02-11-김용식

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1 Review Articles Anatomy and Biomechanics of the Hip Yong-Sik Kim, MD, Soon-Yong Kwon, MD 1, Suk-Ku Han, MD 2 Department of Orthopaedic Surgery, Seoul Mary s Hospital, St. Mary s Hospital 1 and St. Paul s Hospital 2, Medical College, The Catholic University of Korea, Seoul, Korea The ball and socket structure of the hip joint allows a wide range of motion that is exceeded in no other joint of the body except the shoulder. At the same time, a remarkable degree of stability is provided by the close fit of the femoral head into the acetabulum and its deepening lip, the glenoid labrum, and by the support of the strongest capsular ligaments and the thickest musculature of the body. Of all the joints, the hip is most deeply situated. This relative inaccessibility increases the difficulty of diagnosing hip lesions, rendering thorough operative exposure of the joint arduous. Precise knowledge about the anatomy of the hip joint and its surrounding structures help orthopaedic surgeons diagnose and treat various diseases and trauma around the hip joint. An understanding of the biomechanics of the hip is vital to advancing the diagnosis and treatment of many pathologic conditions. Benefits from advances in hip biomechanics include the evaluation of joint function, the development of therapeutic programs for treatment of joint problems, procedures for planning reconstructive surgeries, and the design and development of total hip prostheses. Biomechanical principles also provide a valuable perspective to our understanding of the mechanism of injury to the hip, to femoroacetabular impingement, and to the etiology of degenerative hip disease. Key Words: Hip joint, Anatomy, Biomechanics 서 인체의관절중견관절에이어두번째로운동범위가큰고관절은, 비구와대퇴골근위부로이루어지고체중부하와체중전달의기능상관절의운동범위보다는관절의안정성이더중요한, 다축성 (multiaxial) 볼 - 소케트형의활막관절 (synovial joint) 이다 15). 구형의대퇴골두와컵모양의비구가밀접하게맞고관절막과주위근육과인대에보강되어관절의안정성이매우크며관절운동시이러한구조물들이조화롭게협동작용을한다. 고관절에미치 론 Submitted: April 23, st revision: May 25, nd revision: June 1, rd revision: June 9, th revision: June 10, 2009 Final acceptance: June 11, 2009 Address reprint request to Suk-Ku Han, MD Department of Orthopaedic surgery, St. Paul s Hospital, The Catholic University of Korea, , Jeonnong-dong, Dongdeamun-gu, Seoul, Korea TEL: FAX: hnsukku@catholic.ac.kr 는체중의 3 배에서 5 배에이르는하중에도수동및능동적관절운동범위내에서정적인평형을유지한다. 일생동안반복되는수많은작은외상에도고관절은대부분효과적이고편안한관절역할을수행한다. 정상고관절의해부학에대한이해는환자의질병과손상을진단하고치료하는데매우중요한바탕이된다. 고관절부의질환과외상은점진적으로증가하는추세이며, 특히인공관절치환술은그수요가증가하여정형외과과학내에서학문적비중이커지고있다. 고관절의생체역학적지식의이해는여러고관절질환의진단과치료접근에필수적일뿐만아니라관절기능의평가, 치료프로그램과새로운술기및최신인공관절기기의개발에결정적인단초를제공하는매우중요한역할을하고있다. 또한고관절주위조직의손상기전과퇴행성고관절질환의발생기전을파악하는데있어서도생체역학적원리의이해는필수적이다. 고관절의생체역학연구는근육의기능적역할, 보행, 퇴행성관절의병리와절골술및인공고관절치환술등의분야에서많은발전이이루어지고있다. 이를통해체중이 94

2 Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip 관절면을통해전달되는원리와퇴행성관절질환의병태생리학, 정상적인관절기능의생리학이해의체계적인접근이가능하며, 일상생활의환경적측면에서생체역학을적용하여만성적관절질환의진행방향을이해하거나관여하는병적요인의분석이가능하게되었다. 특히고관절영역에서환자의생활환경에대한이해와관심은수술방법의선택과술기등환자의치료방법에도영향을주어지난 30 년간설계, 재료및구성물의고정과관련된고관절치환술분야의눈부신발전을가져왔고, 최근에는관절염, 외상및고관절질환의치료해법을제시하고있다. 하지만괄목할만한발전을이루어왔던인공관절분야에서, 인공관절후발생하는관절면의마모및변형, 인공관절삽입후의응력분포, 시멘트 - 골, 시멘트 - 대퇴스템, 골 - 대퇴스템경계면의미세운동이나해리, 골흡수, 스템의피로골절등은아직연구되고극복되어야할과제로남아있다. 이러한인공관절의한계를극복하고정상관절에가까운인공관절을만들기위해서는무엇보다고관절의생체역학을이해하는것이중요하며, 고관절에하중을부하시키는여러환경요소및생역학에대한정보는관절염과같은고관절질환의진행이나본질을이해하는데중요한요소로써작용할수있다. 따라서, 정형외과의사가반드시이해해야할고관절의기초적인생체역학을크게관절의윤활, 관절에가해지는힘, 관절면의역할, 관절부조화의병태발현에대한기전, 체중부하및병적상태에서체중부하의변화및인공관절치환술로나누어고관절의생체역학에대하여설명하고자한다. 고관절의해부학 (Anatomy of the Hip) 1. 골학 (Osseous anatomy) 1) 비구 (Acetabulum) 반구형인비구의상방 2/5 는장골 (ilium), 하외측 2/5 는좌골 (ischium), 하내측 1/5 는치골 (pubis) 로각각이루어져있다. 비구의입구는전하방으로향하고있는데전방으로는약 10 도, 하방으로는약 45 도기울어져있고, 입구의둘레를따라치밀한섬유연골조직인비구순 (acetabular labrum) 이있어비구와 (acetabular fossa) 를보다깊게만들어관절의안정성을높여주며후상방부에가장잘발달되어있다. 좌골및치골의일차골화중심 (primary ossification center) 은비구를중심으로상당히떨어져있어비구골격의대부분은연골형태이다. 성장하면서이들일차골화중심에서소위 Y 자형의삼방연골 (triradiate cartilage) 을중심으로만나게되고, 이삼방연골에서생기는이차골화중심 (secondary ossification center) 에서골화가끝나는 18~20 세경에비로소비구를이루는장골, 좌골, 치골간에골유합이일어나게된다. 