J Korean Hip Soc 21(2): 94-106, 2009

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Review Articles

서 론

인체의 관절 중 견관절에 이어 두 번째로 운동 범위가

큰 고관절은, 비구와 퇴골 근위부로 이루어지고 체중 부

하와 체중 전달의 기능상 관절의 운동 범위보다는 관절의

안정성이 더 중요한, 다축성(multiaxial) 볼-소케트 형의

활막 관절(synovial joint)이다15). 구형의 퇴골 두와 컵

모양의 비구가 접하게 맞고 관절 막과 주위 근육과 인

에 보강되어 관절의 안정성이 매우 크며 관절 운동시 이러

한 구조물들이 조화롭게 협동작용을 한다. 고관절에 미치

는 체중의 3배에서 5배에 이르는 하중에도 수동 및 능동

적 관절 운동 범위내에서 정적인 평형을 유지한다. 일생동

안 반복되는 수 많은 작은 외상에도 고관절은 부분 효과

적이고 편안한 관절 역할을 수행한다. 정상 고관절의 해부

학에 한 이해는 환자의 질병과 손상을 진단하고 치료하

는데 매우 중요한 바탕이 된다.

고관절부의 질환과 외상은 점진적으로 증가하는 추세이

며, 특히 인공관절 치환술은 그 수요가 증가하여 정형외과

과학내에서 학문적 비중이 커지고 있다. 고관절의 생체역

학적 지식의 이해는 여러 고관절 질환의 진단과 치료 접근

에 필수적일뿐만 아니라 관절 기능의 평가, 치료 프로그램

과 새로운 술기 및 최신 인공관절 기기의 개발에 결정적인

단초를 제공하는 매우 중요한 역할을 하고 있다. 또한 고

관절 주위조직의 손상기전과 퇴행성 고관절 질환의 발생

기전을 파악하는데 있어서도 생체 역학적 원리의 이해는

필수적이다.

고관절의 생체역학 연구는 근육의 기능적 역할, 보행,

퇴행성 관절의 병리와 절골술 및 인공 고관절 치환술 등의

분야에서 많은 발전이 이루어 지고있다. 이를 통해 체중이

Submitted: April 23, 2009 1st revision: May 25, 20092nd revision: June 1, 2009 3rd revision: June 9, 20094th 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, 620-56, Jeonnong-dong,

Dongdeamun-gu, Seoul, Korea

TEL: +82-2-958-2448 FAX: +82-2-965-1456

E-mail: hnsukku@catholic.ac.kr

Anatomy and Biomechanics of the Hip

Yong-Sik Kim, MD, Soon-Yong Kwon, MD1, Suk-Ku Han, MD2

Department of Orthopaedic Surgery, Seoul Mary’s Hospital, St. Mary’s Hospital1 and St. Paul’s Hospital2,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

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Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip

관절면을 통해 전달되는 원리와 퇴행성 관절질환의 병태

생리학, 정상적인 관절 기능의 생리학 이해의 체계적인 접

근이 가능하며, 일상생활의 환경적 측면에서 생체역학을

적용하여 만성적 관절질환의 진행방향을 이해하거나 관

여하는 병적 요인의 분석이 가능하게 되었다. 특히 고관절

역에서 환자의 생활환경에 한 이해와 관심은 수술방

법의 선택과 술기 등 환자의 치료방법에도 향을 주어 지

난 30년간 설계, 재료 및 구성물의 고정과 관련된 고관절

치환술 분야의 눈부신 발전을 가져왔고, 최근에는 관절염,

외상 및 고관절 질환의 치료 해법을 제시하고 있다. 하지

만 괄목할 만한 발전을 이루어 왔던 인공관절 분야에서,

인공관절 후 발생하는 관절면의 마모 및 변형, 인공관절

삽입 후의 응력분포, 시멘트-골, 시멘트- 퇴스템, 골-

퇴스템 경계면의 미세운동이나 해리, 골흡수, 스템의 피로

골절 등은 아직 연구되고 극복되어야할 과제로 남아있다.

이러한 인공관절의 한계를 극복하고 정상 관절에 가까운

인공관절을 만들기 위해서는 무엇보다 고관절의 생체역

학을 이해하는 것이 중요하며, 고관절에 하중을 부하시키

는 여러 환경 요소 및 생역학에 한 정보는 관절염과 같

은 고관절 질환의 진행이나 본질을 이해하는데 중요한 요

소로써 작용할 수 있다. 따라서, 정형외과 의사가 반드시

이해해야 할 고관절의 기초적인 생체역학을 크게 관절의

윤활, 관절에 가해지는 힘, 관절면의 역할, 관절 부조화의

병태발현에 한 기전, 체중부하 및 병적상태에서 체중부

하의 변화 및 인공관절 치환술로 나누어 고관절의 생체역

학에 하여 설명하고자 한다.

고관절의 해부학(Anatomy of the Hip)

1. 골학(Osseous anatomy)

1) 비구(Acetabulum)

반구형인 비구의 상방 2/5는 장골(ilium), 하외측 2/5는

좌골(ischium), 하내측 1/5는 치골 (pubis)로 각각 이루

어져 있다. 비구의 입구는 전하방으로 향하고 있는데 전방

으로는 약 10도, 하방으로는 약 45도 기울어져 있고, 입구

의 둘레를 따라 치 한 섬유연골 조직인 비구 순

(acetabular labrum)이 있어 비구 와(acetabular fossa)

를 보다 깊게 만들어 관절의 안정성을 높여 주며 후상방부

에 가장 잘 발달되어있다. 좌골 및 치골의 일차 골화 중심

(primary ossification center)은 비구를 중심으로 상당히

떨어져 있어 비구 골격의 부분은 연골 형태이다. 성장하

면서 이들 일차 골화 중심에서 소위 Y자 형의 삼방 연골

(triradiate cartilage)을 중심으로 만나게 되고, 이 삼방 연

골에서 생기는 이차 골화 중심(secondary ossification

center) 에서 골화가 끝나는 18~20세 경에 비로소 비구를

이루는 장골, 좌골, 치골 간에 골 유합이 일어나게 된다.

비구 중 체중 부하를 하는 부위는 말발굽 형태로 관절 연

골이 덮고 있는데 연골은 중앙이 얇고 비구순 쪽으로 갈수

록 두껍다. 중앙의 체중을 부하하지 않는 부위는 섬유탄성

지방체(fibroelastic fat pad)로 채워져 있으며, 그 하단의

비구 절흔(acetabular notch) 부터 원형인 (round

ligament 혹은 ligamentum teres)가 기시하여 퇴골 두

와(fovea capitis) 에 부착한다13).

2) 퇴골 근위부(Proximal Femur)

퇴골 근위부의 중요 해부 구조로는 퇴골 두

(femoral head), 퇴 경부(femoral neck), 전자

(greater trochanter) 및 소 전자(lesser trochanter)가 있

다. 구형의 퇴골 두는 생후 4~6개월에 이차 골화 중심

이 나타나는데, 관절 연골에 덮여있는 부분이 구의 2/3 정

도에 해당한다. 골두의 관절 연골은 비구와는 달리 중앙이

두껍고 변연부로 갈수록 얇아진다. 골두는 전체가 골단

(epiphysis)으로 이루어진 것이 아니고, 하내측 일부분은

골간단(metaphysis)에 의해 이루어진다. 퇴 경부는 골

두 직경의 약 65% 정도 밖에 되지 않아 고관절의 넓은 운

동 범위가 가능하게 하는데 상하 직경이 전후 직경보다 두

드러져 나와 있는데, 특히 후방으로 심하다. 또한 전자

의 경우도 경부에 비해 주로 후방으로 두드러져 있기 때문

에 경부의 횡단면 축은 전방이 불룩한 곡선으로 보인다.

경부와 전자의 이러한 형태학적 특징은 임상적으로 경

부내 고정물 삽입할 때 고려되어야 한다. 견인 골단

(traction epiphysis)인 전자와 소 전자에는, 각각 4세

와 13~14세에 이차 골화 중심이 나타나며, 사춘기 이후에

퇴골 간부 및 경부와 소 전자, 전자, 골두의 순으로

유합되는데, 골두의 경우 20세 이후에야 유합이 끝난다.

퇴골 경부의 중심축과 간부의 중심축이 이루는 경간각

(neck shaft angle)은 출생 시 140~155도에서 점차 감소

하여 성인의 경우 평균 125도 정도이다. 경부가 퇴 내,

외과(medial and lateral condyle)을 연결하는 관상 선

(coronal plane)에 해 전방으로 뒤틀린 정도를 나타내

는 전경사 각(anteversion)은, 출생 시 평균 30도에서 서

서히 감소하여 성인이 되면 평균 15도 정도가 된다. 퇴

골 근위부 골수 강 내의 골 소주는 독특한 구조를 하고 있

는데, 제 1, 2 압박 골 소주(primary and secondary

compression trabeculae), 제 1, 2 인장 골 소주(primary

and secondary tension trabeculae), 전자 골 소주

(greater trochanteric trabeculae)로 이루어 진다. 이 중

제 1압박 골 소주, 제 1인장 골 소주 및 제 2 압박 골 소주

에 이루어지는 삼각형을 Ward 삼각(Ward’s triangle)이

라 하고, 제 1압박 골 소주, 제 1인장 골 소주 및 골두의 연

골하 골이 이루는 삼각형을 Babcock 삼각(Babcock’s

triangle)이라 부른다. 1874년 Merkel에 의해 처음 기술

된 바 있는 퇴 거는, 퇴골 골수 강내에서 소 전자 바로

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전방의 퇴골 내측 피질 골로부터 시작하여 퇴골 경부

후방 피질골을 향하여 관상 면으로 뻗쳐 있는, 박판

(laminated)형의 피질 골판이다29).

