骨科第一定律

髋关节生物力学的历史始于1870年，当时德国外科医生 Julius Wolff 开创了骨科定律之母，指出骨骼会适应它所承受的负荷。Wolff 基于股骨近端内部小梁结构和Fairbairn蒸汽起重机压力线之间的相似性，提出了骨骼功能形态的概念 [图1]。此前，William Fairbairn于1850 年设计的创新起重机一直是苏黎世数学家Karl Culmann进行深入力学分析的主题。与此同时，解剖学教授 Georg Hermann von Meyer 正在研究人体骨骼的内部小梁结构。两位研究人员于1966年相遇，他们一起发现、计算出了Fairbairn起重机应力轨迹与股骨近端骨小梁拱形模式之间的相似性。然而， Wolff 不仅承认 Culmann 和 von Meyer 发现的相似性，而且还假设了骨骼在加载负荷时的适应性特征。

图 1：(a) Fairbairn 蒸汽起重机 (b) 股骨近端的内部小梁结构

Wolff 的理论可以直接应用于 THA 的设计。通过股骨近端并将载荷直接传递到假体远端皮质骨的股骨柄会造成应力遮挡 [图2]。这一过程将逐渐导致股骨近端的骨吸收和假体远端受力区的骨皮质增厚。历史上由实心金属制造的股骨柄具有整体刚度高的特征。通过改变形状设计，以及选择具有较低弹性模量的材料（例如钛）可以降低植入物的刚度。为了接近骨的刚度，降低干骺端区域植入物的刚度已被证明可以成功降低干骺端的应力遮挡。

人工全髋关节置换术后影像学评价Gruen分区法  A.髋臼侧Delee分区  B.股骨侧Gruen分区

此外，在股骨假体近端羟基磷灰石涂层中添加生物陶瓷（磷酸三钙）显示股骨近端骨密度损失适度减少。相比之下，假体远端形状的设计改变，如切口、凹槽等，尚未证明可以避免任何应力遮挡。直观地看，保存近端骨量用以支撑假体是可取的，并且从长远来看是有益的，譬如发生假体周围骨折或需要翻修手术。然而，值得注意的是，直到现在还没有关于压力性骨吸收导致自发性骨折或不良临床结果的报告。

静态生物力学概念

Wolff 和 Culmann 奠定的生物力学基础在1917年被Koch进一步阐述，当时他发表了预测步行时股骨负荷的参考著作。他假设股骨头上的负荷为100磅，得出的结论是，这种负荷会沿股骨内侧和两个股骨髁产生压缩力，而拉力则出现在外侧。此外，他指出，在单足站立时，体重的杠杆臂 (BW) 是外展肌杠杆臂的两倍，这意味着维持平衡所需的外展肌力必须是体重的两倍。尽管 Koch 的模型是静态的并且没有考虑周围肌肉对加载股骨的影响，但在接下来的 50 年里，它作为髋关节生物力学的参考模型没有受到挑战。

Koch 模型确立了单足站立时的内翻应力，并假设臀中肌的作用可以平衡这种应力。由于不利的外展杠杆臂，理论上需要更大的力来克服步态周期时的内翻应力。因此，Friedrich Pauwels在1976年推出了他更新的生物力学模型；这包括发挥张力带作用的髂胫束将一部分拉应力转化为压应力，并进一步支持外展肌的功能。静态生物力学模型 [图3] 描述了正常步态单足站立相的髋关节负荷。该模型假定BW杠杆臂的长度大约是外展杠杆臂的3倍。因此，平衡重量（总体重 - 负重腿）需要一个3倍于体重的外展肌力；作用在股骨头上力（反作用力，FR）的矢量和是上半身的4倍或总 BW 的大约3倍。

体重矢量（Fw）垂直于地面，源自重心，被外展力（FA）平衡。体重的大小等于体重减去负重腿的重量。外展肌力沿着臀中肌/最小肌纤维的轨迹拉动。体重杠杆臂(B)是髋关节旋转中心与体重矢量之间的垂直距离。随着重心横向移动，体重增加，外展肌力也需要增加。外展肌杠杆臂(A)是髋关节旋转中心与外展肌力矢量之间的垂直距离。如果外展肌杠杆臂在形态上增加，那么平衡给定负荷所需的外展肌力就会减少

