建立了髖關節發育不良患者的三維有限元模型，并進行了計算機模擬Bernese髖臼周圍截骨術，旋轉截骨塊建立了不同手術方案的術后模型。分析單足站立受力環境下，術前、術后髖關節周圍軟骨的受力變化，并與正常髖關節模型進行比較。本文將仿真計算的正常人髖關節受力情況與文獻比較，驗證了模型分析方法的有效性。分析結果表明，不同手術方案對髖臼軟骨的應力環境都有所改善，表現為髖臼接觸面的接觸應力和von Mises應力明顯減小，且接觸面積有所增大，但改善程度有所差異，可以通過有限元分析方法進行術前規劃，為臨床手術提供一定的理論依據。
引用本文： 張琳琳, 王旭義, 陳曉東. Bernese髖臼周圍截骨術術前規劃的有限元分析方法研究. 生物醫學工程學雜志, 2016, 33(3): 455-460. doi: 10.7507/1001-5515.20160077 復制
引言
髖關節發育不良(development dysplasia of hip，DDH)是一種骨科常見的先天性、發育性疾病，國內外流行病學統計發病率為0.5‰~4‰[1-2]。在成人早期，其形態學特征主要是髖臼發育不良、股骨頭覆蓋面積減少、關節面匹配度異常、股骨頸干角增大等，形態的異常進一步影響髖關節正常的生物力學特點，導致股骨頭與髖臼之間應力增加，甚至呈點狀，且主要應力區集中于髖臼邊緣，從而使得髖關節軟骨破壞加速，嚴重的會進展為髖關節骨性關節炎。因此，目前認為DDH與繼發性髖關節骨性關節炎之間存在著一定的聯系[3]。伯爾尼髖臼周圍截骨術(Bernese periacetabular osteotomy，Bernese PAO)是由Ganz等學者于1988年首次報道，是目前治療成人髖關節發育不良較理想的方案，通過髖臼周圍截骨術來旋轉髖臼，糾正髖關節的畸形，從而使股骨頭能得到更佳的覆蓋，穩定關節并減少股骨頭局部的應力[4-5]，與其他骨盆截骨術相比其優點為[6-7]：①切口唯一且可重復；②保持骨盆后柱的完整性，患者無需石膏或支具；③育齡婦女患者可自然分娩胎兒；④保持臀下肌動脈的完整性；⑤術中可以任意方向旋轉髖臼等。我國已有一些臨床經驗，并取得了良好的療效[8]。充分了解截骨術后患者髖關節周圍生物力學特性的改變，可以幫助我們更好地改進手術方案，避免不良后果。近年來，已有學者用有限元的方法分析人體生物力學[9-11]，最先用于研究髖臼發育不良的是Schuller等[12]。Zhao等[13]建立了一個正常髖關節有限元模型，并在此基礎上通過旋轉髖臼部分獲得三個不同程度DDH模型，然后模擬手術獲得三個術后模型，基于以上模型分析了正常髖關節以及DDH髖關節術前和術后的周圍生物力學特性，結果表明，DDH患病程度越深，髖臼接觸面應力越大，PAO術后改善了受力情況，使應力集中部位從邊緣向內側移動，并趨近正常狀態。Zou等[7]建立了DDH患者的髖關節有限元模型，通過模擬手術，使髖臼截骨塊在冠狀面內旋轉以增加髖臼覆蓋的角度，并分析不同旋轉角度下骨盆軟骨和股骨頭軟骨上的接觸壓力、接觸面積和von Mises應力的變化，得出最佳的手術方案。但是模擬手術只在冠狀面旋轉髖臼截骨塊，與臨床手術不符，不能真實反映術后應力環境的改變情況。因此，本文將建立一個DDH患者的髖關節有限元模型，仿真模擬Bernese PAO手術的截骨和旋轉情況，分析不同旋轉方案對應力環境的改變，從而給臨床手術方案提供理論的依據。
1 材料與方法
掃描一例女性DDH患者(年齡12歲)的CT數據。采用64排螺旋CT機(GE，美國)對患者髂前上棘至坐骨結節部分以0.5 mm為間隔，沿軸向進行連續斷層掃描，所得圖像數據以DICOM格式保存。
把CT數據導入MIMICS 11.0(Materialise，比利時)軟件中，對患側骨盆和股骨進行區域劃分，形成三維點云模型，再導入Geomagic Studio 12(Geomagic Inc.，美國)軟件中，擬合成三維面模型，然后轉入Hypermesh 11.0.0(Altair Engineering Inc.，美國)軟件中進行網格的劃分，最后導入有限元仿真軟件Abaqus 6.10(Hibbitt,Karlsson & Sorensen,Inc. ABAQUS Inc.，美國)進行仿真分析。
1.1 正常髖關節有限元網格模型的建立