2. 관절 막(Articular capsule)

고관절의 관절 막은, 비구 가장자리로부터 퇴 경부 하

단 까 지 뻗 쳐 있 는 데 , 전 방 의 경 우 전 자 간 선

(intertrochantric line)까지 이르나, 후방의 경우 경부의

상 2/3 정도만 관절 막에 덮여 있다. 따라서 경부 기저부

의 후면은 관절 막 밖에 위치한다. 퇴골 부착 부위로부

터 일부 관절막 섬유가 다시 상방으로 연장되어 진행하여

퇴골 두의 관절 연골 직 하부까지 퇴 경부를 싸고 있

는데 이를 지 (retinaculum)라 하며, 이 속으로 지 동

맥(retinacular artery)이 퇴 경부를 따라 올라간다. 지

는 퇴 경부의 골막에 해당하나 일반적인 골막과는 달

리 형성층(cambium layer)이 없다. 관절 막은 장 퇴

(iliofemoral), 치 퇴 (pubofemoral), 좌 퇴

(ischiofemoral) 인 에 의해 덮여 강화되어 있어, 운동

범위의 제한은 거의 없이 관절의 안정성에 커다란 기여를

한다. 이 중 장 퇴 인 는 특히 강력하고 Y자를 거꾸로

세워 놓은 모양을 하고 있어 Bigelow의 Y 인 라고 불린

다. 관절 막은 10도 굴곡, 10도 외회전 및 10도 외전된 상

태에서 가장 이완되며 이 위치에서 관절 강의 용적이 가장

크다13).

3. 퇴골 두의 혈행

퇴골 두의 주된 혈액 공급은 지 동맥(retinacular

vessel)들에 의한다. 퇴 경부 기저부의 둘레에는 관절

막 밖으로 혈관 문합 망(vascular anastomotic network)

인 관절막의 동맥 고리(extracapsular arterial ring)가 있

다. 이 혈관 고리의 후방 및 내외측 부위는 내측 퇴 회선

동맥(medial femoral circumflex artery)의 분지에 의해,

전방 부위는 외측 퇴 회선동맥(lateral femoral

circumflex artery) 및 제 1 천공 동맥(first perforating

artery)으로부터 일부 혈액 공급을 받는다. 이 혈관 고리

로부터 지 동맥이 기시되어 관절 막을 뚫고 들어가, 지

속으로 경부를 따라 올라가면서 골간단 및 골단 분지

(metaphyseal, epiphyseal branch)로 나뉘어 각각 골두

와 경부에 혈액을 공급한다. 이들 골간단 및 골단 분지들

은 뼈 속으로 뚫고 들어가기 직전에, 골두 직하의 관절 연

골 가장자리에서 다시 고리 모양의 문합망인 활액막하 관

절막내 동맥 고리(subsynovial intracapsular arterial

ring)을 형성한다. 여러 개의 지 동맥 중 경부의 후방 특

히 후상방에 있는 지 동맥이 퇴골 두의 가장 중요한

혈액 공급원이다. 퇴골 두는 이외에 폐쇄동맥 혹은 내측

퇴 회 선 동 맥 에 서 기 시 하 는 원 형 인 동 맥

(ligamentum teres artery)이나 퇴 간부에서 들어오는

양 동맥(nutrient artery)으로부터 약간의 혈액을 공급

받는다. 그러나 원형 인 동맥은 항상 존재하는 것은 아

니며 양 동맥은 골단판이 존재하고 있는 소아기에는 골

단에 혈액 공급을 하지 못한다. Trueta와 Harrision39)은

골두의 혈액을 공급하는 혈관을 담당 역에 따라 내측 및

외측 골단 동맥(medial, lateral epiphyseal artery)으로

구별했다. 외측 골단 동맥은 지 동맥으로부터의 골단 분

지에, 내측 골단 동맥은 원형 인 동맥에 해당되는 데, 내

측 골단 동맥의 역은 매우 좁으며 존재하지 않는 경우도

있다.

4. 근육

고관절의 주된 굴곡근은 장요근(iliopsoas)이며 봉공근

(sartorius), 즐상근(pectineus), 퇴 직근(rectus

femoris) 및 장, 단 및 내전근(adductor longus,

brevis, magnus)들도 일부 굴곡근 역할을 한다. 신전은

둔근(gluteus maximus), 내전근 중 좌골 조면

(ischial tuberosity)에서 기시하는 부분 및 슬와부 근육군

(hamstring muscles)에 의하는데 이 중 슬와부 근육군은

슬관절의 위치에 따라 고관절 신전력이 달라진다. 내전은

주로 장, 단 및 내전근(adductor longus, brevis,

magnus), 박근(gracilis), 즐상근(pectineus)에 의한다.

주요 외전근으로는 중 둔근 (gluteus medius), 소 둔근

(gluteus minimus)과 퇴 근막 장근(tensor fascia lata)

이 있으며, 이들은 모두 상둔 신경(superior gluteal

nerve)의 지배를 받는다. 주된 외 회전근으로는 둔근

과 이상근(piriformis), 내 폐쇄근(obturator internus) 등

의 단 외 회전 근군(short external rotators)이 있으며, 내

회전에는 중 둔근과 소 둔근의 전방 부분과 퇴 근막 장

근이 주로 작용하는데, 특히 고관절이 굴곡된 경우 내 회

전 근으로서의 작용이 크다29).

고관절의 생체역학(Biomechanics of the Hip)

1. 고관절의 기하학 및 부하의 발생

고관절은 신체에서 가장 크고 안정된 관절이며 기하학

적 측면에서 볼-소케트 관절로 분류되어 내인성 안정성을

확보하고 있다. 고관절의 기하학적 특성은 일상적인 활동

에서 광범위한 운동범위를 갖지만 주위의 연부조직 보강

으로 가동성 측면에서 안정되며 견고한 구조를 형성하고

있다는 점이다. 표면의 관절연골은 하중전달에 중요한 기

능을 담당하며, 비구와 퇴골두의 관절면은 동심성이 일

치하는 것으로 알려져 있지만 실제로는 체중이 부하되지

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Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip

않거나, 다소 저체중 부하 상태에서는 정 한 구면계측

(curvature measurement)에서 상호간 구면(sphericity)

형성의 불일치성(incongruity)이 확인되었다33). 이러한 비

체중 부하시 관절의 불일치성 때문에, 관절에 일정 범위의

부하가 가해지는 경우 관절운동각도 및 위치에 따라 체중

부하되는 특별한 역이 존재하게 되며, 이러한 역의 크

기나 위치는 관절의 상 적인 위치에 따라 변하여 적절한

하중의 분배와 지속적인 관절의 보호에 긍정적인 생역학

적 요인으로 작용하게 된다35).

힘(force)이란 물체를 가속하거나 변형시킬 수 있는 물

리적인 양으로 정의될 수 있는데, 고관절에 가해지는 힘을

이해하기 위해서는 두 가지 힘의 종류에 한 이해가 필요

하다. 즉 서로 다른 물체가 표면을 접촉함으로서 발생되는

경우와 중력의 경우처럼 일정한 거리를 두고 간접적으로

발생되는 경우로서, 근골격계에서 관절의 상호작용을 일

으키는 힘을 외부효과와 내부효과로 구분할 수 있다. 외부

효과에 포함되는 요소로는 지면에 작용하는 힘(ground

reaction force), 중력 및 관성(inertia)으로 구성되며, 내

부효과는 주위 근육과 인 구조에서 발생하는 능동적, 수

동적인 장력에 기인한다. 이러한 다양한 힘의 분포와 조화

의 결과는 관절에 상호작용하는 근본적인 요소이다16).

