引用本文： 黨競醫, 張昭, 宓鎮洲, 程德斌, 付軍, 劉冬, 范宏斌. 釘棒假體半骨盆Ⅰ+Ⅱ+Ⅲ區重建的生物力學分析及療效評價. 中國修復重建外科雜志, 2022, 36(4): 431-438. doi: 10.7507/1002-1892.202110018 復制
骨盆因血供充足、存在大量松質骨、附著豐富肌肉、毗鄰龐雜臟器，成為腫瘤好發部位[1-2]。骨盆腫瘤位置根據累及的解剖結構可分為4區，Ⅰ區累及髂骨、Ⅱ區累及髖臼、Ⅲ區累及坐骨及恥骨、Ⅳ區累及骶骨，其中Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ區解剖結構最易受腫瘤侵襲[3]。對于Ⅰ+Ⅱ+Ⅲ區腫瘤切除后的骨盆缺損，如何在植入半骨盆假體恢復髖關節解剖結構的同時，保持骨盆力學穩定，是骨腫瘤外科面臨的巨大挑戰。目前，臨床對于此類骨盆缺損有多種重建方案，例如同種異體骨移植、鞍形假體、模塊化假體、定制假體等，但并發癥發生率均較高[4-7]。近年來，半骨盆惡性腫瘤切除、釘棒假體重建技術日趨成熟。與其他類型假體相比，釘棒假體能重建任何類型骨盆缺損，可根據術中腫瘤切除范圍來調整椎弓根螺釘和鈦棒數量及位置，具有質量輕、構型多等優點。然而，植入后的釘棒假體生物力學性能主要依賴術者經驗判斷，缺少充分客觀證據以及可靠實驗驗證。而分析釘棒假體植入后的生物力學性能和有效隨訪是評估重建方式可行性的重要依據。為此，本研究構建了包含肌肉韌帶的骨盆有限元模型，采用有限元分析法評價半骨盆惡性腫瘤切除后釘棒假體重建骨盆的生物力學性能，并結合臨床應用觀察對釘棒假體重建方式進行綜合探討，以期佐證釘棒假體結構設計的有效性及該重建方式的合理性。報告如下。
1 臨床資料
1.1 一般資料
納入標準：①接受半骨盆惡性腫瘤切除（Ⅰ+Ⅱ+Ⅲ區）、釘棒假體重建骨盆者；② CT數據及隨訪資料完整者。排除標準：① 因各種原因不能配合治療者；② 合并患側其他部位（踝、膝關節）功能受損者。
2015年1月—2020年12月，共21例患者符合選擇標準納入研究。其中，男11例，女10例；年齡16～64歲，平均39.2歲。腫瘤類型：軟骨肉瘤9例，骨肉瘤7例，尤文肉瘤3例，未分化多形性肉瘤2例；根據國際肌肉骨骼腫瘤學會（MSTS）分期：ⅡB期19例，Ⅲ期2例。術前髖關節Harris評分（HHS）和MSTS評分分別為（54.4±3.1）、（14.1±2.0）分。
1.2 手術方法
全身麻醉下，患者取側臥位。首先，作髂腹股溝切口游離髂血管神經束，分離臀肌、髂肌并保證腫瘤被正常肌肉袖套包裹。然后，作髂股切口分離闊筋膜張肌和股直肌，切斷股直肌反折頭，顯露并切開髖關節囊；人工脫位股骨頭，股骨頸截骨，顯露髖臼及坐骨支，切斷附麗于坐骨支上的肌肉止點以及骶棘韌帶、骶結節韌帶。前側從恥骨聯合截骨，后側經骶髂關節截骨。本組15例病灶行廣泛性切除，5例邊緣性切除，1例病灶內切除。
近端經骶骨截面處向S1、2椎體植入2枚椎弓根螺釘，遠端向對側恥骨上、下支植入2枚椎弓根螺釘。確定髖臼位置，恢復原股骨頭旋轉中心，將髖臼杯外展角調整至45°，前傾調整至10°～15°。使用4根連接鈦棒分別向上連接骶骨椎弓根螺釘、向內連接恥骨椎弓根螺釘。C臂X線機透視下，與對側髖臼位置進行對照，調整髖臼位置以及角度，完成髖臼重建。
1.3 圍術期處理
本組8例接受化學療法治療，其中5例手術前后均行化學療法治療，3例僅術后行化學療法治療。尤文肉瘤患者采取VAC/IE方案（長春新堿、阿霉素、環磷酰胺/異環磷酰胺、依托泊苷），其他患者采用改良T10方案。2例接受術后放射療法，劑量60～70 Gy。其余患者不接受放射療法及化學療法。
術后2年內患者每3個月隨訪1次，2年后每半年隨訪1次。術后1個月內行不負重屈髖訓練，1個月后患肢從10 kg開始逐漸增加負重。術后3個月允許患者進行髖關節外展、內收訓練，并配合助行器行走。
1.4 療效評價指標
1.4.1 生物力學性能評價
① 三維有限元模型構建：參照文獻 ［8］ 方法構建骨盆三維有限元模型。隨機選取1例患者術后骨盆CT掃描圖像，層厚0.625 mm。將獲得的影像數據以DICOM格式導入醫學圖像重建軟件Mimics23Suite（Materialise公司，比利時），行骨盆三維重建，得到STL格式三角面片模型；將模型數據導入3-matic軟件（Materialise公司，比利時），進行必要的光滑處理后，通過CAD逆向功能導出STP格式的三維實體模型（重建骨盆模型）；同時，基于患者模型通過鏡像操作獲取正常骨盆模型。將正常骨盆以及重建骨盆的STP格式實體模型導入有限元分析軟件Workbench2020R1（ANSYS公司，美國），建立三維有限元模型，其中韌帶、肌肉建立成線體并賦為彈簧單元。由于骨盆結構及假體形狀不規則，網格劃分使用四面體網格，采用Solid185單元。于Workbench2020R1軟件中對模型進行網格劃分，得到有限元網格模型圖。本研究骨盆分析為線性有限元分析，各部分有限元模型之間的連接采用不分離接觸方式，模型材料及組織均假設為均質、連續、各向同性彈性材料[9]，材料及組織力學參數參考文獻 ［10-11］。見圖1。
圖1
骨盆三維有限元模型構建
a. 術前X線片示左半骨盆溶骨性病變；b. 釘棒假體重建術后X線片；c. 重建骨盆（上）、正常骨盆（下）三維實體模型；d. 重建骨盆（上）、正常骨盆（下）三維有限元模型；e. 重建骨盆（上）、正常骨盆（下）肌肉構建示意圖