臨床判定患DDH的依據是髖臼中心邊緣角小于25°，髖臼中心邊緣角共分兩種，外側中心邊緣角(lateral center edge angle,LCEA)和前方中心邊緣角(anterior center edge angle,ACEA)。LCEA是股骨頭中心的水平面垂線與股骨頭中心點和髖臼外側緣連線在冠狀面內的夾角，ACEA是股骨頭中心的水平面垂線與股骨頭中心點和髖臼前緣連線在矢狀面內的夾角。取一例單側正常髖關節，其LCEA和ACEA分別為31.496 5°和46.832 6°，均大于正常值25°。建立有限元仿真網格模型如圖 1所示，包括骨盆皮質骨、骨盆松質骨、骨盆軟骨、股骨皮質骨、股骨松質骨和股骨軟骨等六部分，節點數和單元數見表 1，單元類型均為C3D4，控制皮質骨和松質骨單元最大尺寸為2 mm，軟骨單元最大尺寸為0.5 mm[7]。
圖1
正常骨盆的有限元模型
Figure1.
Finite element model of the normal pelvis
表1
各種組織的材料屬性及單元數量
Table1.
Element number and material properties used for various components of model
1.2 DDH患側有限元網格模型的建立
本研究測得患者患側髖關節LCEA和ACEA分別為－7.8°和11.9°，屬于較嚴重情況，需要手術治療。在計算機中對患側髖關節三維面模型模擬手術進行截骨，游離髖臼，然后以股骨頭中心為旋轉中心，繞保留的骨盆后柱平面法向旋轉，旋轉角度分別為25°、30°、35°、40°，并測得旋轉后的LCEA和ACEA(見表 2)逐漸趨于正常范圍(大于25°)，獲得一個術前模型和四個術后模型。其有限元模型(見圖 2)包括八部分，各部分節點數和單元數見表 1。
表2
各模型LCEA和ACEA的測量值(°)
Table2.
Measured values of LCEA and ACEA in various models (°)
圖2
患側PAO截骨術后有限元模型
Figure2.
Finite element model of DDH hip joint after PAO
1.3 約束和邊界條件
六個模型均取單足站立位，限制股骨遠端6個自由度，在骨盆上部施加垂直向下620 N的力(體重74 kg的人單足站立時，作用在單側下肢的力近似為體重扣除單腿的重量，即5/6的體重[13])，股骨軟骨與骨盆軟骨之間定義為無摩檫接觸表面，截骨塊與相鄰骨盆切跡之間定義為Tie連接。各部分組織材料屬性見表 1。
1.4 有限元模型驗證
本文以Bay等[14]尸體實驗結果為對比，驗證研究模型的有效性。Bay對4個正常髖關節尸體模型進行加載實驗，通過Fuji壓力傳感器測量關節接觸面內的接觸壓力和接觸面積，得到平均值分別為5.35 MPa和418 mm2。這與本研究所建立的正常髖關節計算所得接觸壓力5.728 MPa和接觸面積432.2 mm2相一致。Anderson等[15]用實驗方法分析正常髖關節在單足行走以及上、下樓梯過程中，髖臼軟骨的接觸面積和接觸壓力的范圍為321.9~425.1 mm2和4.4~5.0 MPa，同時建立有限元模型進行仿真分析，其計算結果分別為304.2~366.1 mm2和5.1~6.2 MPa。與本研究結果相近，均證明了本研究模型方法的有效性。
2 分析結果
有限元分析單足站立時正常髖臼接觸面的接觸壓力和von Mises應力云圖如圖 3所示，可以看出接觸面積較大,主要位于髖臼軟骨中上部，受力較均勻，最大值分別是5.728 MPa和1.812 MPa。有限元仿真分析患者術前髖臼軟骨接觸壓力見圖 4(a)，其最大值為7.732 MPa，位于髖臼后側上緣；術后髖臼接觸部位向髖臼前緣擴展，且分布比術前更加分散，見圖 4(b)~4(d)。不同模型髖臼軟骨接觸壓力和von Mises應力最大值的變化見圖 5，而術后兩應力值均在患側截骨塊旋轉25°的模擬手術情況下達到最小，其最大值分別為6.016、2.385 MPa，但均大于正常模型計算結果。不同模型髖臼軟骨接觸面積見圖 6所示，術后接觸面積略高于術前，但遠小于正常模型分析結果。綜合考慮髖關節接觸面受力情況和接觸面積大小，認為截骨塊旋轉25°時，接觸壓力和von Mises應力最小，接觸面積較大，髖臼周圍應力環境較理想，是最佳手術方案。
圖3
正常髖臼接觸面的接觸壓力和von Mises應力云圖
Figure3.