Pauwels对股骨近端内翻和外翻结构的生物力学影响进行了广泛的研究。他承认颈干角对髋关节反作用力的影响，进而影响股骨头应力的大小。与普通髋关节相比，理论上髋内翻的反作用力最多低25%，而髋外翻则高25%。反作用力大小的变化是由外展杠杆臂长度的变化引起的。随着颈干角度数的增加，外展肌力臂减小，因此需要更高的外展肌力来平衡BW。

股骨柄

到20世纪90年代早期，这些静态计算重新引起了人们对THA中股骨偏心距重建的兴趣。股骨偏心距是从股骨头旋转中心到股骨干长轴的垂直距离。这种3D结构的二维 (2D) 射线照相测量会根据髋关节的旋转而变化，因此需要在下肢内旋15°–20°时拍摄X线片，以暴露股骨颈全长的前后位。偏心距平均值为44mm，并且随股骨大小和颈干角的减小而增加 [图4]。

图4：颈干角对股骨偏心距和髋关节反作用力的影响，颈干角增大导致股骨偏心距减少，髋关节反作用力增加。(a)115°的髋内翻，(b)常规髋关节，颈干角130°，(c)142°的髋外翻。FA：股骨长轴，FO：股骨偏心距，FR：髋关节反作用力

白种人的平均颈干角约为 130°，男性更倾向于内翻。除了颈干角对冠状面的影响外，轴状面上股骨的形态也会影响股骨的偏心距。与白种人股骨前倾角度平均9°相比，股骨颈前倾角增加，导致大转子后移并减少外展肌力臂。[图 5]“功能性”偏心距的减少已被证明会增加髋关节反作用力。

图5：股骨前倾角对“功能性”股骨偏心距的影响。随着股骨前倾角的增加，股骨偏心距减小，导致髋关节反作用力增加。股骨前倾(a)35°，生理前倾(b)10°，后倾(c)10°

较大的股骨偏心距意味着较长的外展肌力臂，将产生较小的髋关节反作用力。已发现较大股骨偏心距可显著降低THA中聚乙烯磨损的理论优势。Sakalkale 等人在17名患者中进行了分期双侧髋关节置换术，植入物相同，除了股骨假体在一个髋关节中是高偏型，而在另一个髋关节中是标准偏距型。在平均随访>5年时，7毫米的偏移差异导致标准偏距THA的磨损率为0.21毫米/年，而高偏型THA为0.10毫米/年。

此外，在THA手术中恢复股骨偏距非常重要，因为它可以控制软组织张力，改善整体功能结果和外展肌力量。另一方面，过度的股骨偏移会导致假体–骨界面微动增加、股骨假体超载，并可能是外展肌复合体和大转子区疼痛的原因。不幸的是，恢复较高的股骨偏距有增加内翻和旋转扭矩的缺点。Cantin 等人在平均2年的随访中比较了280个高偏股骨柄与527个标准Corail®非骨水泥股骨柄的固定和生存率。在两组中，选择高偏股骨柄还是经典股骨柄都是基于恢复自然股骨偏距，因此两组术前和术后股骨偏距变化没有显著差异。然而，在高偏组中， 诊断出5例有症状的无菌性松动，而标准柄组则没有。

髋臼杯

THA中髋臼假体植入面临着寻找最佳位置以及髋臼杯旋转的挑战。否则可能会导致髋关节功能不良、脱位、陶瓷对陶瓷部件发出吱吱声、和边缘载荷导致磨损增加。

臼杯的位置是相对于骨盆而言。居中或偏外植入可以通过髋臼杯偏距来客观评价：髋臼旋转中心与泪滴间线垂线之间的最短距离（即沿着泪滴的最远端部分的投影），髋臼偏心距和股骨偏心距之和等于联合偏心距。理想情况下，THA术中恢复联合偏心距以维持外展肌复合体的张力。张力过大会导致髂胫束摩擦和大转子疼痛，而张力不足会导致髋关节不稳。当人工髋关节旋转中心与原髋关节的旋转中心相比偏外时，股骨偏心距需要减少，否则会产生更高的关节反作用力，最终导致更多的磨损。另一方面，将髋臼杯置于偏内将允许更大的股骨偏距，产生更少的关节负荷，从而减少磨损。这种策略在臀肌功能不全的情况下很有用，并允许水平放置臼杯，同时保持足够的骨床覆盖。臼杯安装位置偏高导致髋关节旋转中心上移，每上移1毫米将增加0.1%的关节旋转负荷；但比髋关节旋转中心外移时负荷增加0.7%/mm的变化低了7倍。