비구중체중부하를하는부위는말발굽형태로관절연골이덮고있는데연골은중앙이얇고비구순쪽으로갈수록두껍다. 중앙의체중을부하하지않는부위는섬유탄성지방체 (fibroelastic fat pad) 로채워져있으며, 그하단의비구절흔 (acetabular notch) 부터원형인대 (round ligament 혹은 ligamentum teres) 가기시하여대퇴골두와 (fovea capitis) 에부착한다 13). 2) 대퇴골근위부 (Proximal Femur) 대퇴골근위부의중요해부구조로는대퇴골두 (femoral head), 대퇴경부 (femoral neck), 대전자 (greater trochanter) 및소전자 (lesser trochanter) 가있다. 구형의대퇴골두는생후 4~6 개월에이차골화중심이나타나는데, 관절연골에덮여있는부분이구의 2/3 정도에해당한다. 골두의관절연골은비구와는달리중앙이두껍고변연부로갈수록얇아진다. 골두는전체가골단 (epiphysis) 으로이루어진것이아니고, 하내측일부분은골간단 (metaphysis) 에의해이루어진다. 대퇴경부는골두직경의약 65% 정도밖에되지않아고관절의넓은운동범위가가능하게하는데상하직경이전후직경보다두드러져나와있는데, 특히후방으로심하다. 또한대전자의경우도경부에비해주로후방으로두드러져있기때문에경부의횡단면축은전방이불룩한곡선으로보인다. 경부와대전자의이러한형태학적특징은임상적으로경부내고정물삽입할때고려되어야한다. 견인골단 (traction epiphysis) 인대전자와소전자에는, 각각 4 세와 13~14 세에이차골화중심이나타나며, 사춘기이후에대퇴골간부및경부와소전자, 대전자, 골두의순으로유합되는데, 골두의경우 20 세이후에야유합이끝난다. 대퇴골경부의중심축과간부의중심축이이루는경간각 (neck shaft angle) 은출생시 140~155 도에서점차감소하여성인의경우평균 125 도정도이다. 경부가대퇴내, 외과 (medial and lateral condyle) 을연결하는관상선 (coronal plane) 에대해전방으로뒤틀린정도를나타내는전경사각 (anteversion) 은, 출생시평균 30 도에서서서히감소하여성인이되면평균 15 도정도가된다. 대퇴골근위부골수강내의골소주는독특한구조를하고있는데, 제 1, 2 압박골소주 (primary and secondary compression trabeculae), 제 1, 2 인장골소주 (primary and secondary tension trabeculae), 대전자골소주 (greater trochanteric trabeculae) 로이루어진다. 이중제 1 압박골소주, 제 1 인장골소주및제 2 압박골소주에이루어지는삼각형을 Ward 삼각 (Ward s triangle) 이라하고, 제 1 압박골소주, 제 1 인장골소주및골두의연골하골이이루는삼각형을 Babcock 삼각 (Babcock s triangle) 이라부른다 년 Merkel 에의해처음기술된바있는대퇴거는, 대퇴골골수강내에서소전자바로 95

3 전방의대퇴골내측피질골로부터시작하여대퇴골경부후방피질골을향하여관상면으로뻗쳐있는, 박판 (laminated) 형의피질골판이다 29). 2. 관절막 (Articular capsule) 고관절의관절막은, 비구가장자리로부터대퇴경부하단까지뻗쳐있는데, 전방의경우전자간선 (intertrochantric line) 까지이르나, 후방의경우경부의상 2/3 정도만관절막에덮여있다. 따라서경부기저부의후면은관절막밖에위치한다. 대퇴골부착부위로부터일부관절막섬유가다시상방으로연장되어진행하여대퇴골두의관절연골직하부까지대퇴경부를싸고있는데이를지대 (retinaculum) 라하며, 이속으로지대동맥 (retinacular artery) 이대퇴경부를따라올라간다. 지대는대퇴경부의골막에해당하나일반적인골막과는달리형성층 (cambium layer) 이없다. 관절막은장대퇴 (iliofemoral), 치대퇴 (pubofemoral), 좌대퇴 (ischiofemoral) 인대에의해덮여강화되어있어, 운동범위의제한은거의없이관절의안정성에커다란기여를한다. 이중장대퇴인대는특히강력하고 Y 자를거꾸로세워놓은모양을하고있어 Bigelow 의 Y 인대라고불린다. 관절막은 10 도굴곡, 10 도외회전및 10 도외전된상태에서가장이완되며이위치에서관절강의용적이가장크다 13). 3. 대퇴골두의혈행 대퇴골두의주된혈액공급은지대동맥 (retinacular vessel) 들에의한다. 대퇴경부기저부의둘레에는관절막밖으로혈관문합망 (vascular anastomotic network) 인관절막의동맥고리 (extracapsular arterial ring) 가있다. 이혈관고리의후방및내외측부위는내측대퇴회선동맥 (medial femoral circumflex artery) 의분지에의해, 전방부위는외측대퇴회선동맥 (lateral femoral circumflex artery) 및제 1 천공동맥 (first perforating artery) 으로부터일부혈액공급을받는다. 이혈관고리로부터지대동맥이기시되어관절막을뚫고들어가, 지대속으로경부를따라올라가면서골간단및골단분지 (metaphyseal, epiphyseal branch) 로나뉘어각각골두와경부에혈액을공급한다. 이들골간단및골단분지들은뼈속으로뚫고들어가기직전에, 골두직하의관절연골가장자리에서다시고리모양의문합망인활액막하관절막내동맥고리 (subsynovial intracapsular arterial ring) 을형성한다. 여러개의지대동맥중경부의후방특히후상방에있는지대동맥이대퇴골두의가장중요한혈액공급원이다. 대퇴골두는이외에폐쇄동맥혹은내측 대퇴회선동맥에서기시하는원형인대동맥 (ligamentum teres artery) 이나대퇴간부에서들어오는영양동맥 (nutrient artery) 으로부터약간의혈액을공급받는다. 그러나원형인대동맥은항상존재하는것은아니며영양동맥은골단판이존재하고있는소아기에는골단에혈액공급을하지못한다. Trueta 와 Harrision 39) 은골두의혈액을공급하는혈관을담당영역에따라내측및외측골단동맥 (medial, lateral epiphyseal artery) 으로구별했다. 외측골단동맥은지대동맥으로부터의골단분지에, 내측골단동맥은원형인대동맥에해당되는데, 내측골단동맥의영역은매우좁으며존재하지않는경우도있다. 4. 근육 고관절의주된굴곡근은장요근 (iliopsoas) 이며봉공근 (sartorius), 즐상근 (pectineus), 대퇴직근 (rectus femoris) 및장, 단및대내전근 (adductor longus, brevis, magnus) 들도일부굴곡근역할을한다. 신전은대둔근 (gluteus maximus), 대내전근중좌골조면 (ischial tuberosity) 에서기시하는부분및슬와부근육군 (hamstring muscles) 에의하는데이중슬와부근육군은슬관절의위치에따라고관절신전력이달라진다. 내전은주로장, 단및대내전근 (adductor longus, brevis, magnus), 박근 (gracilis), 즐상근 (pectineus) 에의한다. 주요외전근으로는중둔근 (gluteus medius), 소둔근 (gluteus minimus) 과대퇴근막장근 (tensor fascia lata) 이있으며, 이들은모두상둔신경 (superior gluteal nerve) 의지배를받는다. 주된외회전근으로는대둔근과이상근 (piriformis), 내폐쇄근 (obturator internus) 등의단외회전근군 (short external rotators) 이있으며, 내회전에는중둔근과소둔근의전방부분과대퇴근막장근이주로작용하는데, 특히고관절이굴곡된경우내회전근으로서의작용이크다 29). 고관절의생체역학 (Biomechanics of the Hip) 1. 고관절의기하학및부하의발생 고관절은신체에서가장크고안정된관절이며기하학적측면에서볼 - 소케트관절로분류되어내인성안정성을확보하고있다. 고관절의기하학적특성은일상적인활동에서광범위한운동범위를갖지만주위의연부조직보강으로가동성측면에서안정되며견고한구조를형성하고있다는점이다. 표면의관절연골은하중전달에중요한기능을담당하며, 비구와대퇴골두의관절면은동심성이일치하는것으로알려져있지만실제로는체중이부하되지 96