Figure1. Construction of a three-dimensional finite element model of pelvisa. Preoperative X-ray film showed the osteolytic lesions in the left pelvis; b. X-ray film after rod-screw prosthesis reconstruction; c. The reconstructed (upper) and normal (lower) pelvis solid models; d. The reconstructed (upper) and normal (lower) pelvis finite element models; e. Schematic diagram of muscle construction of reconstructed (upper) and normal (lower) pelvis models
② 骨盆應力及形變分布觀測：分別對正常骨盆、重建骨盆模型進行力學分析，主要觀察應力位移分布情況和應力位移峰值大小。對建立模型的L5椎體端面進行固定約束，于兩側髖關節施加相同的力，分析靜態雙腳站立位骨盆模型應力情況，髖關節接觸力參考文獻 ［12］。
1.4.2 臨床療效評價指標
記錄手術時間、術中出血量及手術相關并發癥發生情況，包括切口感染、深部感染以及假體松動、脫位、斷裂等；采用HHS評分和MSTS評分評定患肢髖關節功能。每次隨訪均攝X線片，必要時行骨盆增強CT、超聲檢查和胸部CT掃描，以排查腫瘤局部復發及轉移。
1.5 統計學方法
采用SPSS16.0統計軟件進行分析。計數資料首先行正態性檢驗，均符合正態分布，數據以均數±標準差表示，手術前后比較采用配對t檢驗。采用Kaplan-Meier法計算患者生存率。檢驗水準α=0.05。
2 結果
2.1 生物力學性能評價結果
骨盆有限元模型網格劃分顯示正常骨盆總節點數為1 927 852個、總網格數為1 332 516個；重建骨盆總節點數為1 946 832個、總網格數為1 356 354個，假體節點數為172 119個、網格數為108 315個。
正常骨盆兩側應力位移形變由坐骨結節沿髖臼向上呈遞減性傳遞，肌肉構建前、后峰值均在坐骨結節處，達0.40 mm和0.38 mm（圖2a）。靜態雙腳站立位時，應力由骶髂關節處向骶骨正中面上部及髂翼處擴展，并沿骨盆環向下進行傳遞，其中骶髂關節、髖臼上緣、弓狀線、坐骨大切跡上緣、恥骨聯合等處均是應力較為集中區域，肌肉構建前、后峰值均位于骶髂關節處，達22.59 MPa和20.96 MPa（圖2b）。
圖2
骨盆應力位移形變及應力分布云圖
上、下圖分別為肌肉構建前、后 a. 正常骨盆形變分布云圖；b. 正常骨盆應力分布云圖；c. 重建骨盆形變分布云圖；d. 重建骨盆應力分布云圖 箭頭示應力峰值處
Figure2. Pelvic deformation and stress distribution cloud chartsThe upper and lower figures indicated the pelvic models before and after muscle cunstrcucted, respectively a. Normal pelvic deformation distribution; b. Normal pelvic stress distribution; c. Reconstructed pelvic deformation distribution; d. Reconstructed pelvic stress distribution Arrow for the stress peak
重建骨盆兩側應力位移形變分別由坐骨結節和恥骨連接棒遠端向髖臼及髖臼杯等處呈遞減分布，肌肉構建前、后均在坐骨結節和恥骨連接棒遠端處達峰值，達0.35 mm和0.33 mm（圖2c）。靜態雙腳站立位時，重建骨盆健側應力由S1面邊緣經骶髂關節沿骨盆環內側壁弓狀線向髖臼窩進行傳遞；患側應力由S1面邊緣經骶髂關節處傳遞至S1、2椎弓根螺釘上，并繼續沿假體向下傳遞，應力集中出現在S1、2釘棒連接處、鈦棒、髖臼杯上部，肌肉構建前、后峰值均位于S1、2釘棒連接處，分別達到118.2 MPa和109.7 MPa，低于鈦合金屈服強度（789～1 013 MPa）[13]。見圖2d。
2.2 臨床療效
本組手術時間250～370 min，平均297 min；術中出血量3 200～5 500 mL，平均4 009 mL。患者均獲隨訪，隨訪時間8～72個月，平均42個月。術后局部復發3例，均為術中未達到廣泛性切除者；7例存在肺部轉移，其中2例Ⅲ期患者為術前轉移。5例死亡，其余16例存活，其中3例帶瘤生存，5年生存率為72.1%。術后患者患肢功能均明顯改善，恢復行走功能，其中14例無需任何輔助工具，5例需單拐輔助，2例需雙拐輔助。末次隨訪時HHS、MSTS評分分別為（75.2±3.0）、（20.4±2.0）分，與術前比較差異均有統計學意義（t=22.205，P<0.001；t=11.915，P<0.001）。MSTS評分的各項評分手術前后比較，差異均有統計學意義（P<0.05）。見表1。
表1
患者手術前后MSTS評分各項評分比較（n=21，
）
Table1.
