同面觀；應力大小由顏色表示，由紅色逐漸變為橙、黃、綠、藍，紅色說明應力值最大，藍色代表應力值最小，同一顏色區域表示相同應力值分布范圍。
圖5
髖骨和股骨的應力分布云圖各面觀
Figure5.
Stress distribution nephograms of femur and hip from different views
2.3 外展不同角度下的應力分布
再次設定模型邊界條件：以股骨頭中心為頂點，圍繞矢狀軸沿冠狀面外展6個角度：5°, 10°, 15°, 20°, 25°, 30°；分別加載250 N的軸向正壓力負荷，進行力學分析。在標準解剖學姿勢下將髖關節分為前、后、內側、外側四個區域，計算不同外展角度時各個區域內的應力值。在每一個角度，設定相同條件，運算10次，求平均值作為分析結果。
3 結果
在人體自身體重力作用下，髖關節外展角度發生變化，股骨頸部的應力大小及分布區域隨之改變，應力分布云圖基本形式如圖 5所示，外展各種角度對應股骨頸前、后、內側、外側，四個區域應力值如表 1所示。
表1
髖關節外展角度與各區域應力值(單位：×106 Pa)
Table1.
Stress distribution of the hip joint in different abduction angles (unit:×106 Pa)
將上表應力分布的數值進行比較，在每一外展角度，股骨頸內側區域應力值最高，外側區域的應力值次之，后部區域應力值略低，前部區域應力值最小。隨著髖關節外展角度的增加，股骨頸內側、外側區域應力值逐漸增大，后方區域應力值逐漸減小，前方區域應力值略有增大。
4 討論
與以往研究相比，本實驗建模方法是基于CT數據應用逆向工程軟件Mimics14.0建立髖骨和股骨上段的三維幾何模型和有限元模型，所建模型與實際結構仿真度高，形象逼真[14]，而以往研究僅建立了股骨的三維模型。在力學分析上，重力由髖骨向股骨傳遞，僅建立股骨來分析其應力分布是不科學的。將所建模型再由有限元分析軟件Ansys13.0設定邊界條件，模擬加載負荷，計算正立位下的應力分布，結果真實可信，清晰明確；與相關文獻報道基本一致，驗證了所建模型的有效性；表明有限元模型在一定程度上可以代替活體、標本進行人體生物力學的分布研究。
此外，所建模型可以反復使用，為進一步研究坐位、奔跑、慢走等運動[15-16]下的應力分布奠定了基礎；還可以根據研究需要改變材料屬性參數，模擬骨質疏松、類風濕、增生等病理狀態，詮釋其并發癥的發病機制[17-18]，為治療、預防提供研究方向。
由研究結果可見，正立位時，在生理載荷下，股骨頸部是主要的應力分布和集中區，尤其以股骨頸的內側、外側皮質為主。因此，臨床醫生在治療股骨頸骨折時，都是最大程度地保持股骨頸內、外側皮質的完整性，這樣有利于重力由脊柱向股骨傳導，減小骨折部位的剪切應力[19]。
髖關節外展角度增加，股骨頸后方區域應力減小，前部區域的應力基本不變，而內側、外側區域的應力逐漸增大，以外側變化尤為明顯；表明隨著髖關節外展角度的增加，股骨頸后方區域部分應力逐漸向內側和外側轉移。相關文獻報道[20]，股骨頸后方區域皮質缺損的患者，采用下肢外展位行走的方式進行康復訓練，有利于骨折的恢復。
髖關節外展使股骨頭與髖臼接觸關節面的應力發生變化，應力是導致關節磨損的根本原因，磨損又是影響人工關節活動性和穩定性的關鍵因素。給人工髖關節設計適當的外展角度，可以減小髖臼與股骨頭部的應力分布，使關節磨損度減小，延長人工假體的使用壽命[21-22]。
股骨頭壞死是骨科常見的頑癥之一，應力集中可導致骨小梁的骨折，骨折又使骨小梁承重能力下降，在生物學和力學共同作用下，進一步發展惡化，致殘率很高[23]。日常生活中，選擇恰當的外展角度，可以降低股骨頭部的應力，改善股骨頭生物力學分布，緩解骨小梁的骨折，提高股骨強度應力比，延緩股骨頭的惡化、壞死進程。
總之，髖關節外展一定角度對關節損傷的治療、預防有著重大的意義，為指導臨床治療、康復訓練提供了理論依據。
引言
髖關節是人體最大的關節之一，在支持體重、日常活動中起著重要的作用。隨著交通工具的增多以及人口老齡化，髖關節損傷的發病率有逐漸增高的趨勢[1]，如髖關節脫位、股骨頸骨折、股骨頭壞死等。在臨床患者治療過程中，減輕髖關節負重是一項常見措施。此外，有文獻報道下肢外展對髖關節損傷的康復有促進作用[2-3]，但是其原理機制不是十分明確。本研究應用有限元法分析髖關節外展不同角度下股骨頸的應力分布，揭示利用關節外展不同角度治療關節損傷的內在原理，從力學角度為臨床治療、預防提供科學的理論依據。