기능적인 운동 중 고관절에 작용하는 힘에 관한 연구결

과가 보고2,31,32)되었으며, 직,간접적인 측정과 수학적 분석

방법이 보행시 고관절에 가해지는 생역학적 힘을 분석하

는데 사용되었다. Paul34)은 정상 보행할 때 고관절에 발생

하는 힘의 크기를 간접적인 방법으로 표현하 는데, 보행

주기에서 중간 입각기(midstance) 이후에 힘의 최 치는

체중의 4배 이상으로, 입각기(stance phase)와 유각기

(swing phase)에서는 부하되는 힘이 다양하고, 빨리 변

화하는 것을 보여준다(Fig. 1). 한쪽 하지로 체중 부하시

에는 전면의 정적인 분석(frontal plane static analysis)에

서 체중의 2.5배 되는 힘이 관절이 가해지게 되는데, 관여

되는 분석인자로는 퇴골 중심으로부터 외전근과 체중

중심까지의 지렛 (lever arm)의 비율 1:2, 외전근의 작

용, 중력, 하지를 제외한 5/6의 체중이 관여되며, 특히 지

렛 의 비율에 따른 관절에 한 부하의 증가를 보여주고

있다. 이는 정지된 상태에서 고관절 관절연골에 작용하는

체중부하의 의미있는 지표로서, 고관절 기구를 이용한 보

다 정 한 비생체 실험과 생체이용 실험보고에서 직접적

으로 확인할 수 있다(Fig. 2).

2. 체중 부하 접촉면의 생역학적 이해

고관절의 퇴골 두와 비구 관절연골의 체중부하, 보행

Fig. 1. Magnitude of the resultant hip joint reaction force during walking.(Modifed and redrawn from Paul JP. Proc Instit MechEngrs 181: 8, 1967.)

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주기, 자세에 따른 접촉면 및 면적에 한 몇몇 연구들34,37)

이 시행되었고, Greenwald 등23)은 51명의 정상 성인 사

체를 이용한 모의실험에서 연골염색의 기술을 도입하여,

입각기와 유각기에서 고관절의 체중부하 역을 유형화

하 다. 이들의 실험에서 보면, 비구와 퇴골두 간의 관

절 불일치로 인하여 부하를 받지 않는 관절구는 형태학적

으로 비구 관절의 구형상태가 퇴골두보다 작은 직경을

보이며 적절한 관절부하에 따라 변형됨으로서 접촉면적

의 차이를 보이게 된다.

구체적인 보행주기에 따른 변화를 보면, 입각기동안 발

생하는 힘은 비구의 관절면 전체가 체중부하에 관여하고,

접촉 면적은 퇴골두의 관절 면적과 같으며, 접촉 위치는

퇴골두와 비구의 관절운동 방향에 의해 결정된다. 전체

적으로 퇴골두 관절면의 약 70~80%가 관여하며, 평균

접촉면적은 평균 4.2 inch2 이며, 관절면에 작용하는 가장

큰 압력은 326 psi 이다. 골두의 하방과 중심와 주위는 비

체중부하 지역으로 남는데, 정상적인 관절에서 관골구

(acetabular fossa)의 주위 연부조직과 원인 로 덮혀있

는 부위에 해당된다. 보행시 유각기는 적은 하중이 부분적

으로 접촉했다가 입각기에서 최 로 접촉하게 되며 체중

부하가 불일치에서 일치상태로의 주기적 변화가 있는데

이 과정에서 퇴골두와 비구의 전상방 관절면이 반복적

인 체중부하에 노출되게 된다. 관절에 가해지는 부하가 커

질수록 관절의 상호 일치성이 증가하는 현상은 생역학적

으로 중요한데, 불일치한 관절면에 신체 부하가 가해지면

서 관절의 일치가 생기는 역동적인 현상은 관절기능의 여

러 방면에 향을 미친다. 관절의 불일치 현상은 관절내

체중이 가해지는 부위와 접촉 관절면 모두에 향을 미치

고, 관절면에 가해지는 압력분포에도 향을 미칠 것으로

보인다. 만약, 관절면이 불일치하게 고정되어 있다면 큰

하중이 가해질 때 관절연골은 쉽게 파괴가 되고 말 것이

다. 그러나 서술한 바와 같이, 고관절은 입각기동안 최

부하가 가해질 때 완전한 병치(apposition)을 이룬다. 이

러한 관절의 유순도(compliance)는 불일치성에서 일치

성으로의 변화 과정에 관여하는 두 접촉 관절연골과 그 아

래 연골하골의 변형에 의해서 생겨난다. 이러한 변화는 큰

하중이 관절내에 고르게 분포하도록 하는데 일조하는데,

흥미로운 사실은 관절들에 필요한 역동학적 요소들이 차

이가 있으면 서로 향을 미침에도 불구하고 고관절과 슬

관절, 족관절에 가해지는 최 압력이 약 300 psi 정도로

비슷하다는 사실이다. 이러한 사실은 중력과는 독립적으

로 하지의 체중부하 관절들이 유사한 압력 환경에 처해 있

다는 것을 시사하는 생역학적 수치이다. 또한, 불일치는

관절면의 양 공급 뿐 아니라 윤활 기능에도 향을 미칠

수 있다. 관절연골과 활막액 사이의 빈번한 직접 접촉은

양을 공급하고 낮은 마찰 저항계수를 유지하여 관절 본

연의 기능을 수행하는데 필요하다22).

보행 연구들37,40)에 의하면 유각기에 고관절이 가장 적은

접촉면을 갖게 되며, 관절내 활막액이 연골 관절면과 최

로 접촉할 수 있다. 고관절에 가해지는 하중이 증가할수록

관절면 사이의 활액막액은 점차 려나려는 압력을 받는

다. 반복적인 하중은 비정상적인 관절면에는 명백하게 손

상을 줄 수 있으나, 정상관절을 유지하는데 필요한 것으로

보인다. 보행과 같이 주기적으로 하중이 가해질 때, 초기

의 불일치는 연골면이 각 주기 동안 활막액에 노출될 수

있도록 해준다. 따라서, 관절의 불일치는 정상적인 관절의

기능을 유지하기 위해 필수적인 요소라고 볼 수 있다.

체중부하와 관절의 퇴행적 변화와 연관하여 활막 관절

질환의 발생과 진행이 체중 부하와 직접적으로 어떤 관계

가 있는지에 해서는 아직 정확하게 알려지지 않았다.

퇴 골두의 소주배열 연구를 통해 주된 하중이 관절면에 가

해지는 과정을 압력분포 역(pressure area)을 이용하여

설명하면 무작위로 100개가 넘는 퇴골두를 상으로

관절면 전상방에 호발하는 연골파괴의 육안적 소견이 바

로 이 역과 상관관계가 있음을 밝혀냈으며, 골두외측과

퇴 골두와 주위를 비압력분포 역이라고 하 다. 즉,

퇴골 두 표면의 71% 정도인 관절의 하방부위와 가장자

리, 퇴골 두와 주변 등에는 노화과정으로 볼 수 있는 비

파괴적인 변화가 존재하며, 이부분이 비압력분포 역에

해당되고, 관절 압력이 과도한 경우 이 역 감소로 압력

분포가 증가하게 되면 퇴행성 변화를 가속화할 수 있다고

하 다. 비구 전상방 부위의 퇴행성 변화는 단순한 섬유연

Fig. 2. Joint reaction force acting across the left hip duringone-legged frontal plane stance for different ratios of theabductors and body-weight arms.

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Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip

축부터 골노출까지 생길 수 있으나 그 중간 단계는 없는

것으로 보아 반복적인 관절하중은 관절연골을 빠르게 파

괴시킨다는 것을 알 수 있으며, 임상적으로 인공고관절 전

치환술을 시행받은 환자들의 관절연골 관찰에서도 동일

한 결과가 확인 가능하여 체중부하와 관절연골의 병적인

변화 사이의 개념을 확립할 수 있다.

3. 고관절의 역동적 변화에 한 생체역학적 특성

고관절이 움직이는 동안 관절면이 일치와 불일치를 반복

할 때 관절면에 힘이 분포하는 양상은, 관절의 구조와 연골

의 두께, 그리고 연골과 연골하골을 구성하는 구성물질의

차이 등의 다양한 요인에 의해 결정된다. 역동적 관절운동

시 고관절에 가해지는 압력의 분포는 상의 자세, 측정방

법, 구성 물질에 따라 200~1500 psi 까지 다양한 결과가

관찰되었지만, 단정적인 명확한 지표의 제시에는 미흡한

점이 있다. 상술한 압력의 분포는 연골에서부터 측정할 수

있는 만큼의 수분을 삼출시킬 수 있기에 충분한 하중으로

서, 연골은 구성 부피의 약 80%가 수분으로 이루어져 있는

점을 고려한다면 관절연골에 가해지는 빠르고 다양한 압

력의 발생은 연골의 소실을 유발할 수 있다는 결론에 도달

하게 된다. 관절의 역동적 운동중에 빠르고 불규칙한 관절

에 한 압력은 관절연골 기질의 소실을 유발할 수 있고,

관절연골의 국소적 하중 분포로서 나타나게 되는데, 관절

연골은 점탄성의 물질들로 이루어져 있기 때문에 시간이

흐를수록 점진적으로 그 기능을 소실해 갈 것이라 예상할

수 있다. 주기적인 부하가 가해질 때마다 점탄성의 물질은

에너지를 상실하며 높은 빈도의 부하가 가해지게 되면 관

절연골의 점탄성 물질이 반응할 수 있는 시간도 줄어든다.