Comparison of MSTS score between pre- and post-operation (n=21, 
)
術后6例（28.5%）患者發生并發癥，其中脂肪液化及皮膚壞死引起的切口延遲愈合各1例、深部感染2例、螺釘松動1例、假體脫位1例，無假體或螺釘斷裂等其他并發癥發生。切口延遲愈合者經清創一期縫合后愈合。深部感染者均一期行假體取出曠置術、抗感染，二期行假體重建術，術后患者恢復良好。螺釘松動和假體脫位者行假體翻修術后恢復良好。見圖3。
圖3
患者，女，35歲，右半骨盆軟骨肉瘤X線片
a. 術前 圓圈示腫瘤范圍；b. 術后1 d；c. 術后2年
Figure3. X-ray films of a 35-year-old female patient with chondrosarcoma of the right pelvisa. Before operation Circle showed the extent of the tumor; b. At 1 day after operation; c. At 2 years after operation
3 討論
3.1 三維有限元模型構建的合理性
本研究將1例患者術后CT圖像導入重建軟件Mimics23Suite中，首先進行去偽影操作，然后根據患者掃描體位以1∶1比例重建假體，進而根據骨骼灰度閾值重建骶骨、右側髂骨、兩側股骨、椎體、椎間盤等。另外，由于患者就診時已是帶瘤生存狀態，無法獲取患病前正常骨盆原始數字影像數據。故本研究采用鏡像功能將健側骨盆復制到患側，獲取正常骨盆實體模型。正常人骨盆并非沿中軸完全對稱，所以通過鏡像操作獲得的模型存在誤差，但有研究表明正常人雙側骨盆應力分布及大小非常相近[12]，同時本研究所構建的骨盆有限元模型網格劃分精度較高，故可以滿足計算要求[3，6]。此外，就應力傳導方向及大小、分布而言，本研究所構建的骨盆三維有限元模型結果與以往相關研究結果一致[14]，且符合正常人體力學傳遞規律，提示本研究有限元分析結果具有一定可信度。
3.2 肌肉構建對于有限元分析結果的影響
附于骨皮質層的肌肉對于保持活動中髖關節的平衡具有重要意義[15]，以往骨盆三維有限元模型的構建對邊界條件進行了大量簡化，忽視了肌肉對骨盆生物力學特征的影響[16-19]。本研究將彈簧單元構建在肌肉實際附著點上，共計模擬21塊肌肉，從而提供一個完整骨盆模型。對于重建骨盆，由于患側手術創傷造成腰大肌、臀中小肌、髂肌完全割裂，其余肌肉受到不同程度破壞，剩余肌肉量無法準確測量，我們基于臨床經驗確定本次模型患側剩余肌肉量為60%。
本研究結果顯示肌肉的構建使得骨盆模型應力呈降低趨勢，表明肌肉活動在減少皮質骨和小梁骨的應力方面起著積極作用，這與Ghosh等[20]的發現一致。至于位移形變，肌肉的構建僅輕微減小了位移形變的峰值及分布，這可能是由于形變的數量級過小。運動狀態下肌肉的作用更加突出，肌肉系統會增加負荷以平衡髖關節活動，釘棒假體重建術后患肢恢復程度與肌肉的存留、早期肌肉鍛煉密切相關，因此以彈簧單元形式引入肌肉和韌帶邊界條件，更能反映真實的骨盆環生物力學環境。
3.3 釘棒假體重建骨盆的生物力學分析
重建骨盆健側應力分布與傳遞同正常骨盆相似，說明釘棒假體重建方式并未對健側骨盆產生明顯影響；患側骨盆應力集中出現在S1、2釘棒連接處、鈦棒、髖臼杯上部，其中峰值表現在固定骶骨的S1、2釘棒連接處，該位置與正常骨盆骶髂關節處應力發生的部位相同，說明重建骨盆患側應力分布的規律同正常骨盆基本一致。另外，肌肉構建前后重建骨盆假體應力峰值達118.2 MPa和109.7 MPa，遠低于鈦合金屈服強度（789~1 013 MPa）[13]，表明所設計的假體強度能夠承受載荷要求，恢復了雙腳站立時的力學傳遞功能。因此，從力學角度來看，重建骨盆的假體設計合理，重建后的骨盆具有良好穩定性，且應力傳導方式基本符合正常人體生物力學規律。至于位移形變，雙腳站立位時，健側骨盆位移由坐骨結節處向髖臼及髂骨面呈遞減分布，最大位移出現在坐骨結節處，位移量為0.35 mm和0.33 mm。與正常骨盆相比，健側骨盆位移變化方向與數量等級均未明顯改變，表明假體并未影響健側骨盆位移傳遞。患側位移由恥骨連接棒向髖臼杯及骶骨連接棒進行傳遞，于恥骨連接棒遠端處達到位移峰值，該位置與正常骨盆左側坐骨結節處位移發生部位相同。因此，從位移角度來看，上述結論依然成立。
3.4 釘棒假體重建的療效分析
本組患者5年生存率達72.1%，與以往文獻報道結果相似[21-24]。共計13例無瘤生存、3例帶瘤生存，5例死亡。肺部轉移是最常見和最嚴重的并發癥，本組共7例發生肺部轉移，5例死亡患者皆死于肺部轉移。缺乏有效的組織屏障和區域血供豐富是骨盆腫瘤轉移的高危因素。局部復發是選擇保肢手術需重點考慮的方面，本組3例局部復發者均為切緣未達廣泛性切除。骶髂關節周圍是影響手術切緣的特殊解剖位置，需要分離結扎大量髂內血管。因此，術中我們更多是沿骶髂關節截骨，而不是髂骨，以避免腫瘤復發。