4 Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip 않거나, 다소저체중부하상태에서는정밀한구면계측 (curvature measurement) 에서상호간구면 (sphericity) 형성의불일치성 (incongruity) 이확인되었다 33). 이러한비체중부하시관절의불일치성때문에, 관절에일정범위의부하가가해지는경우관절운동각도및위치에따라체중부하되는특별한영역이존재하게되며, 이러한영역의크기나위치는관절의상대적인위치에따라변하여적절한하중의분배와지속적인관절의보호에긍정적인생역학적요인으로작용하게된다 35). 힘 (force) 이란물체를가속하거나변형시킬수있는물리적인양으로정의될수있는데, 고관절에가해지는힘을이해하기위해서는두가지힘의종류에대한이해가필요하다. 즉서로다른물체가표면을접촉함으로서발생되는경우와중력의경우처럼일정한거리를두고간접적으로발생되는경우로서, 근골격계에서관절의상호작용을일으키는힘을외부효과와내부효과로구분할수있다. 외부효과에포함되는요소로는지면에작용하는힘 (ground reaction force), 중력및관성 (inertia) 으로구성되며, 내부효과는주위근육과인대구조에서발생하는능동적, 수동적인장력에기인한다. 이러한다양한힘의분포와조화의결과는관절에상호작용하는근본적인요소이다 16). 기능적인운동중고관절에작용하는힘에관한연구결 과가보고 2,31,32) 되었으며, 직, 간접적인측정과수학적분석방법이보행시고관절에가해지는생역학적힘을분석하는데사용되었다. Paul 34) 은정상보행할때고관절에발생하는힘의크기를간접적인방법으로표현하였는데, 보행주기에서중간입각기 (midstance) 이후에힘의최대치는체중의 4 배이상으로, 입각기 (stance phase) 와유각기 (swing phase) 에서는부하되는힘이다양하고, 빨리변화하는것을보여준다 (Fig. 1). 한쪽하지로체중부하시에는전면의정적인분석 (frontal plane static analysis) 에서체중의 2.5 배되는힘이관절이가해지게되는데, 관여되는분석인자로는대퇴골중심으로부터외전근과체중중심까지의지렛대 (lever arm) 의비율 1:2, 외전근의작용, 중력, 하지를제외한 5/6 의체중이관여되며, 특히지렛대의비율에따른관절에대한부하의증가를보여주고있다. 이는정지된상태에서고관절관절연골에작용하는체중부하의의미있는지표로서, 고관절기구를이용한보다정밀한비생체실험과생체이용실험보고에서직접적으로확인할수있다 (Fig. 2). 2. 체중부하접촉면의생역학적이해 고관절의대퇴골두와비구관절연골의체중부하, 보행 Fig. 1. Magnitude of the resultant hip joint reaction force during walking.(modifed and redrawn from Paul JP. Proc Instit Mech Engrs 181: 8, 1967.) 97

5 주기, 자세에따른접촉면및면적에대한몇몇연구들 34,37) 이시행되었고, Greenwald 등 23) 은 51 명의정상성인사체를이용한모의실험에서연골염색의기술을도입하여, 입각기와유각기에서고관절의체중부하영역을유형화하였다. 이들의실험에서보면, 비구와대퇴골두간의관절불일치로인하여부하를받지않는관절구는형태학적으로비구관절의구형상태가대퇴골두보다작은직경을보이며적절한관절부하에따라변형됨으로서접촉면적의차이를보이게된다. 구체적인보행주기에따른변화를보면, 입각기동안발생하는힘은비구의관절면전체가체중부하에관여하고, 접촉면적은대퇴골두의관절면적과같으며, 접촉위치는대퇴골두와비구의관절운동방향에의해결정된다. 전체적으로대퇴골두관절면의약 70~80% 가관여하며, 평균접촉면적은평균 4.2 inch 2 이며, 관절면에작용하는가장큰압력은 326 psi 이다. 골두의하방과중심와주위는비체중부하지역으로남는데, 정상적인관절에서관골구 (acetabular fossa) 의주위연부조직과원인대로덮혀있는부위에해당된다. 보행시유각기는적은하중이부분적으로접촉했다가입각기에서최대로접촉하게되며체중부하가불일치에서일치상태로의주기적변화가있는데이과정에서대퇴골두와비구의전상방관절면이반복적인체중부하에노출되게된다. 관절에가해지는부하가커질수록관절의상호일치성이증가하는현상은생역학적으로중요한데, 불일치한관절면에신체부하가가해지면 Fig. 2. Joint reaction force acting across the left hip during one-legged frontal plane stance for different ratios of the abductors and body-weight arms. 서관절의일치가생기는역동적인현상은관절기능의여러방면에영향을미친다. 관절의불일치현상은관절내체중이가해지는부위와접촉관절면모두에영향을미치고, 관절면에가해지는압력분포에도영향을미칠것으로보인다. 만약, 관절면이불일치하게고정되어있다면큰하중이가해질때관절연골은쉽게파괴가되고말것이다. 그러나서술한바와같이, 고관절은입각기동안최대부하가가해질때완전한병치 (apposition) 을이룬다. 이러한관절의유순도 (compliance) 는불일치성에서일치성으로의변화과정에관여하는두접촉관절연골과그아래연골하골의변형에의해서생겨난다. 이러한변화는큰하중이관절내에고르게분포하도록하는데일조하는데, 흥미로운사실은관절들에필요한역동학적요소들이차이가있으면서로영향을미침에도불구하고고관절과슬관절, 족관절에가해지는최대압력이약 300 psi 정도로비슷하다는사실이다. 이러한사실은중력과는독립적으로하지의체중부하관절들이유사한압력환경에처해있다는것을시사하는생역학적수치이다. 또한, 불일치는관절면의영양공급뿐아니라윤활기능에도영향을미칠수있다. 관절연골과활막액사이의빈번한직접접촉은영양을공급하고낮은마찰저항계수를유지하여관절본연의기능을수행하는데필요하다 22). 보행연구들 37,40) 에의하면유각기에고관절이가장적은접촉면을갖게되며, 관절내활막액이연골관절면과최대로접촉할수있다. 고관절에가해지는하중이증가할수록관절면사이의활액막액은점차밀려나려는압력을받는다. 반복적인하중은비정상적인관절면에는명백하게손상을줄수있으나, 정상관절을유지하는데필요한것으로보인다. 보행과같이주기적으로하중이가해질때, 초기의불일치는연골면이각주기동안활막액에노출될수있도록해준다. 따라서, 관절의불일치는정상적인관절의기능을유지하기위해필수적인요소라고볼수있다. 체중부하와관절의퇴행적변화와연관하여활막관절질환의발생과진행이체중부하와직접적으로어떤관계가있는지에대해서는아직정확하게알려지지않았다. 대퇴골두의소주배열연구를통해주된하중이관절면에가해지는과정을압력분포영역 (pressure area) 을이용하여설명하면무작위로 100 개가넘는대퇴골두를대상으로관절면전상방에호발하는연골파괴의육안적소견이바로이영역과상관관계가있음을밝혀냈으며, 골두외측과대퇴골두와주위를비압력분포영역이라고하였다. 즉, 대퇴골두표면의 71% 정도인관절의하방부위와가장자리, 대퇴골두와주변등에는노화과정으로볼수있는비파괴적인변화가존재하며, 이부분이비압력분포영역에해당되고, 관절압력이과도한경우이영역감소로압력분포가증가하게되면퇴행성변화를가속화할수있다고하였다. 비구전상방부위의퇴행성변화는단순한섬유연 98

6 Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip 축부터골노출까지생길수있으나그중간단계는없는것으로보아반복적인관절하중은관절연골을빠르게파괴시킨다는것을알수있으며, 임상적으로인공고관절전치환술을시행받은환자들의관절연골관찰에서도동일한결과가확인가능하여체중부하와관절연골의병적인변화사이의개념을확립할수있다. 3. 고관절의역동적변화에대한생체역학적특성 고관절이움직이는동안관절면이일치와불일치를반복할때관절면에힘이분포하는양상은, 관절의구조와연골의두께, 그리고연골과연골하골을구성하는구성물질의차이등의다양한요인에의해결정된다. 역동적관절운동시고관절에가해지는압력의분포는대상의자세, 측정방법, 구성물질에따라 200~1500 psi 까지다양한결과가관찰되었지만, 단정적인명확한지표의제시에는미흡한점이있다. 상술한압력의분포는연골에서부터측정할수있는만큼의수분을삼출시킬수있기에충분한하중으로서, 연골은구성부피의약 80% 가수분으로이루어져있는점을고려한다면관절연골에가해지는빠르고다양한압력의발생은연골의소실을유발할수있다는결론에도달하게된다. 관절의역동적운동중에빠르고불규칙한관절에대한압력은관절연골기질의소실을유발할수있고, 관절연골의국소적하중분포로서나타나게되는데, 관절연골은점탄성의물질들로이루어져있기때문에시간이흐를수록점진적으로그기능을소실해갈것이라예상할수있다. 주기적인부하가가해질때마다점탄성의물질은에너지를상실하며높은빈도의부하가가해지게되면관절연골의점탄성물질이반응할수있는시간도줄어든다. 가해지는부하의빈도가변하게되면이력현상 (hysteresis effect) 의크기가변할것으로예상할수있으나, 걷기와같은주기적인부하가가해지는동안관절은이력현상이축적되어변형을일으키지않고원상회복이가능하다. 