改良線袢法Latarjet術(shù)后早期移植骨塊微動的生物力學(xué)機(jī)制：有限元分析

梁新枝 覃其煌，2 梁達(dá)強(qiáng) 鄧楨翰 李瑛 丘志河 李盛 吳冰 李皓 柳海峰 陸偉，2

1 深圳大學(xué)第一附屬醫(yī)院（深圳市第二人民醫(yī)院）運(yùn)動醫(yī)學(xué)科（廣東深圳518035）

2 汕頭大學(xué)醫(yī)學(xué)院（廣東汕頭515041）

人體肩關(guān)節(jié)運(yùn)動僅通過65%肱骨頭便可完成，該關(guān)節(jié)同時相對缺少骨約束，因此肩關(guān)節(jié)穩(wěn)定與否一直以來都是個困擾臨床醫(yī)生的問題[1-2]。目前Latarjet 手術(shù)是解決復(fù)發(fā)性肩關(guān)節(jié)脫位最有效的術(shù)式之一，其喙突轉(zhuǎn)位治療伴有明顯骨質(zhì)缺損的肩關(guān)節(jié)復(fù)發(fā)性脫位效果良好，復(fù)發(fā)率低[11]。自1954年由Latarjet 開創(chuàng)以來，該術(shù)式得到不斷改良[3-8]。已有文獻(xiàn)報(bào)道螺釘固定Latarjet 術(shù)后存在喙突骨塊的吸收和不愈合，從而導(dǎo)致再發(fā)脫位等諸多并發(fā)癥[9-10]。而采用非堅(jiān)強(qiáng)內(nèi)固定的線袢法固定方式的既往研究發(fā)現(xiàn)，經(jīng)過1年左右的塑形，骨塊最終與關(guān)節(jié)面平行融合，恢復(fù)了關(guān)節(jié)盂的“正梨形”形態(tài)，形成與肱骨頭運(yùn)動軌跡相符的弧形關(guān)節(jié)面，而且3年隨訪盂肱關(guān)節(jié)并未出現(xiàn)撞擊性退變[11]。但目前尚缺乏該技術(shù)中長期療效的研究報(bào)道，也缺乏有力證據(jù)解釋改良線袢固定后塑形的生物力學(xué)機(jī)制。

以往涉及盂肱關(guān)節(jié)的研究多建立于臨床隨訪過程中的影像數(shù)據(jù)，以及利用動物或尸體作為研究模型來探究術(shù)后塑形的生物力學(xué)機(jī)制，但由于肩關(guān)節(jié)本身的復(fù)雜程度，所得結(jié)果多用于評估術(shù)后療效以及對所得良好塑形的機(jī)制進(jìn)行合理猜測。在這種情況下，基于肌肉骨骼模型的有限元分析可以估算在不同載荷條件下盂肱關(guān)節(jié)周圍的生物力學(xué)行為[12-13]，如Piyush 等[14]利用有限元模型研究肱骨缺損及關(guān)節(jié)盂缺損兩者病理狀態(tài)共同存在時對盂肱關(guān)節(jié)穩(wěn)定性的影響，而Nazmi等[15]也通過有限元技術(shù)來分析傳統(tǒng)螺釘固定Latarjet 術(shù)后肩關(guān)節(jié)外旋過程中骨塊的生物力學(xué)分布，這些發(fā)現(xiàn)均為肱骨頭和關(guān)節(jié)盂骨缺損時盂肱關(guān)節(jié)穩(wěn)定性的生物力學(xué)行為提供了理論依據(jù)。

鑒于此，本研究通過有限元分析方法探究改良線袢法Latarjet 術(shù)后喙突骨塊塑形的生物力學(xué)機(jī)制，為該術(shù)式改良提供一定理論支持。

1 研究方法

1.1 建模及網(wǎng)格劃分

使用美國虛擬人網(wǎng)站（Visible Hum）提供的男性人體（亞洲）離體標(biāo)本斷層解剖圖像，作為肩關(guān)節(jié)實(shí)體幾何重建的數(shù)據(jù)源。通過三維建模軟件Simpleware6.0進(jìn)行三維建模，降斷層解剖圖像建立成STL 三維模型。通過Geomagic Studio 軟件對模型進(jìn)行逆向處理，包括模型的切割、光滑，曲面化等。使用Hypermesh 軟件對曲面化模型進(jìn)行網(wǎng)格劃分，并設(shè)置材料屬性及部分有限元前處理工作。通過Abaqus 有限元分析軟件對模型進(jìn)行有限元相關(guān)屬性的設(shè)置，并進(jìn)行有限元分析。使用相關(guān)數(shù)據(jù)處理軟件對數(shù)據(jù)結(jié)果進(jìn)行整理分析，并制作數(shù)據(jù)圖。