本組21例患者術后患肢功能均有明顯改善，末次隨訪時MSTS、HHS評分與術前比較差異均有統計學意義，但略低于以往其他文獻報道結果[25-27]。分析可能有以下四方面原因：① 雖然釘棒假體重建替代了骨性組織，但肌肉動力系統的損傷亦直接影響患者的肢體功能。釘棒假體的軟組織覆蓋有限，給肌肉組織重建帶來了不便，這也是釘棒假體需要改進之處。② 半骨盆切除后骨性標志喪失，增加了髖臼原位重建難度，而重建的精確性對于維持骨盆三維穩定性和正常應力傳導至關重要。③ 本組患者均系半骨盆切除重建，骨缺損范圍遠大于以往其他報道。④ 骶髂關節是應力集中與傳遞的關鍵位置，于此處截骨雖然可達到廣泛截骨邊界，但應力傳遞過于集中地表現在S1、2釘棒連接處，影響了患肢功能。
本組術后并發癥發生率為28.5%，略低于以往報道[28-29]。感染是常見并發癥，既往報道的發生率為12%～47%[2-4]，本組4例患者發生感染，包括2例切口延遲愈合和2例深部感染，分別表現為切口脂肪液化、皮膚壞死和瘺管形成、膿液排出。手術時間長、直腸和泌尿生殖器鄰近、引流不暢、假體異物都是感染發生的高危因素。本組切口延遲愈合者經清創一期縫合后愈合。但深部感染保守治療成功率僅有53%[30]，本組2例深部感染患者均一期行假體取出曠置術、抗感染，二期行假體重建術。本組螺釘松動發生在S1椎弓根上，分析可能與骨質疏松和應力集中有關，松動發生后患者無法行走。在該例患者假體翻修手術中，我們將慶大霉素混于高黏度骨水泥，對釘棒和髖臼支架進行涂覆加強。這樣不僅可以增加假體強度，防止假體松動，還可作為預防措施，進一步控制感染發生[31]，術后3個月患者可扶拐行走。另外，本組1例患者發生假體脫位，情況優于其他文獻報道[25, 27, 32]。早期脫位的重要原因包括髖臼假體位置不當和髖關節假體周圍軟組織覆蓋急劇減少，尤以臀肌及髂腰肌為重。半骨盆惡性腫瘤切除時，遵循無瘤原則，所侵犯的重要肌群需盡可能一并切除，造成肌肉組織破壞與神經損傷較多。另外，髖關節旋轉中心位置偏移會導致髖關節不穩定，進而造成假體脫位。本課題組既往研究已證實3D打印導板與計算機導航技術能提高髖臼定位重建精確度[33]。為減少假體脫位的發生，我們采用計算機輔助技術術前對髖臼位置及方向進行精準規劃和模擬，術中借助3D打印導板和計算機導航技術增加髖臼假體重建的精確性。另外，保留更多的臀大肌縫合于腹肌，可在一定程度上增加髖關節穩定性。本組尚無螺釘與鈦棒斷裂發生，與生物力學分析結果一致。
綜上述，本研究在構建包含肌肉韌帶的骨盆模型基礎上，采用有限元分析法對釘棒假體的生物力學性能進行評價，結合患肢功能及術后并發癥對其進行綜合探討，得出以下結論：① 釘棒假體重建骨盆能夠恢復骨盆力學傳遞功能，與正常骨盆應力分布相似，假體應力峰值明顯低于鈦合金屈服強度，表明重建骨盆可有效恢復骨盆環的穩定性；② 假體應力峰值處于骶骨釘棒連接處，因此我們建議進一步優化釘棒連接處；③ 以彈簧單元形式引入肌肉和韌帶邊界條件，能更真實地反映骨盆環生物力學環境；④ 釘棒假體治療骨盆惡性腫瘤早中期療效顯著，并發癥少，是一種可行、有效的重建方式。
利益沖突 在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突；經費支持沒有影響文章觀點和對研究數據客觀結果的統計分析及其報道
倫理聲明 研究方案經第四軍醫大學西京醫院醫學倫理委員會批準
作者貢獻聲明 范宏斌：研究設計及文章審閱；黨競醫：研究實施及撰寫文章；張昭：數據收集整理；宓鎮洲、程德斌：統計分析；劉冬、付軍：文章審閱
骨盆因血供充足、存在大量松質骨、附著豐富肌肉、毗鄰龐雜臟器，成為腫瘤好發部位[1-2]。骨盆腫瘤位置根據累及的解剖結構可分為4區，Ⅰ區累及髂骨、Ⅱ區累及髖臼、Ⅲ區累及坐骨及恥骨、Ⅳ區累及骶骨，其中Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ區解剖結構最易受腫瘤侵襲[3]。對于Ⅰ+Ⅱ+Ⅲ區腫瘤切除后的骨盆缺損，如何在植入半骨盆假體恢復髖關節解剖結構的同時，保持骨盆力學穩定，是骨腫瘤外科面臨的巨大挑戰。目前，臨床對于此類骨盆缺損有多種重建方案，例如同種異體骨移植、鞍形假體、模塊化假體、定制假體等，但并發癥發生率均較高[4-7]。近年來，半骨盆惡性腫瘤切除、釘棒假體重建技術日趨成熟。與其他類型假體相比，釘棒假體能重建任何類型骨盆缺損，可根據術中腫瘤切除范圍來調整椎弓根螺釘和鈦棒數量及位置，具有質量輕、構型多等優點。然而，植入后的釘棒假體生物力學性能主要依賴術者經驗判斷，缺少充分客觀證據以及可靠實驗驗證。而分析釘棒假體植入后的生物力學性能和有效隨訪是評估重建方式可行性的重要依據。為此，本研究構建了包含肌肉韌帶的骨盆有限元模型，采用有限元分析法評價半骨盆惡性腫瘤切除后釘棒假體重建骨盆的生物力學性能，并結合臨床應用觀察對釘棒假體重建方式進行綜合探討，以期佐證釘棒假體結構設計的有效性及該重建方式的合理性。報告如下。