이력현상이일어나지않는다면연골과뼈는많은에너지를축적하여관절에구조적인손상을입을수있으며, 관절연골의점탄성유지는연골의손상을예방하여오랜시간고관절은안정적인구조를유지할수있게된다. 인공고관절치환술의생체역학 1. 인공고관절에가해지는힘의발생 일상생활에서대퇴골두에가해지는힘에대한연구결과는고관절인공관절치환술과그실패에대한연구의기초자료가된다. Rydell 등 36) 은보행중에가해지는 3 BW (body weight) 까지의최대힘을 strain-gauged Austin- Moore prosthesis 를통해측정하였고, Bergmann 등 4,5) 은 인공관절의대퇴골두에가해지는부하에대한연구에서보행시에최대합력 (peak resultant force) 이 1.8~4.3 BW 까지발생함을보고하였다. 또한보행중입각기에관상면에서는비교적일정하게내측과하측부에부하가작용하고, 시상면에서는입각기전기는후방부로후기는전방부로각기다른양상으로작용한다. 대퇴골두의외측부는 0.4~1.5 BW, 후방은 0.2~1.2 BW, 하방은 1.4~3.9 BW 의범위의힘을받으며, 힘의요소를결정하는요인은전염각, 스템의외반및내반각도가있다 24,25). 인공관절에가해지는염전모멘트 (torsional moment) 는계단을오를때가장극대화되는반면계단을내려올때나걸을때등에서는비교적낮으며, 염전모멘트의구성은속도가증가할수로후방향하는힘의요소가많아지는양상을보이게되고, 대퇴골축과전경각도의밀접한영향을받는다. Moore type 인공관절에시행된압력측정장치를이용해걸을때, 조깅, 계단오르기와의자일어나기에서압력을측정하였는데, 보행시최대압력은한쪽발이지면에닿는때 (heel strike) 나빠른중간입각기 (early mid-stance phase) 에서나타나고지면반작용의힘이나외전근의힘에따라증가하는양상을보였다 26). 보행시는최고압력 (5.5 MPA) 이전상방의대퇴부에서나타나는데비구상방벽에서도나타난다. 물건을들면 9~15 MPa 에이르는압력의분포가대퇴골두상부나비구의후상부에나타나는데, 이러한높은압력을받는비구의후상부쪽은해부용사체에서퇴행이심한곳과일치한다. 2. 고관절에서힘의분석및측정 생체역학적측면에서의관절에가해진힘에대한기본적인분석적접근방법은관절의해부학이나관절에가해지는하중과연관된서로다른치료방법의효과를측정하는데유용하게쓰일수있다. 고관절의정위적부하 (static loading) 는때때로간결화된관상면에맞추어져연구되었으며, 예로서지팡이의존재에따른힘의분포와같은정위적힘을연구하는데이용되었다 3,8). 한발로서있는자세에서이차원적정위적분석에따르면, 외전근에의해나오는힘은같은크기의모멘트를유발하여반대편에서대퇴골두에효과적인몸무게의힘이가해짐으로서균형을이루어, 힘의효과적으로분배가일어난다 32). 한발로섰을때대퇴골두에가해지는효과적인몸무게배분은일반적으로 5/6 정도이다. 몸무게는수직방향으로작용하는반면외전근은수평방향과수직의두가지요소로구성되어있고일반적으로수직의축에서 30 도가량휘어진곳에서기원하므로, 한발로서있을시에서관절에가해지는압력이약 2.75 BW, 즉 3.0 BW 로계산된다. 고관절역학에있어서, 정위적인접근방법이외에동적인운동시의분석적접근은수많은환자들에게적용되고비침습적인방법으로 99

7 환자들에게적용되고있다. 그러나근육의본성을연구함에있어서, 사실직접적으로직접적으로근육이나관절의힘을측정하는것을힘들다. 따라서, 광범위한삼차원적모델을이용하여보행이나계단오르기, 걸상오르기등근육의힘을측정할수있다 27). 역동적분석 (dynamic analysis) 에서는, 뉴턴의운동의제 2 법칙, 즉힘과그에따른운동과의관계에의하게되는데, 신체에가해지는힘이 0 이아니라면, 신체는합력 (resultant force) 의크기에의한가속도와합력의방향을갖는다는것이다. 외적인지면의반작용을측정하고하지의길이비율에따라관절중앙부에삼차원적인좌표를놓고구획간고관절힘과외적인모멘트를측정할수있는데, 하지운동은시각전기장치 (optoelectonic method) 를이용하고지면의반작용은족부판을통해측정할수있다. 관절간의구획간힘과모멘트는이차원적으로근육과관절간의상호작용의내재력을측정하는데, 내재력은모멘트를서로동일하게만들어관절모멘트를측정할수있도록해준다. 내재력은일차적으로근수축, 수동적연부조직신장, 관절의반응력에의해생성된다. 대퇴골두에가해지는접촉력 (contact force) 과합력은역작용력과뉴턴의제 2 법칙에의해결정되는구획간힘으로구성된다. 그리고내재근력과관절작용력은외부모멘트외의균형을필요로한다. 예로서병적이거나수술후에이미관절낭이작아졌을경우보행시에고관절이정상적으로신장되지않음으로서관절낭이팽팽해지는것은관절의작용력특히관절의반응력을증가시키게되는것이다. 사실, 내재력을결정짓는삼차원적인힘과모멘트의균형에대한분석은해부학적으로관절을단순화시킨다고하더라도고관절의근육의해부학적이해와고관절의접촉력을아는것은고관절을구성하고있는최소 27 가지의근육건단위를알아야하므로풀지못한과제로남아있다. 그러므로개개의근육힘에대한독립적인이해도그것을단순화시켜이해하지않는한불가능한것이사실이다. 따라서, 연구방편으로제기된적절한가설의설정하에미지의수와식을맞추어봄으로써문제를해결하고자하는시도도있었는데, 이러한시도는근육을일반적기능과정위에맞추어그룹화함으로써생각해볼수있다. 이러한작업을통해서보행중에두개의최대력은골반을안정시키고있는외전근의수축과일치한다. 계산된최대력은보행속도와밀접한관계를이루는데일반적인보행속도는 4.5~5.0 BW 정도이고빠른속도에서는 7.6 BW 까지상승하게된다. 인공고관절치환상태보다는실험실내에서의분석적인모델이더높은접촉력을가진다고일반적으로예견할수있다. 이것은근육의주동, 길항작용과같은분야에대한불충분한자료를가지고, 단순하게정상적기능을추정하고해부학적으로단순화함에따라나오게되는오류로인정되고있다. 사실, 인공관절전치환술을받은사람이나 퇴행성관절염을가진사람의기능이정상적일수는없고에너지를최소화하는데영향을받기보다는통증이나스템의안정성과같은다른요인들에영향을더받는것이일반적이며, 실제로퇴행성관절염을갖는환자들은근육의힘을최소화하는자세로걷는데, 결국관절의접촉력은실제로증가되는자세로걷게되는것이다 11). 인공관절수술을받은환자들이보행시에관절기능이어떤가를분석함으로써관절의힘을예측할수있다. Brand 등 8,9,10) 은관절모델과근육모델을사용함으로써운동학과역학적방법으로인공관절수술을받은환자들의관절과심부근육에의영향없이모멘트의증가시키는결과를관찰하였다. 이러한연구로인해연구로접촉력을 2.5~3.5 BW 정도로줄일수있었고, 실험실내측정수치는 1.8~3.2 BW 정도가되었다. 3. 인공고관절치환술시작용하는힘 고관절에서와마찬가지로인공고관절의기기에작용하는힘을설명하기위해체중은중력에대한무게중심으로부터대퇴골두의중심까지해당하는지렛대로묘사할수있다. 대전자의외측부에서대퇴골두의중심까지해당하는지렛대에작용하는외전근육들은한발로설때에골반의위치를잡아주기위해같은힘으로작용해야한다. 걷거나뛸때는같은방향으로골반을기울이기위해더큰힘이필요하다. 체중이가해지는지렛대의길이와외전근이작용하는힘의길이의비는 2.5:1 이기때문에외전근의힘은한다리로선자세에서골반위치에작용하는체중보다 2.5 배더커야만한다. 보행의입각기에대퇴골두에서측정되는부하는외전근에의해발생하는힘과체중의합계와동일하며이것은체중의 3 배에달한다. 한발을누워들고있는 (straight leg raising) 동안에대퇴골두에가해지는부하는체중의 3 배로측정되었다. Brand 와 Crowninshield 8) 는보행동안에체중의 3.5~5 배에달하는접촉력이고관절에작용하는것을측정하였다. 인공관절기구를사용한실험에서측정된힘은분석적모델 (analytical model) 에의해측정된것보다더작다. Davey 등 17) 은보행중입각기동안에고관절접촉력이 2.6~2.8 배에달한다고하였다. Rydell 36) 은보행동안에체중의최고 3 배에해당하는접촉력이작용함을기록하였다. 그러나올라가거나뛰거나점핑하는동안에부하는체중의 10 배에달할수있다. 따라서과도한체중과증가된활동은대퇴골삽입물의이완과굽힘, 골절이발생하게하는힘을일으킬수있다. 관절에있어서힘은관상면에서뿐만아니라, 중력의인체중심은관절축의후방에존재하기때문에시상면에서도작용하며스템을후방으로구부리는작용을한다. 이러한방향의힘은의자에서일어날때와계단을오르거나내 100