가해지는 부하의 빈도가 변하게 되면 이력현상(hysteresis

effect)의 크기가 변할 것으로 예상할 수 있으나, 걷기와 같

은 주기적인 부하가 가해지는 동안 관절은 이력현상이 축

적되어 변형을 일으키지 않고 원상회복이 가능하다. 이력

현상이 일어나지 않는다면 연골과 뼈는 많은 에너지를 축

적하여 관절에 구조적인 손상을 입을 수 있으며, 관절연골

의 점탄성 유지는 연골의 손상을 예방하여 오랜 시간 고관

절은 안정적인 구조를 유지할 수 있게 된다.

인공 고관절 치환술의 생체역학

1. 인공 고관절에 가해지는 힘의 발생

일상생활에서 퇴골두에 가해지는 힘에 한 연구결과

는 고관절 인공관절 치환술과 그 실패에 한 연구의 기초

자료가 된다. Rydell 등36)은 보행 중에 가해지는 3 BW

(body weight) 까지의 최 힘을 strain-gauged Austin-

Moore prosthesis를 통해 측정하 고, Bergmann 등4,5)은

인공관절의 퇴골두에 가해지는 부하에 한 연구에서

보행시에 최 합력(peak resultant force)이 1.8~4.3 BW

까지 발생함을 보고하 다. 또한 보행 중 입각기에 관상면

에서는 비교적 일정하게 내측과 하측부에 부하가 작용하

고, 시상면에서는 입각기 전기는 후방부로 후기는 전방부

로 각기 다른 양상으로 작용한다. 퇴골두의 외측부는

0.4~1.5 BW, 후방은 0.2~1.2 BW, 하방은 1.4~3.9 BW의

범위의 힘을 받으며, 힘의 요소를 결정하는 요인은 전염

각, 스템의 외반 및 내반 각도가 있다24,25).

인공관절에 가해지는 염전모멘트(torsional moment)

는 계단을 오를 때 가장 극 화 되는 반면 계단을 내려올

때나 걸을 때 등에서는 비교적 낮으며, 염전모멘트의 구성

은 속도가 증가할 수로 후방 향하는 힘의 요소가 많아지는

양상을 보이게 되고, 퇴골 축과 전경 각도의 접한

향을 받는다. Moore type 인공관절에 시행된 압력 측정

장치를 이용해 걸을 때, 조깅, 계단 오르기와 의자 일어나

기에서 압력을 측정하 는데, 보행 시 최 압력은 한 쪽

발이 지면에 닿는 때(heel strike)나 빠른 중간 입각기

(early mid-stance phase)에서 나타나고 지면 반작용의

힘이나 외전근의 힘에 따라 증가하는 양상을 보 다26). 보

행시는 최고압력(5.5 MPA)이 전상방의 퇴부 에서 나타

나는데 비구 상방벽에서도 나타난다. 물건을 들면 9~15

MPa에 이르는 압력의 분포가 퇴골두 상부나 비구의 후

상부에 나타나는데, 이러한 높은 압력을 받는 비구의 후상

부 쪽은 해부용 사체에서 퇴행이 심한 곳과 일치한다.

2. 고관절에서 힘의 분석 및 측정

생체역학적 측면에서의 관절에 가해진 힘에 한 기본

적인 분석적 접근방법은 관절의 해부학이나 관절에 가해

지는 하중과 연관된 서로 다른 치료방법의 효과를 측정하

는데 유용하게 쓰일 수 있다. 고관절의 정위적 부하(static

loading)는 때때로 간결화된 관상면에 맞추어져 연구되었

으며, 예로서 지팡이의 존재에 따른 힘의 분포와 같은 정

위적 힘을 연구하는데 이용 되었다3,8). 한발로 서있는 자세

에서 이차원적 정위적 분석에 따르면, 외전근에 의해 나오

는 힘은 같은 크기의 모멘트를 유발하여 반 편에서 퇴

골두에 효과적인 몸무게의 힘이 가해짐으로서 균형을 이

루어, 힘의 효과적으로 분배가 일어난다32). 한발로 섰을

때 퇴골두에 가해지는 효과 적인 몸무게 배분은 일반적

으로 5/6정도이다. 몸무게는 수직방향으로 작용하는 반면

외전근은 수평방향과 수직의 두가지 요소로 구성되어 있

고 일반적으로 수직의 축에서 30도가량 휘어진 곳에서 기

원하므로, 한 발로 서있을 시에서 관절에 가해지는 압력이

약 2.75 BW, 즉 3.0 BW로 계산된다. 고관절 역학에 있어

서, 정위적인 접근방법 이외에 동적인 운동시의 분석적 접

근은 수많은 환자들에게 적용되고 비침습적인 방법으로

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J Korean Hip Soc 21(2): 94-106, 2009

환자들에게 적용되고 있다. 그러나 근육의 본성을 연구함

에 있어서, 사실 직접적으로 직접적으로 근육이나 관절의

힘을 측정하는 것을 힘들다. 따라서, 광범위한 삼차원적

모델을 이용하여 보행이나 계단 오르기, 걸상 오르기 등

근육의 힘을 측정할 수 있다27).

역동적 분석(dynamic analysis)에서는, 뉴턴의 운동의

제2법칙, 즉 힘과 그에 따른 운동과의 관계에 의하게 되는

데, 신체에 가해지는 힘이 0이 아니라면, 신체는 합력

(resultant force)의 크기에 의한 가속도와 합력의 방향을

갖는다는 것이다. 외적인 지면의 반작용을 측정하고 하지

의 길이 비율에 따라 관절 중앙부에 삼차원적인 좌표를 놓

고 구획간 고관절 힘과 외적인 모멘트를 측정할 수 있는

데, 하지운동은 시각 전기장치(optoelectonic method)를

이용하고 지면의 반작용은 족부판을 통해 측정할 수 있다.

관절간의 구획 간 힘과 모멘트는 이차원적으로 근육과 관

절간의 상호 작용의 내재력을 측정하는데, 내재력은 모멘

트를 서로 동일하게 만들어 관절 모멘트를 측정할 수 있도

록 해준다. 내재력은 일차적으로 근수축, 수동적 연부조직

신장, 관절의 반응력에 의해 생성된다. 퇴골 두에 가해

지는 접촉력(contact force)과 합력은 역작용력과 뉴턴의

제2법칙에 의해 결정되는 구획간 힘으로 구성된다. 그리

고 내재근력과 관절 작용력은 외부모멘트 외의 균형을 필

요로 한다. 예로서 병적이거나 수술 후에 이미 관절낭이

작아졌을 경우 보행시에 고관절이 정상적으로 신장되지

않음으로서 관절낭이 팽팽해지는 것은 관절의 작용력 특

히 관절의 반응력을 증가 시키게 되는 것이다. 사실, 내재

력을 결정짓는 삼차원적인 힘과 모멘트의 균형에 한 분

석은 해부학적으로 관절을 단순화시킨다고 하더라도 고

관절의 근육의 해부학적 이해와 고관절의 접촉력을 아는

것은 고관절을 구성하고 있는 최소 27가지의 근육건 단위

를 알아야 하므로 풀지 못한 과제로 남아있다. 그러므로

개개의 근육 힘에 한 독립적인 이해도 그것을 단순화시

켜 이해하지 않는 한 불가능한 것이 사실이다. 따라서, 연

구방편으로 제기된 적절한 가설의 설정하에 미지의 수와

식을 맞추어봄으로써 문제를 해결하고자 하는 시도도 있

었는데, 이러한 시도는 근육을 일반적 기능과 정위에 맞추

어 그룹화 함으로써 생각해 볼 수 있다. 이러한 작업을 통

해서 보행 중에 두 개의 최 력은 골반을 안정시키고 있는

외전근의 수축과 일치한다. 계산된 최 력은 보행속도와

접한 관계를 이루 는데 일반적인 보행속도는 4.5~5.0

BW정도이고 빠른 속도에서는 7.6 BW까지 상승하게 된

다. 인공고관절 치환상태보다는 실험실내에서의 분석적

인 모델이 더 높은 접촉력을 가진다고 일반적으로 예견할

수 있다. 이것은 근육의 주동, 길항 작용과 같은 분야에

한 불충분한 자료를 가지고, 단순하게 정상적 기능을 추정

하고 해부학적으로 단순화함에 따라 나오게 되는 오류로

인정되고 있다. 사실, 인공관절 전치환술을 받은 사람이나

퇴행성 관절염을 가진 사람의 기능이 정상적일 수는 없고

에너지를 최소화하는데 향을 받기 보다는 통증이나 스

템의 안정성과 같은 다른 요인들에 향을 더 받는 것이

일반적이며, 실제로 퇴행성 관절염을 갖는 환자들은 근육

의 힘을 최소화하는 자세로 걷는데, 결국 관절의 접촉력은

실제로 증가되는 자세로 걷게 되는 것이다11).

인공관절 수술을 받은 환자들이 보행시에 관절 기능이

어떤가를 분석함으로써 관절의 힘을 예측할 수 있다.