Contact pressure and von Mises stress in normal pelvic cartilage
圖4
患側術前、術后髖臼接觸面的接觸壓力云圖
(a)術前；(b)旋轉25°術后；(c)旋轉30°術后；(d)旋轉35°術后
Figure4. Distributions of contact pressure of preoperative and postoperative pelvic cartilage(a) before the surgery; (b) rotation 25°; (c) rotation 30°; (d) rotation 35°
圖5
各模型髖臼軟骨接觸壓力和von Mises應力最大值
Figure5.
Effect of different model on hip joint contact pressure and maximum value of von Mises stress
圖6
各模型髖臼軟骨接觸面積
Figure6.
Contact areas of hip joint on different models
3 討論
本文建立了一個有限元分析方法，分析正常髖關節和DDH患者髖關節受力情況，然后模擬幾種PAO手術方案(即不同截骨塊旋轉角度)，并分析術后髖關節受力環境的改變，為臨床手術提供理論依據。結果顯示截骨塊的不同旋轉角度都會改善髖臼接觸面的接觸壓力、von Mises應力和接觸面積。通常認為將LCEA和ACEA旋轉到正常值25°以上較為合適。Zou等[7]也用有限元的方法分析了不同DDH患者，進行不同旋轉角度的PAO手術方案后，最佳應力環境基本出現在LCEA為25°左右，其患者的病情比較輕，術前LCEA均大于10°，矯正角度均小于15°。而本文研究實例的患者術前LCEA為-7.8°，矯正到19°時應力環境較理想，接觸壓力和von Mises應力均為最小值(如圖 5所示)，矯正角度為26.8°。這與臨床經驗相符，即DDH病患程度較重時，矯正后的LCEA小于正常值時效果較好。
分析結果顯示正常髖關節接觸壓力集中于髖臼軟骨中上部，分布較廣泛且均勻；而DDH患者則分布在髖臼軟骨上緣前、后兩部分，比較分散且面積較少；DDH術后面積有所增加，接觸壓力集中現象有所改善，且向軟骨中間部位移動，趨向正常髖臼軟骨受力環境。Zou等[7]研究結果表明，PAO術截骨塊旋轉后，接觸壓力位置從術前位于軟骨上緣向軟骨中部偏移，其不同患者最佳旋轉角度的最大接觸壓力值不同(3.59～6.07 MPa),這與本研究結果相近。
DDH患者髖臼接觸面積遠小于正常髖關節模型的接觸面積(如圖 6所示)，這主要是由于患者的骨表面形狀的匹配度小于正常人。而不同手術方法改變截骨塊旋轉角度對接觸面積的影響趨勢不固定，這主要是由于本研究中截骨塊是沿骨盆后柱平面的法向旋轉，既包含矢狀面的旋轉又包含冠狀面的旋轉，使得患者髖關節平滑的骨表面接觸范圍有所改變。而Zou等的研究中截骨塊只考慮了冠狀面內的旋轉，沒有考慮矢狀面的矯正，其接觸部位較穩定，接觸面積的變化趨勢較固定，都是先隨著旋轉角度增大而增大，達到最佳矯正值LCEA為25°左右后，又隨著旋轉角度的增加而減小。綜合髖關節接觸面受力情況和接觸面積大小，手術方案取旋轉25°時較理想。
4 結論
本文建立了正常髖關節的有限元仿真模型，模擬了單足站立情況下髖關節周圍的受力情況，計算結果與文獻報道基本相符，證明了模型分析方法的有效性。根據相同方法建立了DDH患者的有限元仿真模型，并模擬了不同方案的PAO手術，分析了單足站立情況下，術前、術后髖臼軟骨的受力情況。研究結果表明，不同方案PAO術后髖臼軟骨所受接觸壓力減小，von Mises應力減小，接觸面積增大，改善了患者髖關節部位的生物力學環境，且可以根據有限元分析結果選擇合適的手術方案，為臨床手術提供一定的理論依據。今后還需增加肌肉力的作用，建立更加完善的有限元分析模型，使仿真分析更貼近實際。
引言