1 材料與對象
1.1 實驗設備
CT：美國GE公司Light speed 64排螺旋CT機。電腦硬件：酷睿雙核CORE i7臺式電腦；硬盤：500 GB；內存：4 GB；顯示器：21寸寬屏液晶型；顯卡：9600 GT。
軟件：Mimics14.0評估版(Materialise公司)；Ansys13.0(美國Ansys公司)
1.2 實驗對象
選取一名成年男性志愿者作為模擬對象，為保證實驗具有普遍性，根據《中國成年人人體尺寸》國家標準50百分位數據[4]，30歲，身高175 cm，體重75 kg，身體健康，無髖關節畸形及損傷，告知其實驗相關內容，獲得同意。
2 實驗方法
2.1 建立三維模型和有限元模型
志愿者仰臥于掃描床上，伸直雙膝關節、并攏，放松髖部，處于掃描視野中心，保持縱軸方向不動，應用64排螺旋CT精細掃描。掃描范圍自髖骨上緣10 cm至股骨上段1/2左右。參數設置：電壓120 kV，電流280 mA，螺旋層厚1.25 mm，床進速度1.3 mm/s，分辨率為512像素×512像素[5]；最終獲得251幅掃描圖像數據，以DICOM格式存儲。
將掃描數據導入逆向工程軟件Mimics 14.0，確定CT圖像的Top、Bottom、Left、Right、Anterior、Posterior方向與人體坐標軸方向一致[6]。
根據閾值(松質骨100~799 HU, 皮質骨800~2 000 HU), 提取骨密質、骨松質[7-8]，生成蒙板(Mask)。再經過分割、修復，選擇性編輯(Edit masks)工具中的Draw、Erase、Threshold等功能、計算(Calculate 3D)，建立了雙側髖骨和股骨上段的三維幾何模型(見圖 1)，以“.stl”格式保存。
圖1
雙側髖骨和股骨的三維模型
Figure1.
Three-dimensional model of the bilateral femur and hip bone
將模型導入Geomagic軟件，選擇自動和手動相結合的方式確定節點，由節點連接成曲線，由曲線建立曲面。由自檢功能，檢測不良的曲面夾角，選擇切向連續和曲面連續，進一步修整，優化所建模型，使模型具有較高的仿真性。為便于計算，取左側髖骨和股骨進行處理操作，經過網格劃分，生成左側髖骨和股骨的三維網格模型(見圖 2)。
圖2
左側髖骨、股骨的三維網格模
Figure2.
Three-dimensional mesh model of the left femur and the hip bone
經計算，髖骨骨密質節點數為132 275個、單元數為76 394個，髖骨骨松質節點數為57 138個、單元數為30 968個，股骨骨密質節點數為62 111個、單元數為34 392個，股骨骨松質節點數為32 659個、單元數為18 911個。隨后，將模型導入Static Structural模塊，應用Engineering Date分別對骨密質和骨松質進行賦值，定義材料屬性，包括彈性模量(E/MPa)和泊松比(μ)。綜合相關文獻[9]，靜態加載負荷，骨密質和骨松質表現為線彈性，模型等同于線彈性連續體，設定骨密質彈性模量為17 000 MPa，泊松比為0.3；骨松質彈性模量為1 000 MPa，泊松比為0.3，將左側髖骨和股骨的網格模型轉化為三維有限元模型(見圖 3)。
圖3
左側髖骨、股骨的三維有限元模型
Figure3.
Three-dimensional finite element model of the left femur and the hip bone
2.2 模型有效性的驗證
將模型導入Ansys13.0，按照正常人體站立姿勢固定[10]，股骨干與垂直軸成15°，前傾16°，外展角度為0，對股骨上段下端橫斷面進行約束(Fixed Support)，沒有位移和轉動；髖臼和股骨頭之間的接觸關系設定為“No Separation”，遠端各節點在x、y和z軸上的位移均為零。
正立位時股骨頭受力垂直向下，每側下肢約為體重的1/6, 上身約占體重的2/3，一側承擔約1/3的重量[11]，在髖臼上方處施加250 N的軸向正壓力模擬體重負荷(如圖 4所示)。
圖4
負荷加載情況
Figure4.