8 Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip 릴때, 언덕을오를때와내려갈때커진다. 보행주기동안에힘은인공관절의시상면에서앞쪽으로 15~25 도기울어진각도로인공관절의대퇴골두에저항하는방향으로작용한다. 계단을오르거나다리를펴고들어올린자세동안에합력은대퇴골두의훨씬앞쪽에위치한지점에서작용한다. 따라서이러한힘은대퇴부인공관절의후방편향과후굴의원인이된다. 대퇴삽입축의회전안정성은근위부와원위부에서증가될수있다. 골단부를채우기위해대퇴축근위부의폭을증가시키는것이특히, 비시멘트형인공관절물일경우, 대퇴골부인공관절기구의회전안정성을증가시킨다. 또한시멘트사용과대퇴경부가긴스템을사용함으로써대퇴스템의회전안정성이증가될수있으며, 대퇴삽입물원위부의개량역시회전안정성에도움을줄수있다 7). 직사각형의절단면은둥근것보다시멘트멘틀안에서더욱회전력에저항한다. 장축의세로홈과골간부골내막에부착하게하는다공성표면처리는시멘트가없는경우에있어서회전안정성을증가시킨다. 삽입된대퇴스템은수술초기강한회전력을견뎌야만한다. 최근의많은노력들이대퇴삽입물의회전안정성의수술중평가에맞추어져왔다. 회전력검사 (torque wrench testing) 는비시멘트형대퇴삽입물의초기안정성과재치환술에서이전삽입물의이완정도를결정하기위해제기되었다. 4. 대퇴골두의중심화 (centralization) 와외전축 (abductor lever arm) 의연장 인공관절전치환술에서 Charnley 개념 14) 은골반삽입물을깊게함 ( 대퇴골두의내측화 ) 으로써체중의지레축을짧게하고절골된대전자부를외측으로재부착함으로서외전근의지레축을길게하여체중에의한모멘트를감소시키고외전기전의반대력은역시감소시키다. 대전자부의원위재부착보다외측화가외전근의지레축을길게하기때문에더좋다. 대전자부는외전근부착부의근위부에서절골되고남아있는외측돌출부위에재부착한다. 외전근지레축은관절염에의해서짧아질수있고대퇴골두의전체또는부분을잃어버리거나대퇴경부가짧아짐으로써더짧아질수있다. 또한대전자부가후방에위치할때와외회전변형이있을때, 고관절의발달장애가있는환자에서짧아질수있다. 이경우 Charnley 는짧은외회전근을절단하는것을추천했다. 절골된대전자부는그후외측부에재부착할수있다. 관절염이있는고관절에서체중의지레축에대한외전근의지레축은약 4:1 만큼클수있다. 두개의지레축의길이는외과적으로약 1:1 까지변화시킬수있으며, 이론적으로이것은 30% 까지고관절에가해지는부하를줄인다. 대퇴골두를내측화하고외전지레축을길게함으로써얻어지는잇점을이해하는것은중 요하다. 내측화의원칙은골반에있어서연골하골을보존하고비구삽입물에대한골의덮힘을얻기위해필요한만큼비구를깊게하는것이다. 인공관절전치환술의대부분은전자부의절골술없이시행되기때문에외전지레축은대퇴축에대한대퇴골두의오프셋을변화시킴으로가능하다. 고관절전치환술의근본적인생역학에서이러한강조점은골반골을보존하기위해, 특히연골하골을보존하기위해, 또한대전자부재부착과관련된문제들을피하기위해발달되었다. 고관절회전중심의상하위치변화는삽입물에작용하는힘에영향을준다 1,18). Johnston 등 28) 은관절접촉력이고관절중심이해부학적위치에대해위쪽으로그리고외측과후방으로변화할때더낮아짐을발견하였다. 외측화 (lateralization) 없는단독의위쪽을향한위치변화는비구주위골에서의스트레스를증가시킨다. 이것은비구위쪽의기저골이빈약할때임상적으로비구이형성증과재치환술의치료에중요하다. 약간머리쪽을향한비구기구의위치는증가된덮힘과생골과의접촉을증가시킨다. 그럼에도불구하고임상적인연구들은비해부학적인위치에고관절의중심이위치할때돌출, 고관절이형성, 재치환술환자에서기구의이동및방사선학적골해리의발생이증가함을보여주고있다 19,21). 5. 인공관절기기에서뼈로부하전달 (Stress transfer to bone) 대퇴스템을만드는재료, 기하학적인구조및치수, 고정의방법과범위는대퇴골로부하전달을극적으로변화시킨다. 고관절전치환술에대한주요한관심사는부하에대한적응으로골재배치가일어나인공삽입물의지지에영향을미쳐해리또는대퇴골과인공삽입물의파절이발생할수있는가하는점이다. 대퇴골로의부하전달은골조직을유지하는데필요한생리학적인자극을제공하며미사용에의한골다공증을예방할수있기에바람직하다. 스템의탄성계수감소는스템에걸리는부하를감소시키고시멘트조직의근위 1/3 부위의부하를증가시켜주위골조직으로부하를전달하게된다 12). 티타늄합금과같이금속으로만들어진스템은탄성계수가낮기때문에단면적의직경이상대적으로작다. 같은재질로만들어진스템중무거운것이더강하나, 더딱딱하고, 덜탄력적이기때문에단면적이증가하게되면낮아진탄성계수로인해실제적인이득이없게된다. 탄성계수, 스템길이, 스템단면적의증가는스템에걸리는부하를증가시키며시멘트와대퇴골의근위 1/3 에걸리는부하를감소시킨다. 대퇴골근위골간의시멘트나다공성의코팅으로단단하게고정되어있는길고딱딱한스템은대퇴골근위 1/3 의골과시멘트에대한부하를감소시킨다. 이는적지않은부하차단을일으키고대퇴골의이부위에대한재흡수성골재배치 101

9 가일어나게한다. 부검을통해얻은대퇴골을분석해본결과시멘트가있거나혹은없는인공관절모두골밀도의가장큰감소는근위피질골에서일어났다 20). 만약인공관절에대퇴골경부절단면에 collar 가있으면뼈에수직부하가일어나는것은당연한일이다. 그러나골절단면에 collar 나시멘트의직접적인접촉을얻는것은기술적으로어려운일이다. 시멘트로고정된대퇴부위의기구해리를방지하는데대한 collar 의역할이명확히정립되지는않았지만내측근위경부의어떠한부하도골재흡수를감소시키며대퇴근위부의시멘트에대한부하를줄이게된다. 시멘트의방출 (extrusion) 에의해시야가일시적으로가려졌을때 collar 는대퇴부분의삽입깊이를결정하는데대한간단한수단으로사용되기도한다. 비시멘트형대퇴스템의 collar 존재는스템의완전한안착을방해하기때문에기구의해리를일으킬수있어좀더논의가필요하다. 비시멘트형스템은스템치수나다공성의코팅의범위에따라시멘트형스템보다더생리학적인골의장력을유발한다. 내측근위부 collarless press-fit stem 을사용한경우골의장력이정상의 65% 정도이며, 근위부가정확하게맞는 collared stem 의경우정상의 70~90% 의근위부장력이작용한다. 결과적으로 loose stem 은 collar 가있는경우발생하는부하에대한여러가지잠재적인이득을소용없게만들기는하지만, 칼라가있는느슨하게맞춘스템은손상되지않은대퇴골의장력보다더큰근위부장력을유발한다. 스템을원위부에억지로박아넣는것은과도한근위부부하의소실을가져오고이는명백히피하여야한다. 스템에부하가걸렸을때근위부대퇴골에는원주의혹은테모양의 (hoop) 스트레스를유발한다. 근위부칼라가없는인공물의 wedging 은과도한 hoop strain 을발생시키고이는수술도중이나술후의근위부대퇴골의골절을유발할수있다. 큰직경의스템을이용하면대퇴골근위부의스트레스차폐 (stress shielding) 는더뚜렷해진다. 스템의휘어짐에대한저항성 (bending stiffness) 은직경의 4 제곱에비례하므로스템의직경이조금만증가해도휘어짐에대한저항성 (flexural rigidity) 은매우크게증가한다. 스템이골에고정되었을때하중은고착된구조물 (stiffer structure) 에의해서대부분힘을받게되고대퇴골근위부가스트레스로부터완화된다. Engh 등 20) 은비시멘트고관절인공관절치환술이후에스트레스차폐에대해매우세밀한실험을하였다. 중등도혹은심한근위부의골흡수를보인대부분의대퇴골은스템의직경이 13.5 mm 이상이었다. 협부 (isthmus) 에대해서가압성고정 (press-fit) 을하고 X-ray 상에서골성장의소견이보일때더뚜렷한스트레스차폐가관찰되었다. 더작은크기스템의광범위한다공성코팅이더큰스트레스차폐을만들지않았다. 그러나최근의연구 20) 에의하면광범위코팅 처리된큰스템은더큰스트레스차폐를보였다. 광범위다공성코팅처리스템이골의피질과만나는부위에국소적인골비대가관찰되었다. 이러한골비대는다공성코팅이많은스템의원위부끝에서많이관찰되는현상이다. 또한과형성은다공성의면적이스템의근위부에국한되는경우에는상대적으로적게나타난다. 스템의모양도뼈의스트레스전달에영향을미친다. 끝이가늘어지는형태를가진 3 가지다른종류의티타늄스템에대한연구에서, Mallory, Head 와 Lombardi 는총 748 건의관절치환술에서방사선상대퇴골근위부의골위축은단지 6% 만관찰된다는것을발표했다. 어떠한환자에서도골간을채우는끝이원통형인스템에서보이는것만큼심한근위부골소실을보이지않았다. 해부학적연구에서견고한고정을이용한임상적으로성공한관절치환술에서골재형성의정도와위치에있어서사람마다큰변이가나타난다. 임상에서받아들일만한스트레스차폐의양이무엇인지는정확히가늠하기힘들다. 다행히, 2 년이지난후에는평형점에도달되어골소실이더이상진행하지않게된다. 근위부스트레스차폐는초기임상결과에나쁜영향을미치지는않지만골재형성과수반되는골용해로인해전자부골절의소인을만들게된다. 시멘트형인공관절물이실패한경우등의대퇴골지지대가없는경우에교정수술이더복잡해지는것은저명하다. 적은탄성계수와휨에대한저항성을감소시키는스템형태에대한현재의연구는불리한대퇴골재형성을줄이는데좋은역할을할것이다. 