1.2 建模及網(wǎng)格劃分

1.2.1 有限元模型建立

在人體肩關(guān)節(jié)斷層解剖圖上選取自鎖骨頂端至肱骨遠(yuǎn)端關(guān)節(jié)面共380 層的斷層圖像，層厚1 mm。在Simpleware中導(dǎo)入包含肩部的斷層掃描數(shù)據(jù)，選取合適的灰度值，設(shè)定分割閾值生成蒙板。對蒙板進(jìn)行修正、縮減、光滑、開閉等操作，使肩關(guān)節(jié)各個部分能明顯區(qū)分，將模型導(dǎo)出為STL模型（圖1）。再將該STL模型導(dǎo)入逆向處理軟件GeomagicStudio2013中進(jìn)行逆向處理，按照手術(shù)要求切割喙突前段約2 cm骨塊，并將其裝配到以關(guān)節(jié)盂為中心的近似圓的3:30 位置，并偏外突出于關(guān)節(jié)盂面約4 mm（圖2）。由于本次實(shí)驗(yàn)主要探究骨與骨之間的關(guān)系，故省略肩袖肌肉等軟組織做簡化模型。同時在Geomagic Studio 2013 中對模型進(jìn)行曲面光滑處理，構(gòu)造曲面片并構(gòu)建格柵。生成CAD模型，并進(jìn)行布爾運(yùn)算，導(dǎo)出為IGS格式文件（圖3）。

圖1 Simpleware中導(dǎo)入包含肩部的斷層掃描數(shù)據(jù)，選取合適的灰度值，設(shè)定分割閾值生成蒙板。對蒙板進(jìn)行修正、縮減、光滑、開閉等操作，使肩關(guān)節(jié)各個部分能明顯區(qū)分，將模型導(dǎo)出為STL模型

圖2 于Geomagic Studio 2013中進(jìn)行逆向處理后的STL模型

圖3 于Geomagic Studio 2013中進(jìn)行曲面光滑處理并進(jìn)行布爾運(yùn)算，導(dǎo)出為IGS格式文件

1.2.2 賦值及網(wǎng)格劃分

完成模型的曲面化之后，將IGS 模型導(dǎo)入Hyper?mesh14.0 中進(jìn)行網(wǎng)格劃分（圖4）。肩關(guān)節(jié)的三維實(shí)體建模完成后，根據(jù)前人實(shí)驗(yàn)以及考慮材料特性的不同，需要對模型不同部分進(jìn)行分類，分別定義各自的材料力學(xué)參數(shù)（表1）[16]。本次選取的材料力學(xué)參數(shù)為楊氏模量及泊松比：泊松比是指材料在單向受拉或受壓時，橫向正應(yīng)變與軸向正應(yīng)變的絕對值的比值，也叫橫向變形系數(shù)，它是反映材料橫向變形的彈性常數(shù)；根據(jù)胡克定律，在物體的彈性限度內(nèi)，應(yīng)力與應(yīng)變成正比，比值被稱為材料的楊氏模量，它是表征材料性質(zhì)的一個物理量，以上力學(xué)參數(shù)大小僅取決于材料本身的物理性質(zhì)。楊氏模量的大小標(biāo)志了材料的剛性，楊氏模量越大，越不容易發(fā)生形變。為了在網(wǎng)格化中精確再現(xiàn)肩關(guān)節(jié)的結(jié)構(gòu)，本研究選用10節(jié)點(diǎn)的四面體單元對肱骨和肩胛骨進(jìn)行網(wǎng)格劃分，以適應(yīng)人體肩關(guān)節(jié)不規(guī)則的幾何形狀，該四面體每個節(jié)點(diǎn)具有6 個方向的自由度（表2）。

表2 模型網(wǎng)格情況

圖4 IGS模型于Hypermesh14.0中進(jìn)行網(wǎng)格劃分后的模型情況

表1 材料力學(xué)參數(shù)