Brand 등8,9,10)은 관절 모델과 근육 모델을 사용함으로써

운동학과 역학적 방법으로 인공관절 수술을 받은 환자들

의 관절과 심부 근육에의 향 없이 모멘트의 증가시키는

결과를 관찰하 다. 이러한 연구로 인해 연구로 접촉력을

2.5~3.5 BW정도로 줄일 수 있었고, 실험실내 측정수치는

1.8~3.2 BW정도가 되었다.

3. 인공 고관절 치환술시 작용하는 힘

고관절에서와 마찬가지로 인공고관절의 기기에 작용하

는 힘을 설명하기 위해 체중은 중력에 한 무게중심으로

부터 퇴골 두의 중심까지 해당하는 지렛 로 묘사할 수

있다. 전자의 외측부에서 퇴골 두의 중심까지 해당하

는 지렛 에 작용하는 외전근육들은 한발로 설 때에 골반

의 위치를 잡아주기 위해 같은 힘으로 작용해야 한다. 걷

거나 뛸 때는 같은 방향으로 골반을 기울이기 위해 더 큰

힘이 필요하다. 체중이 가해지는 지렛 의 길이와 외전근

이 작용하는 힘의 길이의 비는 2.5:1이기 때문에 외전근의

힘은 한 다리로 선 자세에서 골반 위치에 작용하는 체중보

다 2.5배 더 커야만 한다. 보행의 입각기에 퇴골두에서

측정되는 부하는 외전근에 의해 발생하는 힘과 체중의 합

계와 동일하며 이것은 체중의 3배에 달한다. 한 발을 누워

들고있는(straight leg raising) 동안에 퇴골 두에 가해

지 는 부 하 는 체 중 의 3배 로 측 정 되 었 다 . Brand와

Crowninshield8)는 보행동안에 체중의 3.5~5배에 달하는

접촉력이 고관절에 작용하는 것을 측정하 다. 인공관절

기구를 사용한 실험에서 측정된 힘은 분석적 모델

(analytical model)에 의해 측정된 것보다 더 작다.

Davey 등17)은 보행 중 입각기동안에 고관절 접촉력이

2.6~2.8배에 달한다고 하 다. Rydell36)은 보행동안에 체

중의 최고 3배에 해당하는 접촉력이 작용함을 기록하

다. 그러나 올라가거나 뛰거나 점핑하는 동안에 부하는 체

중의 10배에 달할 수 있다. 따라서 과도한 체중과 증가된

활동은 퇴골 삽입물의 이완과 굽힘, 골절이 발생하게 하

는 힘을 일으킬 수 있다.

관절에 있어서 힘은 관상면에서 뿐만아니라, 중력의 인

체중심은 관절축의 후방에 존재하기 때문에 시상면에서

도 작용하며 스템을 후방으로 구부리는 작용을 한다. 이러

한 방향의 힘은 의자에서 일어날 때와 계단을 오르거나 내

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Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip

릴 때, 언덕을 오를 때와 내려갈 때 커진다. 보행주기 동안

에 힘은 인공관절의 시상면에서 앞쪽으로 15~25도 기울

어진 각도로 인공관절의 퇴골두에 저항하는 방향으로

작용한다. 계단을 오르거나 다리를 펴고 들어올린 자세 동

안에 합력은 퇴골 두의 훨씬 앞 쪽에 위치한 지점에서

작용한다. 따라서 이러한 힘은 퇴부 인공관절의 후방 편

향과 후굴의 원인이 된다.

퇴 삽입축의 회전 안정성은 근위부와 원위부에서 증

가될 수 있다. 골단부를 채우기 위해 퇴축 근위부의 폭

을 증가시키는 것이 특히, 비시멘트형 인공관절물일 경우,

퇴골부 인공관절 기구의 회전 안정성을 증가시킨다. 또

한 시멘트 사용과 퇴경부가 긴 스템을 사용함으로써

퇴스템의 회전 안정성이 증가될 수 있으며, 퇴삽입물 원

위부의 개량 역시 회전 안정성에 도움을 줄 수 있다7). 직

사각형의 절단면은 둥근 것보다 시멘트 멘틀안에서 더욱

회전력에 저항 한다. 장축의 세로홈과 골간부 골내막에 부

착하게 하는 다공성 표면처리는 시멘트가 없는 경우에 있

어서 회전 안정성을 증가시킨다. 삽입된 퇴스템은 수술

초기 강한 회전력을 견뎌야만 한다. 최근의 많은 노력들이

퇴 삽입물의 회전 안정성의 수술 중 평가에 맞추어져 왔

다. 회전력 검사(torque wrench testing)는 비시멘트형

퇴 삽입물의 초기 안정성과 재치환술에서 이전 삽입물

의 이완 정도를 결정하기위해 제기되었다.

4. 퇴골두의 중심화(centralization)와 외전축(abductor

lever arm)의 연장

인공관절 전치환술에서Charnley개념14)은 골반 삽입물

을 깊게 함( 퇴골두의 내측화)으로써 체중의 지레축을

짧게 하고 절골된 전자부를 외측으로 재부착함으로서

외전근의 지레 축을 길게하여 체중에 의한 모멘트를 감소

시키고 외전기전의 반 력은 역시 감소시키다. 전자부

의 원위 재부착 보다 외측화가 외전근의 지레축을 길게 하

기때문에 더 좋다. 전자부는 외전근 부착부의 근위부에

서 절골되고 남아있는 외측돌출 부위에 재부착한다. 외전

근 지레축은 관절염에 의해서 짧아질 수 있고 퇴골두의

전체 또는 부분을 잃어버리거나 퇴 경부가 짧아짐으로

써 더 짧아질 수 있다. 또한 전자부가 후방에 위치할 때

와 외회전 변형이 있을 때, 고관절의 발달장애가 있는 환

자에서 짧아질 수 있다. 이 경우 Charnley는 짧은 외회전

근을 절단하는 것을 추천했다. 절골된 전자부는 그 후

외측부에 재부착할 수 있다. 관절염이 있는 고관절에서 체

중의 지레축에 한 외전근의 지레축은 약 4:1만큼 클 수

있다. 두 개의 지레축의 길이는 외과적으로 약 1:1까지 변

화 시킬 수 있으며, 이론적으로 이것은 30%까지 고관절에

가해지는 부하를 줄인다. 퇴골두를 내측화하고 외전 지

레축을 길게 함으로써 얻어지는 잇점을 이해하는 것은 중

요하다. 내측화의 원칙은 골반에 있어서 연골하골을 보존

하고 비구 삽입물에 한 골의 덮힘을 얻기 위해 필요한

만큼 비구를 깊게 하는 것이다. 인공관절 전치환술의 부

분은 전자부의 절골술없이 시행되기 때문에 외전 지레축

은 퇴축에 한 퇴골두의 오프셋을 변화시킴으로 가

능하다. 고관절 전치환술의 근본적인 생역학에서 이러한

강조점은 골반골을 보존하기 위해, 특히 연골하골을 보존

하기 위해, 또한 전자부 재부착과 관련된 문제들을 피하

기 위해 발달되었다.

고관절 회전중심의 상하 위치변화는 삽입물에 작용하는

힘에 향을 준다1,18). Johnston 등28)은 관절 접촉력이 고

관절 중심이 해부학적 위치에 해 위쪽으로 그리고 외측

과 후방으로 변화할 때 더 낮아짐을 발견하 다. 외측화

(lateralization)없는 단독의 위쪽을 향한 위치변화는 비구

주위 골에서의 스트레스를 증가시킨다. 이것은 비구 위쪽

의 기저골이 빈약할 때 임상적으로 비구 이형성증과 재치

환술의 치료에 중요하다. 약간 머리쪽을 향한 비구 기구의

위치는 증가된 덮힘과 생골과의 접촉을 증가시킨다. 그럼

에도 불구하고 임상적인 연구들은 비해부학적인 위치에

고관절의 중심이 위치할 때 돌출, 고관절 이형성, 재치환

술 환자에서 기구의 이동 및 방사선학적 골해리의 발생이

증가함을 보여주고 있다19,21).