골반측에서는폴리에틸렌 socket 을사용한경우최대부하가골반뼈에전달된다. 폴리에틸렌 liner 를갖는 metal backed cup 은높은부하를완화시키며, 부하를더욱고르게분배한다. 연골하골이제거된경우에해면골에더증가된최대부하가형성되는것과 metal backed component 가쓰인경우더작은최대부하가형성된다. 시멘트와해면골에가장높은부하가전달되는경우는얇은두께의 polyethylene acetabular component 가사용되는경우와연골하골이제거되는경우이다. Thin-walled polyethylene cup 에반해 5 mm 이상의 thick-walled polyethylene cup 이사용되는경우에부하가적어지는경향을보였으며이러한현상은 metal backed cup 을사용했을때와비슷하다. 비구의연골하골을보존하고 metal backed cup 또는 thick-walled polyethylene cup 을사용하면골반의해면골의최대부하수치를감소시킬수있다. 지난 10 년간 metal backed 시멘트형비구컵의만족할만한초기결과로사용이많아졌으나, 장기적추시에서는지속적인이점이없었고어떤경우에는더나쁜결과를유발했다. 두껍운완전폴리에틸렌비구컵의장점은비구의연골하골을유지해과도한스트레스차단하거나스트레스집중없는만족스런결과를제공하는것이다. 시멘트를사용하지않고비구고정을하는 102

10 Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip 경우, 고정을위해 metal 을대는것이필요하다. 이상적으로스트레스집중을방지하고뼈의내성장이가능한표면적을최대화하기위해, metal cup 은비구연골하골의넓은면적에걸쳐밀착되어야한다. 비구의준비는얼마나정확히준비되어진공간에적당한삽입물의모양과크기를넣는가에저해지며접촉면적과삽입물에따라골반으로전달되는스트레스의전달에뚜렷하게영향을미친다. 만약반구상의비구컵이비구에비해아주조금작다면스트레스는비구컵의극을지나중심부로전달될것이고삽입물과뼈사이의적도부가벌어질수있게된다. 논쟁의여지가있지만, 만약비구컵이준비된공간보다조금이라도크다면스트레스는주변부로전달되고삽입중비구둘레골절의위험성이있다. 극간간극은또한비구요소의불완전한장착때문에도남을수있다. 비시멘트형비구컵은둘러싸고있는비구로스트레스가전달되는방식을통해초기안정성을획득할수있다. 컵이비구에박혀있으므로삽입물을감싸고있는뼈의탄성반동에의해힘이발생한다. 테두리에서수직으로접하는주변부의긴장도는컵을안정화시킨다. 테두리의안쪽으로향하는긴장도는바깥으로밀어내는힘을발생시키므로컵의안정성이떨어진다. Rie 등은다양한반구형혹은비반구형삽입물기하학을이용해비구에서긴장도의분포와삽입물안정성에대해실험하였다. 꼭대기는반구형이고주변부로갈수록용적이점진적으로커지는비반구형컵이비구보다크기가더큰반구형컵을사용할때만큼의비구변형의증가가없이주변부긴장도와삽입물의안정성을최대화시킨다고결론내렸다. Kim 등 30) 은 Cadaver study 에서테두리직경이주변부직경보다약간더큰비구컵이극과적도접촉에서가장좋은결과를보여줌을발견했다. 6. 인공관절치환술시고관절에가해지는힘에대한보행보조기의영향 생체및분석연구결과지팡이를짚는것은반대측고관절에가해지는힘을줄일수있다. 지팡이와고관절의외전근이만들어내는힘의모멘트는체중이만들어내는모멘트와크기는같지만방향이반대이다. 지팡이를사용함으로인해고관절의접촉면에발생하는힘은크게감소하게된다. 그이유는지팡이에작용하는모멘트의크기가고관절의외전근에작용하는모멘트의크기보다크기때문에몸의중심을잡기위해근육에필요한힘이감소하기때문이다. 2 차원정적분석에의하면지팡이에체중의 15% 를싫었을경우관절작용력 (joint reaction force) 이약 50% 로감소함을알수있다. 수술전지팡이를짚었던환자와짚지않았던환자를대상으로운동역동학을이용하여 3 차원분석연구를시행한결과지팡이를짚고걸었던환자의관절에작용하는힘이지팡이를짚지않았던환 자의약 65% 정도로감소함을확인할수있었다 3,8). 지팡이에가해지는최대부하는체중의 11~17% 가량되었다. 1 개월내고관절의인공고관절치환술을시행한환자의생역학연구결과목발을이용한환자에있어서고관절의접촉력은 2.6~2.8 BW 정도로측정되었다. 7. 인공관절삽입물의축에대한회전모멘트의임상적결과 신체면에서벗어난힘의부하는체내삽입기구 ( 특히비시멘트형 ) 의안정성에좋지않은영향을미친다. 종축, 후방의복합부하가주대의골절에가장중요한인자로작용하며, 특히전외측에서시작하는골절에영향을미친다. Charnley 는고관절이굴곡되면서후방으로향하는힘이대퇴스템의후굴을작용하며기구의이완에중요한역할을한다고하였다 14). 대퇴스템의다양한부하를이용한분석연구모델에서체중의축외에서작용하는부하와염전모멘트가기구의기능상실을유발하였다. 8. 인공관절에작용하는힘에대한기하학적효과의임상적영향 수술적치료로인한것이든, 질병으로인한것이든관절의해부학적변화는고관절의관절면과관절에작용하는힘에변화를일으켜고관절의생역학에영향을주게된다. 양측고관절에인공고관절치환술을받은환자의경우한쪽이다른한쪽에비해더큰힘을받는것으로나타났으며이는더큰힘을받는관절측에수술전에비해새로형성된관절의중심이더외측, 더원위부로이동했기때문이다. 이렇게더외측, 원위부로관절의중심이이동한경우내전근의모멘트크기는감소하게된다. 환자가보행에적응하지못하는한, 반대측골반부가쳐지는것을막기위해근력을증가시켜야한다. 이는관절의압박력을증가시킨다. 비구의위치, 전굴각, 골두 - 경부각, 경부의길이, 관절중심의위치, 그리고각각에대한관절의힘은수학적모델로이미제시되어있다. 이러한분석은관절과대퇴골의기하학적변화가환자의활동에변화를주지않는것으로결론지었다. 환자의관절과대퇴골의기하학적변화에대한한연구 21) 에서도같은결과를얻었으며, 분석모델에대해한층더뒷받침하는결과를얻게되었다. 관절의해부학적변화는근육의힘과모멘트유발수용력 (moment-generating capacity) 에영향을준다. 외전근의기계적능력은대퇴골두와경부사이의각도와경부의길이, 관절중심의위치등의영향을받게된다. 대퇴골두와경부사이의각도가감소하게되는경우외전근의기능은증가하게된다. 대퇴골두와경부사이의각도가작은경우관절의접촉면에작용하는힘은감소되어야한다. 각도가감소된경우대퇴골두가비구에깊이접하기때문에 103

11 관절의일치정도가증가하게되어관절의안정성이증가하게된다. 대전자가외측으로이동한경우고관절의외전근에좋은효과로작용한다. 임상적으로외전근과내전근의강도는경부의길이가증가하거나대전자가더외측에위치하게되는경우와연관이있다. 경부의각도와길이는고관절의외전력뿐만아니라대퇴골근위부의굴곡력에도영향을미치게된다 18). 고관절의내반및경부의길이증가는대퇴골간부를통해전달된힘의모멘트가증가하게됨으로써대퇴골근위부에작용하는굴곡력을증가시키게된다. 인공관절치환물은이러한굴곡력에저항할수있도록설계되어야한다. 경부의길이가감소하거나대퇴골과경부사이의각도가증가 ( 외반 ) 하는경우대퇴골내삽입기구의굴곡력을감소시키게되나외전근의기능을절충하게되며, 관절의반응력을증가시키게된다. 만약경부의각도나길이의변화나관절중심의변화가체중부하에대해고관절의외전근의모멘트크기를감소시키게되고, 기능적보상이이루어지지않는다면작용력은증가하게될것이다. 고관절의중심의변화는근육의모멘트유발수용력과고관절의힘에큰영향을미치게된다. 관절의중심이내측, 원위부, 전방부로이동하게되는경우관절에작용하는힘은최소화된다. 이러한위치변화는외전근의모멘트유발수용력을최대화시키고고관절의중심을족부와지면사이에작용하는힘의모멘트방향에가깝게위치시킴으로써중심을잡기위해외측으로작용하는힘의크기를줄여준다. 이러한기하학적모델이고관절에작용하는힘이최소화되는중심의위치를예측하게할수있지만, 실제로는비구에서가능한위치가아닐수도있다. 예를들면, 퇴행성관절염의경우종종대퇴골두가외측, 상측, 후방부로전위되어있는경우가흔한경우이다. 분석학적모델은고관절중심이원래의위치에대해상부, 외측, 후방부로전위된경우관절에작용하는최대힘과모멘트가최대가된다고하였다 19). 고관절의중심이상부로전위된경우근육의길이와모멘트의변화로인해외전근과내전근, 굴곡근과신전근의모멘트유발수용력이감소하게된다. 대퇴경부의길이가증가하거나대전자가원위부로이동하게되면근육의모멘트유발수용력의감소에대해부분적인보상을얻을수있다. 고관절중심부가상외측으로이동하여고관절에작용하는힘이증가한경우, 걷기, 계단오르기등일상적인생활시고관절의외전근, 내전근, 신전근의운동모형을이용하여만든장치에비교했을때와도일치하였다. Delp 등 18) 은관절중심의상부전위단독으로는사실상고관절의관절에작용하는힘을증가시키지못한다고하였다 19). 일반적으로고관절에작용하는힘에대한분석학적연구나관절의기하학적영향에대한경험적연구결과와환자에대한임상연구는연관성이있다. 