人体髋关节软骨接触压力有限元预测的验证

Andrew E.Anderson、Benjamin J.Ellis、Steve A.Maas

犹他大学生物工程与科学计算与成像研究所系，地址：50 South Central Campus Drive，Room 2480，Salt Lake City，UT 84112-9202

克里斯托弗·L·彼得斯

犹他大学骨科中心，590 Wakara Way，Salt Lake City，UT 84108

杰弗里·魏斯1

犹他大学生物工程系、科学计算与成像研究所和骨科系，地址：50 South Central Campus Drive，Room 2480，Salt Lake City，UT 84112-9202

摘要

预测髋关节接触应力的方法可以更好地了解正常和病理关节的载荷分布。本研究的目的是开发和验证一个三维有限元（FE）模型，用于使用计算机断层扫描图像数据中的受试者特定几何形状预测人体髋关节软骨接触应力，并评估模型预测对边界条件、软骨几何形状和软骨材料特性的敏感性。基于体内数据的载荷被应用于尸体髋关节，以模拟行走、下楼梯和爬楼梯。使用压敏膜测量接触压力和面积。CT图像数据被分割并离散为骨和软骨的FE网格。有限元边界和加载条件模拟了实验测试。模拟行走和下楼梯的有限元预测与实验测量之间获得了相当好的定性对应，而爬楼梯的预测与实验结果非常一致。实验峰值压力、平均压力和接触面积分别为10.0 MPa（薄膜检测极限）、4.4–5.0 MPa和321.9–425.1 mm2，而FE预测的峰值压力、均值压力和接触区域分别为10.8–12.7 MPa、5.1–6.2 MPa和304.2–366.1 mm2。未对准误差，即FE结果对准前后的均方根误差之差，小于10%。幅度误差（确定为校准后的残余误差）约为30%，但当比较最高压力区域时，幅度误差降至10-15%。软骨剪切模量、体积模量或厚度的变化导致峰值压力的±25%变化，而平均压力和接触面积的变化较小（±10%）。当骨盆和股骨近端被表示为刚性时，有很大的变化，但影响取决于特定的载荷情况。总体而言，受试者特定的有限元预测与压力膜测量结果进行了良好的比较，并且与公布的实验数据吻合良好。经验证的建模框架为开发患者专用有限元模型以研究正常和病理髋关节的力学提供了基础。

关键词：髋关节；有限元；生物力学；压力膜

介绍

据估计，美国30岁以上的成年人中有3%患有髋关节骨性关节炎[1]，导致疼痛、行动不便，并经常导致需要全髋关节置换术。大量的临床、流行病学和实验证据支持机械因素在OA的发展和进展中起主要作用的概念[2-5]。例如，已经证明，髋臼发育不良髋关节的髋臼和股骨软骨上的接触压力和剪切应力的持续时间和大小可以预测OA的发病[6，7]。

根据患者的具体情况评估髋关节接触力学的能力可以改善髋关节OA的诊断和治疗。为此，已经开发了实验和计算方法来测量和预测髋关节接触力学（例如，参考文献[6，8–14]）。实验研究基于尸体标本的体外加载[8,10,13,14]或使用植入活体患者的带器械股骨假体的体内加载[11,15-17]。虽然体外实验研究提供了髋关节接触压力的基线值，但测试方案本身具有侵入性，机械数据仅限于测量区域，且无法轻易研究特定的关节病理。器械假体的使用代表了体内髋关节力学实验研究的最新技术[11，15–17]。然而，该方法具有很强的侵入性，现有数据来自已经接受过晚期OA治疗的老年患者。目前尚无实验方法可用于在患者特定基础上无创评估髋关节接触力学。

计算建模是实验测试的一种有吸引力的替代方法，因为它是目前唯一有可能无创预测关节接触力学的方法。先前计算先前的计算方法包括离散元分析（DEA）技术[18-20]和有限元（FE）方法[9，12，21]。这些模型已被证明在基于参数、现象学或人群（广义患者模型）的研究中是有用的。然而，由于关节几何形状过于简单，且缺乏模型验证，他们准确预测患者特定接触力学的能力值得怀疑（18-20）。

在将计算模型应用于患者特定髋关节接触力学研究之前，有必要证明所选择的建模策略可以产生具有准确预测的模型，并且模型预测对已知和未知模型输入变化的敏感性是量化的[22]。为了满足这些要求，我们开发了一个特定于受试者的髋关节有限元模型（即从单个尸体髋关节创建的有限元模型）。具体而言，本研究的目的是[1]利用生理负荷下软骨接触压力的实验测量，开发并验证髋关节接触力学的受试者专用有限元模型，[2]评估模型对几种测量和假设模型输入的敏感性。

图1髋关节加载的实验装置。左：可锁定旋转框架和水泥盘的示意图，用于相对于致动器平面约束和定向骨盆。中间：连接在可锁定球窝关节上的股骨壶。右：股骨软骨表面的压敏膜，切成玫瑰花图案。聚乙烯片用于保持压力膜干燥。

方法

采用实验和计算相结合的方案，开发并验证25岁男性尸体髋关节（体重=82 kg）的受试者特定有限元模型。对关节进行OA筛查，软骨状况良好（Tonnis 0级）[23]。

实验方案

移除除关节软骨外的所有软组织。髋臼唇被切开，没有软骨。将运动块连接到股骨和骨盆上，用于FE和实验坐标系之间的空间配准[24]。使用Bergmann坐标系定义[15，16]，块用于定义参考关节载荷角度的解剖轴。使用Marconi MX8000 CT扫描仪（Phillips Medical Systems，Bothell，WA）对髋关节进行体积CT扫描（512 x 512采集矩阵，320 mm视野，平面内分辨率=0.625 x 0.625 mm2，0.6 mm切片厚度）。股骨从髋臼脱臼，以确保图像数据中髋臼和股骨软骨之间的分离。包括固体骨密度模型（BMD-UHA，京都Kagaku Co.，京都，日本），以将CT体素强度与钙当量骨密度相关联[25，26]。当几何形状分别至少为1.0和0.75mm厚时，上述扫描仪设置对模拟软骨[27]和骨骼[25]产生的厚度误差小于10%。

实验负荷基于已公布的体内髋关节负荷数据[15，16]。Bergmann等人报道了四名带器械股骨假体的患者在日常日常活动中的髋关节解剖方向（屈曲、外展和旋转）和等效髋关节力（大小和方向）[15，16]。在本研究中，他们的“平均患者”数据（分析的四名患者的平均数据）用于模拟行走、爬楼梯和下楼梯。开发了一种定制加载装置，以应用与这些加载条件相对应的运动学（图1）。

骨盆的髂嵴以中性解剖方向（髂前棘与耻骨联合平面处于同一平面[15，16]）粘结在安装盘上，并连接到可锁定的旋转框架上（图1左侧）。旋转框架相对于致动器的垂直轴弯曲和外展，以模拟每个载荷情况下等效髋关节力矢量的方向。股骨被封装并连接到一个可锁定的球关节上（图1中）。通过相对于骨盆弯曲、外展和旋转股骨来实现关节的三维定向。通过使用Microscribe-3DX数字化仪（Immersion Corp.，San Jose，CA）数字化加载夹具表面（关节力）和运动块平面（解剖方向），确定等效关节反作用力角度和解剖方向，测量位置精度为±0.085 mm[28]。将数字化点拟合到平面，并计算平面之间的角度。调整骨盆和股骨固定器的方向，直到关节反作用力向量的方向和解剖定向角度在Bergmann平均患者报告的±1度范围内。