髖關節發育不良(development dysplasia of hip，DDH)是一種骨科常見的先天性、發育性疾病，國內外流行病學統計發病率為0.5‰~4‰[1-2]。在成人早期，其形態學特征主要是髖臼發育不良、股骨頭覆蓋面積減少、關節面匹配度異常、股骨頸干角增大等，形態的異常進一步影響髖關節正常的生物力學特點，導致股骨頭與髖臼之間應力增加，甚至呈點狀，且主要應力區集中于髖臼邊緣，從而使得髖關節軟骨破壞加速，嚴重的會進展為髖關節骨性關節炎。因此，目前認為DDH與繼發性髖關節骨性關節炎之間存在著一定的聯系[3]。伯爾尼髖臼周圍截骨術(Bernese periacetabular osteotomy，Bernese PAO)是由Ganz等學者于1988年首次報道，是目前治療成人髖關節發育不良較理想的方案，通過髖臼周圍截骨術來旋轉髖臼，糾正髖關節的畸形，從而使股骨頭能得到更佳的覆蓋，穩定關節并減少股骨頭局部的應力[4-5]，與其他骨盆截骨術相比其優點為[6-7]：①切口唯一且可重復；②保持骨盆后柱的完整性，患者無需石膏或支具；③育齡婦女患者可自然分娩胎兒；④保持臀下肌動脈的完整性；⑤術中可以任意方向旋轉髖臼等。我國已有一些臨床經驗，并取得了良好的療效[8]。充分了解截骨術后患者髖關節周圍生物力學特性的改變，可以幫助我們更好地改進手術方案，避免不良后果。近年來，已有學者用有限元的方法分析人體生物力學[9-11]，最先用于研究髖臼發育不良的是Schuller等[12]。Zhao等[13]建立了一個正常髖關節有限元模型，并在此基礎上通過旋轉髖臼部分獲得三個不同程度DDH模型，然后模擬手術獲得三個術后模型，基于以上模型分析了正常髖關節以及DDH髖關節術前和術后的周圍生物力學特性，結果表明，DDH患病程度越深，髖臼接觸面應力越大，PAO術后改善了受力情況，使應力集中部位從邊緣向內側移動，并趨近正常狀態。Zou等[7]建立了DDH患者的髖關節有限元模型，通過模擬手術，使髖臼截骨塊在冠狀面內旋轉以增加髖臼覆蓋的角度，并分析不同旋轉角度下骨盆軟骨和股骨頭軟骨上的接觸壓力、接觸面積和von Mises應力的變化，得出最佳的手術方案。但是模擬手術只在冠狀面旋轉髖臼截骨塊，與臨床手術不符，不能真實反映術后應力環境的改變情況。因此，本文將建立一個DDH患者的髖關節有限元模型，仿真模擬Bernese PAO手術的截骨和旋轉情況，分析不同旋轉方案對應力環境的改變，從而給臨床手術方案提供理論的依據。
1 材料與方法
掃描一例女性DDH患者(年齡12歲)的CT數據。采用64排螺旋CT機(GE，美國)對患者髂前上棘至坐骨結節部分以0.5 mm為間隔，沿軸向進行連續斷層掃描，所得圖像數據以DICOM格式保存。
把CT數據導入MIMICS 11.0(Materialise，比利時)軟件中，對患側骨盆和股骨進行區域劃分，形成三維點云模型，再導入Geomagic Studio 12(Geomagic Inc.，美國)軟件中，擬合成三維面模型，然后轉入Hypermesh 11.0.0(Altair Engineering Inc.，美國)軟件中進行網格的劃分，最后導入有限元仿真軟件Abaqus 6.10(Hibbitt,Karlsson & Sorensen,Inc. ABAQUS Inc.，美國)進行仿真分析。
1.1 正常髖關節有限元網格模型的建立
臨床判定患DDH的依據是髖臼中心邊緣角小于25°，髖臼中心邊緣角共分兩種，外側中心邊緣角(lateral center edge angle,LCEA)和前方中心邊緣角(anterior center edge angle,ACEA)。LCEA是股骨頭中心的水平面垂線與股骨頭中心點和髖臼外側緣連線在冠狀面內的夾角，ACEA是股骨頭中心的水平面垂線與股骨頭中心點和髖臼前緣連線在矢狀面內的夾角。取一例單側正常髖關節，其LCEA和ACEA分別為31.496 5°和46.832 6°，均大于正常值25°。建立有限元仿真網格模型如圖 1所示，包括骨盆皮質骨、骨盆松質骨、骨盆軟骨、股骨皮質骨、股骨松質骨和股骨軟骨等六部分，節點數和單元數見表 1，單元類型均為C3D4，控制皮質骨和松質骨單元最大尺寸為2 mm，軟骨單元最大尺寸為0.5 mm[7]。
圖1
正常骨盆的有限元模型
Figure1.