5. 인공관절기기에서뼈로부하전달(Stress transfer to bone)

퇴스템을 만드는 재료, 기하학적인 구조 및 치수, 고

정의 방법과 범위는 퇴골로 부하전달을 극적으로 변화

시킨다. 고관절 전치환술에 한 주요한 관심사는 부하에

한 적응으로 골 재배치가 일어나 인공삽입물의 지지에

향을 미쳐 해리 또는 퇴골과 인공삽입물의 파절이 발

생할 수 있는가 하는 점이다. 퇴골로의 부하전달은 골조

직을 유지하는데 필요한 생리학적인 자극을 제공하며 미

사용에 의한 골다공증을 예방할 수 있기에 바람직하다. 스

템의 탄성계수 감소는 스템에 걸리는 부하를 감소시키고

시멘트조직의 근위 1/3부위의 부하를 증가시켜 주위 골조

직으로 부하를 전달하게 된다12). 티타늄 합금과 같이 금속

으로 만들어진 스템은 탄성계수가 낮기 때문에 단면적의

직경이 상 적으로 작다. 같은 재질로 만들어진 스템 중

무거운 것이 더 강하나, 더 딱딱하고, 덜 탄력적이기 때문

에 단면적이 증가하게 되면 낮아진 탄성 계수로 인해 실제

적인 이득이 없게 된다. 탄성계수, 스템 길이, 스템 단면적

의 증가는 스템에 걸리는 부하를 증가시키며 시멘트와

퇴골의 근위 1/3에 걸리는 부하를 감소시킨다. 퇴골 근

위 골간의 시멘트나 다공성의 코팅으로 단단하게 고정되

어있는 길고 딱딱한 스템은 퇴골 근위 1/3의 골과 시멘

트에 한 부하를 감소시킨다. 이는 적지 않은 부하 차단

을 일으키고 퇴골의 이 부위에 한 재흡수성 골재배치

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J Korean Hip Soc 21(2): 94-106, 2009

가 일어나게 한다. 부검을 통해 얻은 퇴골을 분석해본

결과 시멘트가 있거나 혹은 없는 인공관절 모두 골 도의

가장 큰 감소는 근위 피질골에서 일어 났다20). 만약 인공

관절에 퇴골 경부 절단면에 collar가 있으면 뼈에 수직

부하가 일어나는 것은 당연한 일이다. 그러나 골절단면에

collar나 시멘트의 직접적인 접촉을 얻는 것은 기술적으로

어려운 일이다. 시멘트로 고정된 퇴부위의 기구 해리를

방지하는데 한 collar의 역할이 명확히 정립되지는 않았

지만 내측근위 경부의 어떠한 부하도 골재흡수를 감소시

키며 퇴 근위부의 시멘트에 한 부하를 줄이게 된다.

시멘트의 방출(extrusion)에 의해 시야가 일시적으로 가

려졌을 때 collar는 퇴부분의 삽입 깊이를 결정하는데

한 간단한 수단으로 사용되기도 한다. 비시멘트형 퇴

스템의 collar 존재는 스템의 완전한 안착을 방해하기 때

문에 기구의 해리를 일으킬 수 있어 좀 더 논의가 필요하

다. 비시멘트형 스템은 스템 치수나 다공성의 코팅의 범위

에 따라 시멘트형 스템보다 더 생리학적인 골의 장력을 유

발한다.

내측 근위부 collarless press-fit stem을 사용한 경우 골

의 장력이 정상의 65%정도 이며, 근위부가 정확하게 맞는

collared stem의 경우 정상의 70~90% 의 근위부 장력이

작용한다. 결과적으로 loose stem은 collar가 있는 경우

발생하는 부하에 한 여러가지 잠재적인 이득을 소용없

게 만들기는 하지만, 칼라가 있는 느슨하게 맞춘 스템은

손상되지 않은 퇴골의 장력보다 더 큰 근위부 장력을 유

발한다. 스템을 원위부에 억지로 박아 넣는 것은 과도한

근위부 부하의 소실을 가져오고 이는 명백히 피하여야 한

다. 스템에 부하가 걸렸을 때 근위부 퇴골에는 원주의

혹은 테 모양의(hoop) 스트레스를 유발한다. 근위부 칼라

가 없는 인공물의 wedging은 과도한 hoop strain을 발생

시키고 이는 수술도중이나 술후의 근위부 퇴골의 골절

을 유발할 수 있다. 큰 직경의 스템을 이용하면 퇴골 근

위부의 스트레스 차폐(stress shielding)는 더 뚜렷해진

다. 스템의 휘어짐에 한 저항성(bending stiffness)은

직경의 4 제곱에 비례하므로 스템의 직경이 조금만 증가

해도 휘어짐에 한 저항성(flexural rigidity)은 매우 크

게 증가한다. 스템이 골에 고정되었을 때 하중은 고착된

구조물(stiffer structure)에 의해서 부분 힘을 받게 되고

퇴골 근위부가 스트레스로부터 완화된다. Engh 등20)은

비시멘트 고관절 인공관절 치환술 이후에 스트레스 차폐

에 해 매우 세 한 실험을 하 다. 중등도 혹은 심한 근

위부의 골흡수를 보인 부분의 퇴골은 스템의 직경이

13.5 mm 이상이었다. 협부(isthmus)에 해서 가압성 고

정(press-fit)을 하고 X-ray상에서 골성장의 소견이 보일

때 더 뚜렷한 스트레스 차폐가 관찰되었다. 더 작은 크기

스템의 광범위한 다공성 코팅이 더 큰 스트레스 차폐을 만

들지 않았다. 그러나 최근의 연구20)에 의하면 광범위 코팅

처리 된 큰 스템은 더 큰 스트레스 차폐를 보 다. 광범위

다공성 코팅처리 스템이 골의 피질과 만나는 부위에 국소

적인 골 비 가 관찰되었다. 이러한 골 비 는 다공성 코

팅이 많은 스템의 원위부 끝에서 많이 관찰되는 현상이다.

또한 과형성은 다공성의 면적이 스템의 근위부에 국한되

는 경우에는 상 적으로 적게 나타난다. 스템의 모양도 뼈

의 스트레스 전달에 향을 미친다. 끝이 가늘어지는 형태

를 가진 3가지 다른 종류의 티타늄 스템에 한 연구에서,

Mallory, Head와 Lombardi는 총 748건의 관절치환술에

서 방사선상 퇴골 근위부의 골위축은 단지 6%만 관찰

된다는 것을 발표했다. 어떠한 환자에서도 골간을 채우는

끝이 원통형인 스템에서 보이는 것만큼 심한 근위부 골소

실을 보이지 않았다. 해부학적 연구에서 견고한 고정을 이

용한 임상적으로 성공한 관절치환술에서 골 재형성의 정

도와 위치에 있어서 사람마다 큰 변이가 나타난다. 임상에

서 받아들일 만한 스트레스 차폐의 양이 무엇인지는 정확

히 가늠하기 힘들다. 다행히, 2년이 지난 후에는 평형점에

도달되어 골소실이더 이상 진행하지 않게 된다. 근위부 스

트레스 차폐는 초기 임상결과에 나쁜 향을 미치지는 않

지만 골 재형성과 수반되는 골용해로 인해 전자부 골절의

소인을 만들게 된다. 시멘트형 인공관절물이 실패한 경우

등의 퇴골 지지 가 없는 경우에 교정수술이 더 복잡해

지는 것은 저명하다. 적은 탄성계수와 휨에 한 저항성을

감소시키는 스템 형태에 한 현재의 연구는 불리한 퇴

골 재형성을 줄이는데 좋은 역할을 할 것이다.

골반측에서는 폴리에틸렌 socket을 사용한 경우 최

부하가 골반뼈에 전달된다. 폴리에틸렌 liner를 갖는

metal backed cup은 높은 부하를 완화시키며, 부하를 더

욱 고르게 분배한다. 연골하골이 제거된 경우에 해면골에

더 증가된 최 부하가 형성되는 것과 metal backed

component가 쓰인 경우 더 작은 최 부하가 형성된다.

시멘트와 해면골에 가장 높은 부하가 전달되는 경우는 얇

은 두께의 polyethylene acetabular component가 사용

되는 경우와 연골하골이 제거되는 경우이다.

Thin-walled polyethylene cup에 반해 5 mm 이상의

thick-walled polyethylene cup이 사용되는 경우에 부하

가 적어지는 경향을 보 으며 이러한 현상은 metal

backed cup을 사용했을 때와 비슷하다. 비구의 연골하골

을 보존하고 metal backed cup 또는 thick-walled

polyethylene cup을 사용하면 골반의 해면골의 최 부하

수치를 감소시킬수 있다. 지난 10년간 metal backed 시

멘트형 비구컵의 만족할만한 초기 결과로 사용이 많아졌

으나, 장기적 추시에서는 지속적인 이점이 없었고 어떤 경

우에는 더 나쁜 결과를 유발했다. 두껍운 완전 폴리에틸렌

비구컵의 장점은 비구의 연골하골을 유지해 과도한 스트

레스 차단하거나 스트레스 집중 없는 만족스런 결과를 제

공하는 것이다. 시멘트를 사용하지 않고 비구 고정을 하는

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Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip

경우, 고정을 위해 metal을 는 것이 필요하다. 이상적으

로 스트레스 집중을 방지하고 뼈의 내성장이 가능한 표면

적을 최 화 하기위해, metal cup은 비구 연골하골의 넓

은 면적에 걸쳐 착되어야 한다. 비구의 준비는 얼마나

정확히 준비되어진 공간에 적당한삽입물의 모양과 크기

를 넣는가에 저해지며 접촉면적과 삽입물에 따라 골반으

로 전달되는 스트레스의 전달에 뚜렷하게 향을 미친다.