1 臨床資料
1.1 一般資料
納入標準：①接受半骨盆惡性腫瘤切除（Ⅰ+Ⅱ+Ⅲ區）、釘棒假體重建骨盆者；② CT數據及隨訪資料完整者。排除標準：① 因各種原因不能配合治療者；② 合并患側其他部位（踝、膝關節）功能受損者。
2015年1月—2020年12月，共21例患者符合選擇標準納入研究。其中，男11例，女10例；年齡16～64歲，平均39.2歲。腫瘤類型：軟骨肉瘤9例，骨肉瘤7例，尤文肉瘤3例，未分化多形性肉瘤2例；根據國際肌肉骨骼腫瘤學會（MSTS）分期：ⅡB期19例，Ⅲ期2例。術前髖關節Harris評分（HHS）和MSTS評分分別為（54.4±3.1）、（14.1±2.0）分。
1.2 手術方法
全身麻醉下，患者取側臥位。首先，作髂腹股溝切口游離髂血管神經束，分離臀肌、髂肌并保證腫瘤被正常肌肉袖套包裹。然后，作髂股切口分離闊筋膜張肌和股直肌，切斷股直肌反折頭，顯露并切開髖關節囊；人工脫位股骨頭，股骨頸截骨，顯露髖臼及坐骨支，切斷附麗于坐骨支上的肌肉止點以及骶棘韌帶、骶結節韌帶。前側從恥骨聯合截骨，后側經骶髂關節截骨。本組15例病灶行廣泛性切除，5例邊緣性切除，1例病灶內切除。
近端經骶骨截面處向S1、2椎體植入2枚椎弓根螺釘，遠端向對側恥骨上、下支植入2枚椎弓根螺釘。確定髖臼位置，恢復原股骨頭旋轉中心，將髖臼杯外展角調整至45°，前傾調整至10°～15°。使用4根連接鈦棒分別向上連接骶骨椎弓根螺釘、向內連接恥骨椎弓根螺釘。C臂X線機透視下，與對側髖臼位置進行對照，調整髖臼位置以及角度，完成髖臼重建。
1.3 圍術期處理
本組8例接受化學療法治療，其中5例手術前后均行化學療法治療，3例僅術后行化學療法治療。尤文肉瘤患者采取VAC/IE方案（長春新堿、阿霉素、環磷酰胺/異環磷酰胺、依托泊苷），其他患者采用改良T10方案。2例接受術后放射療法，劑量60～70 Gy。其余患者不接受放射療法及化學療法。
術后2年內患者每3個月隨訪1次，2年后每半年隨訪1次。術后1個月內行不負重屈髖訓練，1個月后患肢從10 kg開始逐漸增加負重。術后3個月允許患者進行髖關節外展、內收訓練，并配合助行器行走。
1.4 療效評價指標
1.4.1 生物力學性能評價
① 三維有限元模型構建：參照文獻 ［8］ 方法構建骨盆三維有限元模型。隨機選取1例患者術后骨盆CT掃描圖像，層厚0.625 mm。將獲得的影像數據以DICOM格式導入醫學圖像重建軟件Mimics23Suite（Materialise公司，比利時），行骨盆三維重建，得到STL格式三角面片模型；將模型數據導入3-matic軟件（Materialise公司，比利時），進行必要的光滑處理后，通過CAD逆向功能導出STP格式的三維實體模型（重建骨盆模型）；同時，基于患者模型通過鏡像操作獲取正常骨盆模型。將正常骨盆以及重建骨盆的STP格式實體模型導入有限元分析軟件Workbench2020R1（ANSYS公司，美國），建立三維有限元模型，其中韌帶、肌肉建立成線體并賦為彈簧單元。由于骨盆結構及假體形狀不規則，網格劃分使用四面體網格，采用Solid185單元。于Workbench2020R1軟件中對模型進行網格劃分，得到有限元網格模型圖。本研究骨盆分析為線性有限元分析，各部分有限元模型之間的連接采用不分離接觸方式，模型材料及組織均假設為均質、連續、各向同性彈性材料[9]，材料及組織力學參數參考文獻 ［10-11］。見圖1。
圖1
骨盆三維有限元模型構建
a. 術前X線片示左半骨盆溶骨性病變；b. 釘棒假體重建術后X線片；c. 重建骨盆（上）、正常骨盆（下）三維實體模型；d. 重建骨盆（上）、正常骨盆（下）三維有限元模型；e. 重建骨盆（上）、正常骨盆（下）肌肉構建示意圖
Figure1. Construction of a three-dimensional finite element model of pelvisa. Preoperative X-ray film showed the osteolytic lesions in the left pelvis; b. X-ray film after rod-screw prosthesis reconstruction; c. The reconstructed (upper) and normal (lower) pelvis solid models; d. The reconstructed (upper) and normal (lower) pelvis finite element models; e. Schematic diagram of muscle construction of reconstructed (upper) and normal (lower) pelvis models