在他的生物力学参考工作中，Pauwels还研究了髋臼充分覆盖的重要性，并描述了发育不良髋关节负重面积减少和关节压力增加之间的反比关系。17最近对原生髋关节压应力分布的研究证实，前侧覆盖减少，特别是外侧覆盖减少，原生髋关节的压应力显著增加。aniel 等人通过髋关节压应力的数学模型表明，发育不良的髋关节（CE角为 13°) 在爬楼梯和水平行走时，与正常髋关节相比，压应力增加了 100% 以上。与髋臼前倾角较低 (7°) 的髋关节相比，髋臼前倾角 (42°) 增加的髋关节在下楼梯时的关节峰值压力高 70%–115%。

THA 中的髋臼杯的定位直接影响杆柄撞击和关节脱位的风险。从长远来看，负重面积的大小主要影响磨损率。髋臼杯倾斜角在平行于骨盆前平面即骨盆前后位 X 线片上测量，即由髂前上棘和耻骨联合定义的平面。髋臼杯外展角代表放射学髋臼杯倾斜角，定义为泪滴间线与臼杯长轴之间的角度投影。[图 6] X 线片上髋臼前倾角定义为髋臼轴与冠状面之间的角度，可以根据骨盆正位片上臼杯投影短轴和长轴的比例计算（前倾角 = asin [短轴/长轴]×180/π)。60,61当外展角度减小时，髋臼假体更水平，增加了前上方的承重面积但减少了后下方的髋臼覆盖。臼杯前倾角的增加会减少前上方承重面积并增加后下方的髋臼覆盖。前上方承重面积应足够大以分配关节负荷，而足够的后下方覆盖对于关节稳定是必要的，尤其是在屈曲、内旋和内收活动时。最后，股骨前倾角在稳定性方面也起着重要作用，因为增加前倾角将允许更多的内旋，但代价是在外旋时颈后方与髋臼后缘的早期撞击。

因此，过度的股骨前倾会导致前脱位。股骨前倾角在生物柄中主要取决于股骨近端的形状，但在骨水泥柄中可以改变 10°–20°。为了允许最大的无撞击运动范围，必须评估给定髋臼杯倾角条件下的股骨柄和髋臼杯的联合前倾角，总体而言，建议40°±10°的臼杯外展角以及大约 40°的联合前倾角。在手术中臼杯前倾角可计算如下：臼杯前倾角 = 40 − 0.7 ×股骨前倾角。

动态生物力学

从1960年底开始，由于传感器、处理器和个人计算机的进步，生物力学研究已经转向动态分析的方向发展。1966年，Rydell率先完成了第一个体内髋关节负荷测量，他为两名患者植入了芯片化髋关节假体，在术后几天和6个月时测量了髋部力学数据。在接下来的几年中，English和 Kilvington以及后来的 Davey 等人对另外3名患者进行了类似的手术。然而，他们的实验都受到芯片电池寿命有限的阻碍，这是射频传输加载数据所必需的。Georg Bergmann在 1988 年通过消除对电池的需求重新发明了智能化髋关节假体。他为植入物配备了一个内部遥测传感器电路，该电路由体外电磁场感应供电。在术后一年多的步态实验室中观察了4名同意在日常生活各种活动中使用这种髋关节假体和机械负荷传输数据的患者。结果显示，患者行走时髋关节平均负荷为238% BW（体重），单腿站立时略低。上楼梯时关节会承受峰值达251% BW的反作用力，下楼时峰值应力可达260% BW。水平面上向内扭转对于股骨柄的固定很重要。假体的峰值扭转力矩在爬楼梯时最高，超出正常水平行走时的23%，在下蹲时则超出正常行走时扭力距的78%。

通过量化日常生活中不同活动时的体内髋关节反作用力和力矩，Bergmann 建立了一个参考库。Orthoload 数据库公开可用，此后一直被认为是通过肌肉骨骼模型验证关节负荷计算估计的黄金标准。肌肉骨骼模型以前一直在使用，但直到 2000年代初，才开发出全面的全身肌肉骨骼建模包，例如AnyBody和OpenSim。同样，计算能力的指数级进步使这些复杂模型的开发成为可能。这些软件包的核心是模拟代表由机械关节连接的骨骼的刚体。肌肉作为执行器提供加速和移动身体所需的关节扭矩。该系统可以使用逆动力学方法求解相关的平衡方程：已知外力和运动的情况下，内力可以计算出来。已开发经过验证的肌肉骨骼髋关节模型，用于评估活动日常生活、运动或职业活动以及手术策略，无需进行昂贵且有创的体内实验。

下一代

结论

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