만약 반구상의 비구컵이 비구에 비해 아주 조금 작다면 스

트레스는 비구컵의 극을 지나 중심부로 전달될 것이고 삽

입물과 뼈사이의 적도부가 벌어질 수 있게 된다. 논쟁의

여지가 있지만, 만약 비구컵이 준비된 공간보다 조금이라

도 크다면 스트레스는 주변부로 전달되고 삽입중 비구둘

레 골절의 위험성이 있다. 극간 간극은 또한 비구요소의

불완전한 장착때문에도 남을 수 있다. 비시멘트형 비구컵

은 둘러싸고 있는 비구로 스트레스가 전달되는 방식을 통

해 초기 안정성을 획득할 수 있다. 컵이 비구에 박혀 있으

므로 삽입물을 감싸고 있는 뼈의 탄성반동에 의해 힘이 발

생한다. 테두리에서 수직으로 접하는 주변부의 긴장도는

컵을 안정화시킨다. 테두리의 안쪽으로 향하는 긴장도는

바깥으로 어내는 힘을 발생시키므로 컵의 안정성이 떨

어진다. Rie 등은 다양한 반구형 혹은 비반구형 삽입물 기

하학을 이용해 비구에서 긴장도의 분포와 삽입물 안정성

에 해 실험하 다. 꼭 기는 반구형이고 주변부로 갈수

록 용적이 점진적으로 커지는 비반구형 컵이 비구보다 크

기가 더 큰 반구형 컵을 사용할 때만큼의 비구 변형의 증

가가 없이 주변부 긴장도와 삽입물의 안정성을 최 화시

킨다고 결론내렸다. Kim 등30)은 Cadaver study에서 테두

리 직경이 주변부 직경보다 약간 더 큰 비구컵이 극과 적

도 접촉에서 가장 좋은 결과를 보여줌을 발견했다.

6. 인공관절 치환술시 고관절에 가해지는 힘에 한 보행

보조기의 향

생체 및 분석 연구결과 지팡이를 짚는 것은 반 측 고관

절에 가해지는 힘을 줄일 수 있다. 지팡이와 고관절의 외

전근이 만들어내는 힘의 모멘트는 체중이 만들어내는 모

멘트와 크기는 같지만 방향이 반 이다. 지팡이를 사용함

으로 인해 고관절의 접촉면에 발생하는 힘은 크게 감소하

게 된다. 그 이유는 지팡이에 작용하는 모멘트의 크기가

고관절의 외전근에 작용하는 모멘트의 크기보다 크기 때

문에 몸의 중심을 잡기 위해 근육에 필요한 힘이 감소하기

때문이다. 2차원 정적 분석에 의하면 지팡이에 체중의

15%를 싫었을 경우 관절 작용력(joint reaction force)이

약 50%로 감소함을 알 수 있다. 수술 전 지팡이를 짚었던

환자와 짚지 않았던 환자를 상으로 운동 역동학을 이용

하여 3차원 분석 연구를 시행한 결과 지팡이를 짚고 걸었

던 환자의 관절에 작용하는 힘이 지팡이를 짚지 않았던 환

자의 약 65% 정도로 감소함을 확인할 수 있었다3,8). 지팡

이에 가해지는 최 부하는 체중의 11~17% 가량 되었다.

1개월 내 고관절의 인공고관절 치환술을 시행한 환자의

생역학 연구결과 목발을 이용한 환자에 있어서 고관절의

접촉력은 2.6~2.8 BW정도로 측정되었다.

7. 인공관절 삽입물의 축에 한 회전 모멘트의 임상적 결과

신체면에서 벗어난 힘의 부하는 체내 삽입기구(특히 비

시멘트형)의 안정성에 좋지 않은 향을 미친다. 종축, 후

방의 복합 부하가 주 의 골절에 가장 중요한 인자로 작용

하며, 특히 전외측에서 시작하는 골절에 향을 미친다.

Charnley는 고관절이 굴곡되면서 후방으로 향하는 힘이

퇴스템의 후굴을 작용하며 기구의 이완에 중요한 역할

을 한다고 하 다14). 퇴스템의 다양한 부하를 이용한 분

석연구 모델에서 체중의 축 외에서 작용하는 부하와 염전

모멘트가 기구의 기능상실을 유발하 다.

8. 인공관절에 작용하는 힘에 한 기하학적 효과의 임상적

향

수술적 치료로 인한 것이든, 질병으로 인한 것이든 관절

의 해부학적 변화는 고관절의 관절면과 관절에 작용하는

힘에 변화를 일으켜 고관절의 생역학에 향을 주게 된다.

양측 고관절에 인공고관절 치환술을 받은 환자의 경우 한

쪽이 다른 한쪽에 비해 더 큰 힘을 받는 것으로 나타났으

며 이는 더 큰 힘을 받는 관절 측에 수술 전에 비해 새로

형성된 관절의 중심이 더 외측, 더 원위부로 이동했기 때

문이다. 이렇게 더 외측, 원위부로 관절의 중심이 이동한

경우 내전근의 모멘트 크기는 감소하게 된다. 환자가 보행

에 적응하지 못하는 한, 반 측 골반부가 쳐지는 것을 막

기 위해 근력을 증가시켜야 한다. 이는 관절의 압박력을

증가시킨다. 비구의 위치, 전굴각, 골두-경부각, 경부의 길

이, 관절 중심의 위치, 그리고 각각에 한 관절의 힘은 수

학적 모델로 이미 제시되어 있다. 이러한 분석은 관절과

퇴골의 기하학적 변화가 환자의 활동에 변화를 주지 않

는 것으로 결론지었다. 환자의 관절과 퇴골의 기하학적

변화에 한 한 연구21)에서도 같은 결과를 얻었으며, 분석

모델에 해 한층 더 뒷받침하는 결과를 얻게 되었다. 관

절의 해부학적 변화는 근육의 힘과 모멘트 유발수용력

(moment-generating capacity)에 향을 준다. 외전근

의 기계적 능력은 퇴골 두와 경부 사이의 각도와 경부의

길이, 관절 중심의 위치 등의 향을 받게 된다. 퇴골 두

와 경부 사이의 각도가 감소하게 되는 경우 외전근의 기능

은 증가하게 된다. 퇴골 두와 경부사이의 각도가 작은

경우 관절의 접촉면에 작용하는 힘은 감소되어야 한다. 각

도가 감소된 경우 퇴골 두가 비구에 깊이 접하기 때문에

– 104 –

J Korean Hip Soc 21(2): 94-106, 2009

관절의 일치 정도가 증가하게 되어 관절의 안정성이 증가

하게 된다. 전자가 외측으로 이동한 경우 고관절의 외전

근에 좋은 효과로 작용한다. 임상적으로 외전근과 내전근

의 강도는 경부의 길이가 증가하거나 전자가 더 외측에

위치하게 되는 경우와 연관이 있다. 경부의 각도와 길이는

고관절의 외전력 뿐만 아니라 퇴골 근위부의 굴곡력에

도 향을 미치게 된다18). 고관절의 내반 및 경부의 길이

증가는 퇴골 간부를 통해 전달된 힘의 모멘트가 증가하

게 됨으로써 퇴골 근위부에 작용하는 굴곡력을 증가시

키게 된다. 인공관절 치환물은 이러한 굴곡력에 저항할 수

있도록 설계되어야 한다. 경부의 길이가 감소하거나 퇴

골과 경부 사이의 각도가 증가(외반)하는 경우 퇴골 내

삽입기구의 굴곡력을 감소시키게 되나 외전근의 기능을

절충하게 되며, 관절의 반응력을 증가시키게 된다. 만약

경부의 각도나 길이의 변화나 관절 중심의 변화가 체중부

하에 해 고관절의 외전근의 모멘트 크기를 감소시키게

되고, 기능적 보상이 이루어지지 않는다면 작용력은 증가

하게 될 것이다.

고관절의 중심의 변화는 근육의 모멘트 유발수용력과

고관절의 힘에 큰 향을 미치게 된다. 관절의 중심이 내

측, 원위부, 전방부로 이동하게 되는 경우 관절에 작용하

는 힘은 최소화 된다. 이러한 위치 변화는 외전근의 모멘

트 유발수용력을 최 화시키고 고관절의 중심을 족부와

지면사이에 작용하는 힘의 모멘트 방향에 가깝게 위치시

킴으로써 중심을 잡기위해 외측으로 작용하는 힘의 크기

를 줄여준다. 이러한 기하학적 모델이 고관절에 작용하는

힘이 최소화되는 중심의 위치를 예측하게 할 수 있지만,

실제로는 비구에서 가능한 위치가 아닐 수도 있다. 예를

들면, 퇴행성관절염의 경우 종종 퇴골 두가 외측, 상측,

후방부로 전위되어 있는 경우가 흔한 경우이다. 분석학적

모델은 고관절 중심이 원래의 위치에 해 상부, 외측, 후

방부로 전위된 경우 관절에 작용하는 최 힘과 모멘트가

최 가 된다고 하 다19). 고관절의 중심이 상부로 전위된

경우 근육의 길이와 모멘트의 변화로 인해 외전근과 내전

근, 굴곡근과 신전근의 모멘트 유발수용력이 감소하게 된

다. 퇴 경부의 길이가 증가하거나 전자가 원위부로 이

동하게 되면 근육의 모멘트 유발수용력의 감소에 해 부

분적인 보상을 얻을 수 있다. 고관절 중심부가 상외측으로

이동하여 고관절에 작용하는 힘이 증가한 경우, 걷기, 계

단 오르기 등 일상적인 생활시 고관절의 외전근, 내전근,

신전근의 운동 모형을 이용하여 만든 장치에 비교했을 때

와도 일치하 다. Delp 등18)은 관절 중심의 상부 전위 단

독으로는 사실상 고관절의 관절에 작용하는 힘을 증가시

키지 못한다고 하 다19).