Conditions of loading
求解運算，得出正立位下髖臼、股骨頸部應力分布云圖(如圖 5所示)，與相關文獻[12-13]報道一致，表明此法所建模型是有效的，驗證了模型的有效性。圖 5為所建模型在體重負荷下應力分布圖不同面觀；應力大小由顏色表示，由紅色逐漸變為橙、黃、綠、藍，紅色說明應力值最大，藍色代表應力值最小，同一顏色區域表示相同應力值分布范圍。
圖5
髖骨和股骨的應力分布云圖各面觀
Figure5.
Stress distribution nephograms of femur and hip from different views
2.3 外展不同角度下的應力分布
再次設定模型邊界條件：以股骨頭中心為頂點，圍繞矢狀軸沿冠狀面外展6個角度：5°, 10°, 15°, 20°, 25°, 30°；分別加載250 N的軸向正壓力負荷，進行力學分析。在標準解剖學姿勢下將髖關節分為前、后、內側、外側四個區域，計算不同外展角度時各個區域內的應力值。在每一個角度，設定相同條件，運算10次，求平均值作為分析結果。
3 結果
在人體自身體重力作用下，髖關節外展角度發生變化，股骨頸部的應力大小及分布區域隨之改變，應力分布云圖基本形式如圖 5所示，外展各種角度對應股骨頸前、后、內側、外側，四個區域應力值如表 1所示。
表1
髖關節外展角度與各區域應力值(單位：×106 Pa)
Table1.
Stress distribution of the hip joint in different abduction angles (unit:×106 Pa)
將上表應力分布的數值進行比較，在每一外展角度，股骨頸內側區域應力值最高，外側區域的應力值次之，后部區域應力值略低，前部區域應力值最小。隨著髖關節外展角度的增加，股骨頸內側、外側區域應力值逐漸增大，后方區域應力值逐漸減小，前方區域應力值略有增大。
4 討論
與以往研究相比，本實驗建模方法是基于CT數據應用逆向工程軟件Mimics14.0建立髖骨和股骨上段的三維幾何模型和有限元模型，所建模型與實際結構仿真度高，形象逼真[14]，而以往研究僅建立了股骨的三維模型。在力學分析上，重力由髖骨向股骨傳遞，僅建立股骨來分析其應力分布是不科學的。將所建模型再由有限元分析軟件Ansys13.0設定邊界條件，模擬加載負荷，計算正立位下的應力分布，結果真實可信，清晰明確；與相關文獻報道基本一致，驗證了所建模型的有效性；表明有限元模型在一定程度上可以代替活體、標本進行人體生物力學的分布研究。
此外，所建模型可以反復使用，為進一步研究坐位、奔跑、慢走等運動[15-16]下的應力分布奠定了基礎；還可以根據研究需要改變材料屬性參數，模擬骨質疏松、類風濕、增生等病理狀態，詮釋其并發癥的發病機制[17-18]，為治療、預防提供研究方向。
由研究結果可見，正立位時，在生理載荷下，股骨頸部是主要的應力分布和集中區，尤其以股骨頸的內側、外側皮質為主。因此，臨床醫生在治療股骨頸骨折時，都是最大程度地保持股骨頸內、外側皮質的完整性，這樣有利于重力由脊柱向股骨傳導，減小骨折部位的剪切應力[19]。
髖關節外展角度增加，股骨頸后方區域應力減小，前部區域的應力基本不變，而內側、外側區域的應力逐漸增大，以外側變化尤為明顯；表明隨著髖關節外展角度的增加，股骨頸后方區域部分應力逐漸向內側和外側轉移。相關文獻報道[20]，股骨頸后方區域皮質缺損的患者，采用下肢外展位行走的方式進行康復訓練，有利于骨折的恢復。
髖關節外展使股骨頭與髖臼接觸關節面的應力發生變化，應力是導致關節磨損的根本原因，磨損又是影響人工關節活動性和穩定性的關鍵因素。給人工髖關節設計適當的外展角度，可以減小髖臼與股骨頭部的應力分布，使關節磨損度減小，延長人工假體的使用壽命[21-22]。
股骨頭壞死是骨科常見的頑癥之一，應力集中可導致骨小梁的骨折，骨折又使骨小梁承重能力下降，在生物學和力學共同作用下，進一步發展惡化，致殘率很高[23]。日常生活中，選擇恰當的外展角度，可以降低股骨頭部的應力，改善股骨頭生物力學分布，緩解骨小梁的骨折，提高股骨強度應力比，延緩股骨頭的惡化、壞死進程。
總之，髖關節外展一定角度對關節損傷的治療、預防有著重大的意義，為指導臨床治療、康復訓練提供了理論依據。