임상적연구는관 절의중심이상부로이동하면서하부의기능적결과와연관되어있으며, 고관절중심의상부이동이관절중심의상부이동에대해경부의길이증가로보상하기전까지외전근의약화와고관절의수동적굴곡운동의상실과연관이되어있다. 대퇴스템의해리는관절중심이상외측으로이동하는것과연관이있으며, 반면에폴리에틸렌의파열은대퇴스템의오프셋과외전근의모멘트와연관되어있다. 분석연구모델에서는관절중심이상외측으로이동하여발생한더높은접촉력은대퇴부의오프셋과외전근의모멘트를감소시키며임상적으로는폴리에틸렌의파열이나삽입기구해리등의예가보고되고있다. 외전근은보행시한발로걷는단계에서외전근이수축함으로인해골반골을대퇴골의대전자쪽으로당기게되고, 반대측골반이아래로쳐지는것을방지하게된다. 만약외전근이근육의힘과모멘트의크기가감소함으로인해기능에장애가생긴다면, 환자는외전근에필요한힘의크기를감소시킴으로서보행에적응하게될것이다. 9. 보행과기능적적응에서인공관절의영향 퇴행성또는인공관절을갖는환자들은일상생활을수행하는방식을자주바꾼다. 이러한변화들은통증이나근력약화, 불안정성같은여러요소들에기능적으로적절하게적응하기위해나타난다고볼수있다. 대표적인예가바로 Trendelenburg 보행이다. 보행시체중부하지점을고관절중심으로이동시켜고관절외전근에스트레스가가해지는것을막음으로서, 체중부하가끝나는시점에서균형을맞추기위해외전근에필요한스트레스를없앨수있다. 인공고관절전치환술이필요한환자들중보행속도를느리게하면리듬뿐아니라보행너비역시줄어든다. 보행의지표가보행속도와높은연관성이있다는점을생각할때보행장애는보행이느려지기때문에나타난다고일부는주장하였다 11). 이환되지않은쪽의입각기가길어지는것은운동범위시에통증이동반되기때문에생기는이환된쪽의유각기가길어지는것에대한반응이라고볼수있다. 이환된쪽의보행너비가감소하는것은입각기말기에고관절신전의장애와유각기의슬관절과 toe-off 시기의족관절최대굴곡의감소로인해서생긴다. 인공고관절전치환술이필요한환자들은대부분고관절의굴곡 - 신전장애를가지고있다. 시상면에서보면유각기에서고관절이신전하려는과정에서운동범위가감소할뿐아니라고관절굴곡 - 신전의주저와역전이나타나는것을알수있다. 고관절굴곡 - 신전운동범위의감소와역전은고관절의굴곡구축과연관이있고, 고관절의신전장애를보상하기위해요추전만이증가하는것을볼수있다. 관상면에서환자들은고관절에가해지는압력을줄이고안정성을증가시키기위해체간부를외측으로회전하게되 104

12 Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip 고, 가로면에서 heel-strike 시외회전시켜외측안정성을증가시킨다. 골반의전후경사가증가하는것도고관절운동장애를극복하기위한보상때문이다. 고관절의신전장애는단순히관절의굴곡구축만으로생기는것이아니라대퇴골두에가해지는하중을줄여통증을감소하기위한과정도원인이된다. 환자들은유각기에서이환된쪽으로상체를기울여서대퇴골두에가해지는하중을줄이고, 약화된외전근에대해보상하게되는것이다. 인공고관절치환술을시행받은후, 대부분의환자들은장기간통증이없어지고기능도회복되었다. 임상적결과의호전에도불구하고, 일상생활에서정상적으로필요한기능들은회복되지않는경우도있다. 일반적으로인공고관절치환술후리듬과보행너비, 고관절운동이늘어나서보행속도가빨라진다. 양쪽의입각시간이비슷해지고외측경사도감소한다. 시상면에서고관절의운동범위는수술후에증가하긴하지만여전히정상에는미치지는못한다. 고관절운동감소는면상의하중요소를최소화시킨다. 이러한현상은삽입물의회전운동을감소시켜안정성을얻는데도움이된다 31). 임상적인경험과생역학적인스트레스분석모두에서외반형이내반형보다더좋은것으로나타났다. 내반형 Mueller 시멘트형스템을사용한환자들은외반형보다보행장애가더많이나타났다 38). 두그룹환자들은전체적으로좋은임상결과 (Harris score 90 점이상 ) 가나왔음에도불구하고이러한차이가나타났다. 내반형환자들의보행장애는미세운동또는비정상적스트레스유형이존재하는것에대한생역학적적응현상을보여준다. 10. 인공관절의기능적적응과골감소 대퇴스템주위의골감소현상은잘밝혀져있으며 12,20) 최근장기간임상적추시결과우려의목소리가높다. 골감소는하지의불용으로발생할수있다. 수술전, 후에하중이가해지지않은사지는골감소가발생할수있다. 보행과같은일상생활의관절운동비대칭성은인공물주위골감소의원인이될수있다. 수술전에는고관절외전, 굴곡, 내외회전운동은측면상의비대칭성이나타난다. 외부운동의감소는근력과고관절, 대퇴골힘이감소하기때문에나타난다. 대전자부의골밀도비대칭성은보행도중고관절내전운동의비대칭성과관련있다. 수술전기능적적응력과그와연관된고관절에가해지는하중은수술전골감소범위의다양성에부분적으로영향을미친다. 사체해부연구를통해반대쪽골밀도가인공물주위골감소의범위와큰연관성이있다. 반대쪽대퇴골의골밀도가낮을수록이환된쪽의인공물주위골감소가더심하게나타난다. 이것은수술전의골밀도가골흡수리모델링범위를예측에도움이된다는것을의미한다. 수술전의 골감소가심할수록대퇴골의강직성은낮아지고스트레스에대한방어력이낮아골흡수가더잘나타난다. 따라서수술전보행시하중을가하지않는경우, 수술전골감소뿐아니라궁극적으로수술후인공물주위골감소에도영향을미칠수있다는사실을기억해야한다. 인공고관절치환술을시행받은환자들은수술후반대쪽에비해수술한쪽에체중을덜실어서비대칭적으로걷기를계속하게된다. 경골의골감소는삽입물의성분이나유형과는상관이없으며, 관절하중상태에비대칭성을야기시키는사지불용이중요한원인이된다. 인공고관절치환술을받은환자들을장기간추적한결과 16% 에서경골근위부의골밀도가감소하였는데이것은보행시슬관절수직구역사이하중의감소와연관되어있다. 현재인공고관절치환술후인공물주위골감소가스트레스보호력과전반적사지의불용정도, 기존의골감소정도와상대적으로얼마나연관이되어있는지에대해서는정확하게밝혀지지않았다. REFERENCES 01. Andriacchi TP, Galante JO, Belytschko TB, Hampton S. A stress analysis of femoral stem in total hip prosthesis. J Bone Joint Surg, 58-A: , Andriacchi TP, Strichland AB. Lower limb kinetics applied to the study of normal and abnormal walking. Biomechanics of normal and pathological human articulating joints. In: Berme N, Engin AE, Correia Da Silva KM, eds. NATO ASI Series E. Dordrecht: Martiuns Nijhoff, 93; 83-98, Brand RA, Crowninshield RD. The effect of cane use on hip contact force. Clin Orthop Relat Res, 147: , Bergmann G, Graichen F, Rohlmann A. Hip joint loading during walking and running measured in two patients. J Biomech, 26: , Bergmann G, Graichen F, Rohlmann A. Is staircase walking a risk for the fixation of hip implants? J Biomech, 28: , Berman AT, Quinn RH, Zarro VJ. Quantitative gait analysis in unilateral and bilateral total hip replacements. Arch Phys Med Rehab, 72: , Berzins A, Sumner DR, Andriacchi TP. Stem curvature and load angle influence the initial relative bone-implant motion of cementless femoral stems. J Orthop Res, 11: , Brand RA, Crowninshield RD. The effect of cane use on hip contact force. Clin Orthop Relat Res, 147: , Brand RA, Pederson DR, Davy DT, Kotzar GM, Heiple KG, Goldberg VM. Comparison of hip force calculation and measurements in the same patient. J Arthroplasty, 9: 45-51, Brand RA, Pederson DR, Friederich JA. The sensitivity of 105