일반적으로 고관절에 작용하는 힘에 한 분석학적 연

구나 관절의 기하학적 향에 한 경험적 연구결과와 환

자에 한 임상 연구는 연관성이 있다. 임상적 연구는 관

절의 중심이 상부로 이동하면서 하부의 기능적 결과와 연

관되어 있으며, 고관절 중심의 상부 이동이 관절 중심의

상부 이동에 해 경부의 길이 증가로 보상하기 전까지 외

전근의 약화와 고관절의 수동적 굴곡 운동의 상실과 연관

이 되어 있다. 퇴스템의 해리는 관절중심이 상외측으로

이동하는 것과 연관이 있으며, 반면에 폴리에틸렌의 파열

은 퇴스템의 오프셋과 외전근의 모멘트와 연관되어 있

다. 분석연구 모델에서는 관절중심이 상외측으로 이동하

여 발생한 더 높은 접촉력은 퇴부의 오프셋과 외전근의

모멘트를 감소시키며 임상적으로는 폴리에틸렌의 파열이

나 삽입기구 해리 등의 예가 보고되고 있다. 외전근은 보

행시 한발로 걷는 단계에서 외전근이 수축함으로 인해 골

반골을 퇴골의 전자쪽으로 당기게 되고, 반 측 골반

이 아래로 쳐지는 것을 방지하게 된다. 만약 외전근이 근

육의 힘과 모멘트의 크기가 감소함으로 인해 기능에 장애

가 생긴다면, 환자는 외전근에 필요한 힘의 크기를 감소시

킴으로서 보행에 적응하게 될 것이다.

9. 보행과 기능적 적응에서 인공관절의 향

퇴행성 또는 인공 관절을 갖는 환자들은 일상생활을 수

행하는 방식을 자주 바꾼다. 이러한 변화들은 통증이나 근

력 약화, 불안정성 같은 여러 요소들에 기능적으로 적절하

게 적응하기 위해 나타난다고 볼 수 있다. 표적인 예가

바로 Trendelenburg 보행이다. 보행시 체중부하 지점을

고관절 중심으로 이동시켜 고관절 외전근에 스트레스가

가해지는 것을 막음으로서, 체중부하가 끝나는 시점에서

균형을 맞추기 위해 외전근에 필요한 스트레스를 없앨 수

있다. 인공 고관절 전치환술이 필요한 환자들 중 보행속도

를 느리게 하면 리듬 뿐 아니라 보행 너비 역시 줄어든다.

보행의 지표가 보행 속도와 높은 연관성이 있다는 점을 생

각할 때 보행 장애는 보행이 느려지기 때문에 나타난다고

일부는 주장하 다11). 이환되지 않은 쪽의 입각기가 길어

지는 것은 운동 범위시에 통증이 동반되기 때문에 생기는

이환된 쪽의 유각기가 길어지는 것에 한 반응이라고 볼

수 있다. 이환된 쪽의 보행 너비가 감소하는 것은 입각기

말기에 고관절 신전의 장애와 유각기의 슬관절과 toe-off

시기의 족관절 최 굴곡의 감소로 인해서 생긴다. 인공

고관절 전치환술이 필요한 환자들은 부분 고관절의 굴

곡-신전 장애를 가지고 있다. 시상면에서 보면 유각기에

서 고관절이 신전하려는 과정에서 운동범위가 감소할 뿐

아니라 고관절 굴곡-신전의 주저와 역전이 나타나는 것을

알 수 있다. 고관절 굴곡-신전운동범위의 감소와 역전은

고관절의 굴곡구축과 연관이 있고, 고관절의 신전 장애를

보상하기 위해 요추 전만이 증가하는 것을 볼 수 있다. 관

상면에서 환자들은 고관절에 가해지는 압력을 줄이고 안

정성을 증가시키기 위해 체간부를 외측으로 회전하게 되

– 105 –

Yong-Sik Kim et al.: Anatomy and Biomechanics of the Hip

고, 가로면에서 heel-strike시 외회전시켜 외측 안정성을

증가시킨다. 골반의 전후 경사가 증가하는 것도 고관절 운

동 장애를 극복하기 위한 보상 때문이다. 고관절의 신전

장애는 단순히 관절의 굴곡구축만으로 생기는 것이 아니

라 퇴 골두에 가해지는 하중을 줄여 통증을 감소하기 위

한 과정도 원인이 된다. 환자들은 유각기에서 이환된 쪽으

로 상체를 기울여서 퇴 골두에 가해지는 하중을 줄이고,

약화된 외전근에 해 보상하게 되는 것이다.

인공 고관절 치환술을 시행받은 후, 부분의 환자들은

장기간 통증이 없어지고 기능도 회복되었다. 임상적 결과

의 호전에도 불구하고, 일상 생활에서 정상적으로 필요한

기능들은 회복되지 않는 경우도 있다. 일반적으로 인공 고

관절 치환술 후 리듬과 보행너비, 고관절 운동이 늘어나서

보행 속도가 빨라진다. 양쪽의 입각 시간이 비슷해지고 외

측 경사도 감소한다. 시상면에서 고관절의 운동 범위는 수

술후에 증가하긴 하지만 여전히 정상에는 미치지는 못한

다. 고관절 운동 감소는 면상의 하중 요소를 최소화시킨

다. 이러한 현상은 삽입물의 회전 운동을 감소시켜 안정성

을 얻는데 도움이 된다31).

임상적인 경험과 생역학적인 스트레스 분석 모두에서

외반형이 내반형보다 더 좋은 것으로 나타났다. 내반형

Mueller 시멘트형 스템을 사용한 환자들은 외반형보다 보

행 장애가 더 많이 나타났다38). 두 그룹 환자들은 전체적

으로 좋은 임상 결과(Harris score 90점 이상)가 나왔음에

도 불구하고 이러한 차이가 나타났다. 내반형 환자들의 보

행 장애는 미세운동 또는 비정상적 스트레스 유형이 존재

하는 것에 한 생역학적 적응 현상을 보여준다.

10. 인공관절의 기능적 적응과 골감소

퇴스템 주위의 골 감소 현상은 잘 밝혀져 있으며12,20)

최근 장기간 임상적 추시결과 우려의 목소리가 높다. 골

감소는 하지의 불용으로 발생할 수 있다. 수술 전,후에 하

중이 가해지지 않은 사지는 골 감소가 발생할 수 있다. 보

행과 같은 일상생활의 관절운동 비 칭성은 인공물 주위

골감소의 원인이 될 수 있다. 수술 전에는 고관절 외전, 굴

곡, 내외회전 운동은 측면상의 비 칭성이 나타난다. 외

부 운동의 감소는 근력과 고관절, 퇴골 힘이 감소하기

때문에 나타난다. 전자부의 골 도 비 칭성은 보행도

중 고관절 내전 운동의 비 칭성과 관련 있다. 수술 전 기

능적 적응력과 그와 연관된 고관절에 가해지는 하중은 수

술 전 골 감소 범위의 다양성에 부분적으로 향을 미친

다. 사체 해부 연구를 통해 반 쪽 골 도가 인공물주위

골감소의 범위와 큰 연관성이 있다. 반 쪽 퇴골의 골

도가 낮을수록 이환된 쪽의 인공물주위 골감소가 더 심하

게 나타난다. 이것은 수술 전의 골 도가 골흡수 리모델링

범위를 예측에 도움이 된다는 것을 의미한다. 수술 전의

골감소가 심할수록 퇴골의 강직성은 낮아지고 스트레

스에 한 방어력이 낮아 골흡수가 더 잘 나타난다. 따라

서 수술 전 보행시 하중을 가하지 않는 경우, 수술 전 골감

소 뿐 아니라 궁극적으로 수술 후 인공물주위 골감소에도

향을 미칠 수 있다는 사실을 기억해야 한다. 인공 고관

절 치환술을 시행받은 환자들은 수술 후 반 쪽에 비해 수

술한 쪽에 체중을 덜 실어서 비 칭적으로 걷기를 계속하

게 된다. 경골의 골감소는 삽입물의 성분이나 유형과는 상

관이 없으며, 관절 하중상태에 비 칭성을 야기시키는 사

지 불용이 중요한 원인이 된다. 인공 고관절 치환술을 받

은 환자들을 장기간 추적한 결과 16%에서 경골 근위부의

골 도가 감소하 는데 이것은 보행시 슬관절 수직 구역

사이 하중의 감소와 연관되어 있다. 현재 인공 고관절 치

환술 후 인공물주위 골감소가 스트레스 보호력과 전반적

사지의 불용정도, 기존의 골감소 정도와 상 적으로 얼마

나 연관이 되어 있는지에 해서는 정확하게 밝혀지지 않

았다.

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