Finite element model of the normal pelvis
表1
各種組織的材料屬性及單元數量
Table1.
Element number and material properties used for various components of model
1.2 DDH患側有限元網格模型的建立
本研究測得患者患側髖關節LCEA和ACEA分別為－7.8°和11.9°，屬于較嚴重情況，需要手術治療。在計算機中對患側髖關節三維面模型模擬手術進行截骨，游離髖臼，然后以股骨頭中心為旋轉中心，繞保留的骨盆后柱平面法向旋轉，旋轉角度分別為25°、30°、35°、40°，并測得旋轉后的LCEA和ACEA(見表 2)逐漸趨于正常范圍(大于25°)，獲得一個術前模型和四個術后模型。其有限元模型(見圖 2)包括八部分，各部分節點數和單元數見表 1。
表2
各模型LCEA和ACEA的測量值(°)
Table2.
Measured values of LCEA and ACEA in various models (°)
圖2
患側PAO截骨術后有限元模型
Figure2.
Finite element model of DDH hip joint after PAO
1.3 約束和邊界條件
六個模型均取單足站立位，限制股骨遠端6個自由度，在骨盆上部施加垂直向下620 N的力(體重74 kg的人單足站立時，作用在單側下肢的力近似為體重扣除單腿的重量，即5/6的體重[13])，股骨軟骨與骨盆軟骨之間定義為無摩檫接觸表面，截骨塊與相鄰骨盆切跡之間定義為Tie連接。各部分組織材料屬性見表 1。
1.4 有限元模型驗證
本文以Bay等[14]尸體實驗結果為對比，驗證研究模型的有效性。Bay對4個正常髖關節尸體模型進行加載實驗，通過Fuji壓力傳感器測量關節接觸面內的接觸壓力和接觸面積，得到平均值分別為5.35 MPa和418 mm2。這與本研究所建立的正常髖關節計算所得接觸壓力5.728 MPa和接觸面積432.2 mm2相一致。Anderson等[15]用實驗方法分析正常髖關節在單足行走以及上、下樓梯過程中，髖臼軟骨的接觸面積和接觸壓力的范圍為321.9~425.1 mm2和4.4~5.0 MPa，同時建立有限元模型進行仿真分析，其計算結果分別為304.2~366.1 mm2和5.1~6.2 MPa。與本研究結果相近，均證明了本研究模型方法的有效性。
2 分析結果
有限元分析單足站立時正常髖臼接觸面的接觸壓力和von Mises應力云圖如圖 3所示，可以看出接觸面積較大,主要位于髖臼軟骨中上部，受力較均勻，最大值分別是5.728 MPa和1.812 MPa。有限元仿真分析患者術前髖臼軟骨接觸壓力見圖 4(a)，其最大值為7.732 MPa，位于髖臼后側上緣；術后髖臼接觸部位向髖臼前緣擴展，且分布比術前更加分散，見圖 4(b)~4(d)。不同模型髖臼軟骨接觸壓力和von Mises應力最大值的變化見圖 5，而術后兩應力值均在患側截骨塊旋轉25°的模擬手術情況下達到最小，其最大值分別為6.016、2.385 MPa，但均大于正常模型計算結果。不同模型髖臼軟骨接觸面積見圖 6所示，術后接觸面積略高于術前，但遠小于正常模型分析結果。綜合考慮髖關節接觸面受力情況和接觸面積大小，認為截骨塊旋轉25°時，接觸壓力和von Mises應力最小，接觸面積較大，髖臼周圍應力環境較理想，是最佳手術方案。
圖3
正常髖臼接觸面的接觸壓力和von Mises應力云圖
Figure3.