13 muscle force predictions to changes in physiologic crosssectional area. J Biomech, 19: , Brown M, Hislop H, Waters RL, Porell D. Walking efficiency before and after total hip replacement. Phys Ther, 60: , Bryan JM, Tompkins G, Sumner DR, Berzins A, Galante JO. Quantifying proximal femoral bone loss following cementless total hip arthroplasty using dual energy x-ray absorptiometry. Trans ORS, 19: Callaghan JJ, Rosenberg AG, Rubash HE. The adult hip. In: Wasielewski RC ed. The hip. 2nd ed. Philadelphia, Lippincott Williams & Wilkins: 51-67, Charnley J. Low friction arthroplasty of the hip: theory and practice. New York: Springer-Verlag, Clemente CD. Gray s anatomy. 30th A. ed. Lea & Febiger Cochran GVB. A primer of orthopedic biomechnics. New York: Chrchuill Livingstone, , Davey DT, Kotzar GM, Brown RH, et al. Telemetric force measurements across the hip after total hip arthroplasty. J Bone Joint Surg, 70-A: 45-50, Delp SL, Komattu AV, Wixson RL. Superior displacement of the hip in total joint replacement: effects of prosthetic neck length, neck-stem angle, and anteversion angle on the moment-generating capacity of the muscles. J Orthop Res, 12: , Delp SL, Maloney W. Effects of hip center location on the moment-generating capacity of the muscles. J Biomech, 26: , Engh CA, McGovern TF, Bobyn JD, Harris WH. A quantitative evaluation of periprosthetic bone remodeling after cementless total hip arthroplasty. J Bone Joint Surg, 74-A: , English TA, Kilvington M. In vivo records of hip loads using a femoral implant with telemetric output(a preliminary report). J Biomed Eng, 1: , Frankel VH, Nordin M. Basic biomechanics of the skeletal system. Philadelphia: Lea and Febiger, Greenwald AS. Biomechanics of the hip. In: The hip and its disorders. Steinberg M, ed. Philadelphia: WB Saunders; 49, Hampton SJ, Andriacchi TP, Galante JO. Threedimensional stress analysis of the femoral stem of a total hip prosthesis. J Biomech, 13: , Hodge WA, Andriacchi TP, Galante JO. A relationship between stem orientation and function following total hip arthroplasty. J Arthroplasty, 6: , Hodge WA, Carlson KL, Fijan SM, et al. Contact pressures from an instrumented hip endoprosthesis. J Bone Joint Surg, 71-A: , Hurwitz DE, Chertack CC, Andriacchi TP. How gait changes in preoperative and postoperative patients with total hip replacements. Proceedings of the second North American Congress on Biomechanic, , Johnston RC, Brand RA, Crowninshield RD. Reconstruction of the hip. J Bone Joint Surg, 61-A: , Kim HJ. The Korean orthopaedic association. In: The hip lesion, , Kim YS, Callaghan JJ, Ahn PB, Brown TD. Fracture of the acetabulum during insertion of an oversized hemispheric component. J Bone Joint Surg, 77-A: , Krebs DE, Elbaum L, Riley PO, Hodge WA, Mann RW. Exercise and gait effects on in vivo hip contact pressures. Phys The, 71: , Long WT, Dorr LD, Healy B, Perry J. Functional recovery of noncemented total hip arthroplasty. Clin Orthop Relat Res, 288: 73-77, Neumann DA, Cook TM. Effect of load and carrying position on the electromyographic activity of the gluteus medius muscle during walking. Phys Ther, 65: , Paul JP. Approaches to design:force actions transmitted by joints in the human body. Proceeds Research Society London Brain, 192: , Pauwels F. Biomechanics of the normal and diseased hip. Springer-Verlag Rydell NW. Forces acting on the femoral? head prosthesis: a study on strain gage supplied prostheses in living persons. Acta Orthop Scand (Suppl), 88: 3, Seireg A, Arvikar RJ. The prediction of muscular load sharing and joint forces in the lower extremities during walking. J Biomech, 8: , Stauffer RN, Smidt GL, Wadsworth JB. Clinical and biomechanical analysis of gait following Charnley total hip replacement. Clin Orthop Relat Res, 99: 70-77, Trueta J, Harrision MH. The normal vascular supply of the femoral head in adult man. J Bone Joint Surg, 35-B: , Wadsworth JB, Smit GL, Johnston RC. Gait characteristics of subjects with hip disease. Phys Ther, 52: ,