② 骨盆應力及形變分布觀測：分別對正常骨盆、重建骨盆模型進行力學分析，主要觀察應力位移分布情況和應力位移峰值大小。對建立模型的L5椎體端面進行固定約束，于兩側髖關節施加相同的力，分析靜態雙腳站立位骨盆模型應力情況，髖關節接觸力參考文獻 ［12］。
1.4.2 臨床療效評價指標
記錄手術時間、術中出血量及手術相關并發癥發生情況，包括切口感染、深部感染以及假體松動、脫位、斷裂等；采用HHS評分和MSTS評分評定患肢髖關節功能。每次隨訪均攝X線片，必要時行骨盆增強CT、超聲檢查和胸部CT掃描，以排查腫瘤局部復發及轉移。
1.5 統計學方法
采用SPSS16.0統計軟件進行分析。計數資料首先行正態性檢驗，均符合正態分布，數據以均數±標準差表示，手術前后比較采用配對t檢驗。采用Kaplan-Meier法計算患者生存率。檢驗水準α=0.05。
2 結果
2.1 生物力學性能評價結果
骨盆有限元模型網格劃分顯示正常骨盆總節點數為1 927 852個、總網格數為1 332 516個；重建骨盆總節點數為1 946 832個、總網格數為1 356 354個，假體節點數為172 119個、網格數為108 315個。
正常骨盆兩側應力位移形變由坐骨結節沿髖臼向上呈遞減性傳遞，肌肉構建前、后峰值均在坐骨結節處，達0.40 mm和0.38 mm（圖2a）。靜態雙腳站立位時，應力由骶髂關節處向骶骨正中面上部及髂翼處擴展，并沿骨盆環向下進行傳遞，其中骶髂關節、髖臼上緣、弓狀線、坐骨大切跡上緣、恥骨聯合等處均是應力較為集中區域，肌肉構建前、后峰值均位于骶髂關節處，達22.59 MPa和20.96 MPa（圖2b）。
圖2
骨盆應力位移形變及應力分布云圖
上、下圖分別為肌肉構建前、后 a. 正常骨盆形變分布云圖；b. 正常骨盆應力分布云圖；c. 重建骨盆形變分布云圖；d. 重建骨盆應力分布云圖 箭頭示應力峰值處
Figure2. Pelvic deformation and stress distribution cloud chartsThe upper and lower figures indicated the pelvic models before and after muscle cunstrcucted, respectively a. Normal pelvic deformation distribution; b. Normal pelvic stress distribution; c. Reconstructed pelvic deformation distribution; d. Reconstructed pelvic stress distribution Arrow for the stress peak
重建骨盆兩側應力位移形變分別由坐骨結節和恥骨連接棒遠端向髖臼及髖臼杯等處呈遞減分布，肌肉構建前、后均在坐骨結節和恥骨連接棒遠端處達峰值，達0.35 mm和0.33 mm（圖2c）。靜態雙腳站立位時，重建骨盆健側應力由S1面邊緣經骶髂關節沿骨盆環內側壁弓狀線向髖臼窩進行傳遞；患側應力由S1面邊緣經骶髂關節處傳遞至S1、2椎弓根螺釘上，并繼續沿假體向下傳遞，應力集中出現在S1、2釘棒連接處、鈦棒、髖臼杯上部，肌肉構建前、后峰值均位于S1、2釘棒連接處，分別達到118.2 MPa和109.7 MPa，低于鈦合金屈服強度（789～1 013 MPa）[13]。見圖2d。
2.2 臨床療效
本組手術時間250～370 min，平均297 min；術中出血量3 200～5 500 mL，平均4 009 mL。患者均獲隨訪，隨訪時間8～72個月，平均42個月。術后局部復發3例，均為術中未達到廣泛性切除者；7例存在肺部轉移，其中2例Ⅲ期患者為術前轉移。5例死亡，其余16例存活，其中3例帶瘤生存，5年生存率為72.1%。術后患者患肢功能均明顯改善，恢復行走功能，其中14例無需任何輔助工具，5例需單拐輔助，2例需雙拐輔助。末次隨訪時HHS、MSTS評分分別為（75.2±3.0）、（20.4±2.0）分，與術前比較差異均有統計學意義（t=22.205，P<0.001；t=11.915，P<0.001）。MSTS評分的各項評分手術前后比較，差異均有統計學意義（P<0.05）。見表1。
表1
患者手術前后MSTS評分各項評分比較（n=21，）
Table1.