Contact pressure and von Mises stress in normal pelvic cartilage
圖4
患側術前、術后髖臼接觸面的接觸壓力云圖
(a)術前；(b)旋轉25°術后；(c)旋轉30°術后；(d)旋轉35°術后
Figure4. Distributions of contact pressure of preoperative and postoperative pelvic cartilage(a) before the surgery; (b) rotation 25°; (c) rotation 30°; (d) rotation 35°
圖5
各模型髖臼軟骨接觸壓力和von Mises應力最大值
Figure5.
Effect of different model on hip joint contact pressure and maximum value of von Mises stress
圖6
各模型髖臼軟骨接觸面積
Figure6.
Contact areas of hip joint on different models
3 討論
本文建立了一個有限元分析方法，分析正常髖關節和DDH患者髖關節受力情況，然后模擬幾種PAO手術方案(即不同截骨塊旋轉角度)，并分析術后髖關節受力環境的改變，為臨床手術提供理論依據。結果顯示截骨塊的不同旋轉角度都會改善髖臼接觸面的接觸壓力、von Mises應力和接觸面積。通常認為將LCEA和ACEA旋轉到正常值25°以上較為合適。Zou等[7]也用有限元的方法分析了不同DDH患者，進行不同旋轉角度的PAO手術方案后，最佳應力環境基本出現在LCEA為25°左右，其患者的病情比較輕，術前LCEA均大于10°，矯正角度均小于15°。而本文研究實例的患者術前LCEA為-7.8°，矯正到19°時應力環境較理想，接觸壓力和von Mises應力均為最小值(如圖 5所示)，矯正角度為26.8°。這與臨床經驗相符，即DDH病患程度較重時，矯正后的LCEA小于正常值時效果較好。
分析結果顯示正常髖關節接觸壓力集中于髖臼軟骨中上部，分布較廣泛且均勻；而DDH患者則分布在髖臼軟骨上緣前、后兩部分，比較分散且面積較少；DDH術后面積有所增加，接觸壓力集中現象有所改善，且向軟骨中間部位移動，趨向正常髖臼軟骨受力環境。Zou等[7]研究結果表明，PAO術截骨塊旋轉后，接觸壓力位置從術前位于軟骨上緣向軟骨中部偏移，其不同患者最佳旋轉角度的最大接觸壓力值不同(3.59～6.07 MPa),這與本研究結果相近。
DDH患者髖臼接觸面積遠小于正常髖關節模型的接觸面積(如圖 6所示)，這主要是由于患者的骨表面形狀的匹配度小于正常人。而不同手術方法改變截骨塊旋轉角度對接觸面積的影響趨勢不固定，這主要是由于本研究中截骨塊是沿骨盆后柱平面的法向旋轉，既包含矢狀面的旋轉又包含冠狀面的旋轉，使得患者髖關節平滑的骨表面接觸范圍有所改變。而Zou等的研究中截骨塊只考慮了冠狀面內的旋轉，沒有考慮矢狀面的矯正，其接觸部位較穩定，接觸面積的變化趨勢較固定，都是先隨著旋轉角度增大而增大，達到最佳矯正值LCEA為25°左右后，又隨著旋轉角度的增加而減小。綜合髖關節接觸面受力情況和接觸面積大小，手術方案取旋轉25°時較理想。
4 結論
本文建立了正常髖關節的有限元仿真模型，模擬了單足站立情況下髖關節周圍的受力情況，計算結果與文獻報道基本相符，證明了模型分析方法的有效性。根據相同方法建立了DDH患者的有限元仿真模型，并模擬了不同方案的PAO手術，分析了單足站立情況下，術前、術后髖臼軟骨的受力情況。研究結果表明，不同方案PAO術后髖臼軟骨所受接觸壓力減小，von Mises應力減小，接觸面積增大，改善了患者髖關節部位的生物力學環境，且可以根據有限元分析結果選擇合適的手術方案，為臨床手術提供一定的理論依據。今后還需增加肌肉力的作用，建立更加完善的有限元分析模型，使仿真分析更貼近實際。