Comparison of MSTS score between pre- and post-operation (n=21, )
術后6例（28.5%）患者發生并發癥，其中脂肪液化及皮膚壞死引起的切口延遲愈合各1例、深部感染2例、螺釘松動1例、假體脫位1例，無假體或螺釘斷裂等其他并發癥發生。切口延遲愈合者經清創一期縫合后愈合。深部感染者均一期行假體取出曠置術、抗感染，二期行假體重建術，術后患者恢復良好。螺釘松動和假體脫位者行假體翻修術后恢復良好。見圖3。
圖3
患者，女，35歲，右半骨盆軟骨肉瘤X線片
a. 術前 圓圈示腫瘤范圍；b. 術后1 d；c. 術后2年
Figure3. X-ray films of a 35-year-old female patient with chondrosarcoma of the right pelvisa. Before operation Circle showed the extent of the tumor; b. At 1 day after operation; c. At 2 years after operation
3 討論
3.1 三維有限元模型構建的合理性
本研究將1例患者術后CT圖像導入重建軟件Mimics23Suite中，首先進行去偽影操作，然后根據患者掃描體位以1∶1比例重建假體，進而根據骨骼灰度閾值重建骶骨、右側髂骨、兩側股骨、椎體、椎間盤等。另外，由于患者就診時已是帶瘤生存狀態，無法獲取患病前正常骨盆原始數字影像數據。故本研究采用鏡像功能將健側骨盆復制到患側，獲取正常骨盆實體模型。正常人骨盆并非沿中軸完全對稱，所以通過鏡像操作獲得的模型存在誤差，但有研究表明正常人雙側骨盆應力分布及大小非常相近[12]，同時本研究所構建的骨盆有限元模型網格劃分精度較高，故可以滿足計算要求[3，6]。此外，就應力傳導方向及大小、分布而言，本研究所構建的骨盆三維有限元模型結果與以往相關研究結果一致[14]，且符合正常人體力學傳遞規律，提示本研究有限元分析結果具有一定可信度。
3.2 肌肉構建對于有限元分析結果的影響
附于骨皮質層的肌肉對于保持活動中髖關節的平衡具有重要意義[15]，以往骨盆三維有限元模型的構建對邊界條件進行了大量簡化，忽視了肌肉對骨盆生物力學特征的影響[16-19]。本研究將彈簧單元構建在肌肉實際附著點上，共計模擬21塊肌肉，從而提供一個完整骨盆模型。對于重建骨盆，由于患側手術創傷造成腰大肌、臀中小肌、髂肌完全割裂，其余肌肉受到不同程度破壞，剩余肌肉量無法準確測量，我們基于臨床經驗確定本次模型患側剩余肌肉量為60%。
本研究結果顯示肌肉的構建使得骨盆模型應力呈降低趨勢，表明肌肉活動在減少皮質骨和小梁骨的應力方面起著積極作用，這與Ghosh等[20]的發現一致。至于位移形變，肌肉的構建僅輕微減小了位移形變的峰值及分布，這可能是由于形變的數量級過小。運動狀態下肌肉的作用更加突出，肌肉系統會增加負荷以平衡髖關節活動，釘棒假體重建術后患肢恢復程度與肌肉的存留、早期肌肉鍛煉密切相關，因此以彈簧單元形式引入肌肉和韌帶邊界條件，更能反映真實的骨盆環生物力學環境。
3.3 釘棒假體重建骨盆的生物力學分析
重建骨盆健側應力分布與傳遞同正常骨盆相似，說明釘棒假體重建方式并未對健側骨盆產生明顯影響；患側骨盆應力集中出現在S1、2釘棒連接處、鈦棒、髖臼杯上部，其中峰值表現在固定骶骨的S1、2釘棒連接處，該位置與正常骨盆骶髂關節處應力發生的部位相同，說明重建骨盆患側應力分布的規律同正常骨盆基本一致。另外，肌肉構建前后重建骨盆假體應力峰值達118.2 MPa和109.7 MPa，遠低于鈦合金屈服強度（789~1 013 MPa）[13]，表明所設計的假體強度能夠承受載荷要求，恢復了雙腳站立時的力學傳遞功能。因此，從力學角度來看，重建骨盆的假體設計合理，重建后的骨盆具有良好穩定性，且應力傳導方式基本符合正常人體生物力學規律。至于位移形變，雙腳站立位時，健側骨盆位移由坐骨結節處向髖臼及髂骨面呈遞減分布，最大位移出現在坐骨結節處，位移量為0.35 mm和0.33 mm。與正常骨盆相比，健側骨盆位移變化方向與數量等級均未明顯改變，表明假體并未影響健側骨盆位移傳遞。患側位移由恥骨連接棒向髖臼杯及骶骨連接棒進行傳遞，于恥骨連接棒遠端處達到位移峰值，該位置與正常骨盆左側坐骨結節處位移發生部位相同。因此，從位移角度來看，上述結論依然成立。
3.4 釘棒假體重建的療效分析
本組患者5年生存率達72.1%，與以往文獻報道結果相似[21-24]。共計13例無瘤生存、3例帶瘤生存，5例死亡。肺部轉移是最常見和最嚴重的并發癥，本組共7例發生肺部轉移，5例死亡患者皆死于肺部轉移。缺乏有效的組織屏障和區域血供豐富是骨盆腫瘤轉移的高危因素。局部復發是選擇保肢手術需重點考慮的方面，本組3例局部復發者均為切緣未達廣泛性切除。骶髂關節周圍是影響手術切緣的特殊解剖位置，需要分離結扎大量髂內血管。因此，術中我們更多是沿骶髂關節截骨，而不是髂骨，以避免腫瘤復發。
本組21例患者術后患肢功能均有明顯改善，末次隨訪時MSTS、HHS評分與術前比較差異均有統計學意義，但略低于以往其他文獻報道結果[25-27]。分析可能有以下四方面原因：① 雖然釘棒假體重建替代了骨性組織，但肌肉動力系統的損傷亦直接影響患者的肢體功能。釘棒假體的軟組織覆蓋有限，給肌肉組織重建帶來了不便，這也是釘棒假體需要改進之處。② 半骨盆切除后骨性標志喪失，增加了髖臼原位重建難度，而重建的精確性對于維持骨盆三維穩定性和正常應力傳導至關重要。③ 本組患者均系半骨盆切除重建，骨缺損范圍遠大于以往其他報道。④ 骶髂關節是應力集中與傳遞的關鍵位置，于此處截骨雖然可達到廣泛截骨邊界，但應力傳遞過于集中地表現在S1、2釘棒連接處，影響了患肢功能。
本組術后并發癥發生率為28.5%，略低于以往報道[28-29]。感染是常見并發癥，既往報道的發生率為12%～47%[2-4]，本組4例患者發生感染，包括2例切口延遲愈合和2例深部感染，分別表現為切口脂肪液化、皮膚壞死和瘺管形成、膿液排出。手術時間長、直腸和泌尿生殖器鄰近、引流不暢、假體異物都是感染發生的高危因素。本組切口延遲愈合者經清創一期縫合后愈合。但深部感染保守治療成功率僅有53%[30]，本組2例深部感染患者均一期行假體取出曠置術、抗感染，二期行假體重建術。本組螺釘松動發生在S1椎弓根上，分析可能與骨質疏松和應力集中有關，松動發生后患者無法行走。在該例患者假體翻修手術中，我們將慶大霉素混于高黏度骨水泥，對釘棒和髖臼支架進行涂覆加強。這樣不僅可以增加假體強度，防止假體松動，還可作為預防措施，進一步控制感染發生[31]，術后3個月患者可扶拐行走。另外，本組1例患者發生假體脫位，情況優于其他文獻報道[25, 27, 32]。早期脫位的重要原因包括髖臼假體位置不當和髖關節假體周圍軟組織覆蓋急劇減少，尤以臀肌及髂腰肌為重。半骨盆惡性腫瘤切除時，遵循無瘤原則，所侵犯的重要肌群需盡可能一并切除，造成肌肉組織破壞與神經損傷較多。另外，髖關節旋轉中心位置偏移會導致髖關節不穩定，進而造成假體脫位。本課題組既往研究已證實3D打印導板與計算機導航技術能提高髖臼定位重建精確度[33]。為減少假體脫位的發生，我們采用計算機輔助技術術前對髖臼位置及方向進行精準規劃和模擬，術中借助3D打印導板和計算機導航技術增加髖臼假體重建的精確性。另外，保留更多的臀大肌縫合于腹肌，可在一定程度上增加髖關節穩定性。本組尚無螺釘與鈦棒斷裂發生，與生物力學分析結果一致。
綜上述，本研究在構建包含肌肉韌帶的骨盆模型基礎上，采用有限元分析法對釘棒假體的生物力學性能進行評價，結合患肢功能及術后并發癥對其進行綜合探討，得出以下結論：① 釘棒假體重建骨盆能夠恢復骨盆力學傳遞功能，與正常骨盆應力分布相似，假體應力峰值明顯低于鈦合金屈服強度，表明重建骨盆可有效恢復骨盆環的穩定性；② 假體應力峰值處于骶骨釘棒連接處，因此我們建議進一步優化釘棒連接處；③ 以彈簧單元形式引入肌肉和韌帶邊界條件，能更真實地反映骨盆環生物力學環境；④ 釘棒假體治療骨盆惡性腫瘤早中期療效顯著，并發癥少，是一種可行、有效的重建方式。
利益沖突 在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突；經費支持沒有影響文章觀點和對研究數據客觀結果的統計分析及其報道
倫理聲明 研究方案經第四軍醫大學西京醫院醫學倫理委員會批準
作者貢獻聲明 范宏斌：研究設計及文章審閱；黨競醫：研究實施及撰寫文章；張昭：數據收集整理；宓鎮洲、程德斌：統計分析；劉冬、付軍：文章審閱