1.3 約束及載荷

1.3.1 約束情況

使用Abaqus中的面-面接觸算法模擬關(guān)節(jié)與軟骨之間的接觸，肱骨與骨塊以及肩胛骨與骨塊的接觸。骨塊與肩胛骨使用彈簧單元進(jìn)行彈性連接。使用了ABAQUS中的STRING單元作為彈性連接元件，特性為只能在兩個連接點(diǎn)形成隨距離變化的彈力（拉力）。固定連接是在兩個連接點(diǎn)產(chǎn)生全方向的力和力矩，并保持骨塊不能移動。實(shí)際手術(shù)中由于繩索的連接固定骨塊，外旋過程時肱骨擠壓骨塊，故仿真中采取骨塊靠中間的位置設(shè)立一排彈簧單元，以模擬其被繩索固定的力學(xué)特性（圖5A、5B）。選取肩胛骨末端小部分表面網(wǎng)格6個自由度完全約束（圖5C）。選取肱骨頭正中心一參考點(diǎn)，并選取肱骨外表面部分節(jié)點(diǎn)設(shè)置Coupling（圖5D）。

圖5 有限元模型約束情況

1.3.2 載荷情況

對該參考點(diǎn)施加旋轉(zhuǎn)位移模擬肱骨外旋動作。在仿真開始前，通過調(diào)試肱骨初始位置，將肱骨旋轉(zhuǎn)到即將與骨塊碰撞位置，以提高運(yùn)算速度，以及省去沒有意義的結(jié)果數(shù)據(jù)。實(shí)際仿真中，發(fā)現(xiàn)在肱骨從接觸骨塊到外旋24°后，骨塊將脫離與肱骨的接觸，往后的仿真失效，取前24度的數(shù)據(jù)作為仿真結(jié)果（圖6）。

圖6 仿真動態(tài)外旋過程

1.4 有限元數(shù)據(jù)收集

將完成所有有限元前處理后的模型導(dǎo)出為INP 文件，整個動態(tài)碰撞求解過程在Abaqus 顯示求解器中完成，耗時2 h。求解完成之后進(jìn)入Abaqus 可視化結(jié)果處理頁面，對結(jié)果進(jìn)行分析。通過預(yù)設(shè)好的Step 分析及Output輸出文件，得到所需要的數(shù)據(jù)結(jié)果，截取相關(guān)的Von mises應(yīng)力圖片及位移圖片。

2 結(jié)果

2.1 肱骨應(yīng)力

在仿真過程中，自肱骨與骨塊撞擊開始，肱骨上的最大應(yīng)力點(diǎn)（轉(zhuǎn)位喙突對肱骨的反作用力）始終出現(xiàn)在與骨塊的接觸區(qū)域，并且總應(yīng)力分布狀況沿撞擊中心向四周類同心圓樣擴(kuò)散分布，應(yīng)力大小呈階梯狀由內(nèi)到外層層遞減（圖7）。在整個外旋模擬的過程中，最大應(yīng)力值呈現(xiàn)漸漸增長的趨勢（圖8）。

圖7 肱骨上的最大應(yīng)力點(diǎn)（轉(zhuǎn)位喙突對肱骨的反作用力）始終出現(xiàn)在與骨塊的接觸區(qū)域，并且總應(yīng)力分布狀況沿撞擊中心向四周類同心圓樣擴(kuò)散分布，應(yīng)力大小呈階梯狀由內(nèi)到外層層遞減

圖8 肱骨外旋角度-最大應(yīng)力曲線圖

2.2 骨塊應(yīng)力

在仿真結(jié)果中，我們發(fā)現(xiàn)從撞擊開始早期，移植骨塊上所承受的撞擊應(yīng)力主要由彈性元件所產(chǎn)生的彈力所抵消。但隨著肱骨的外旋角度漸漸增大，骨塊的應(yīng)力集中點(diǎn)不再產(chǎn)生在彈性元件連接處，而是表現(xiàn)為上下延展、四周擴(kuò)散分布（圖9A、9B）。

圖9 骨塊應(yīng)力分布圖

2.3 移植骨塊隨肱骨外旋產(chǎn)生位移

在仿真結(jié)果中，隨著肱骨的外旋角度增大，移植骨塊位置由起初相對于關(guān)節(jié)盂面偏外放置4 mm 位置逐漸向內(nèi)產(chǎn)生位移。隨著肱骨外旋角度增加，骨塊位移具有相應(yīng)增加的趨勢（圖10）。若將具體位移細(xì)化，以骨塊中心為基點(diǎn)設(shè)置X（骨塊沿肩胛骨左側(cè)滑行方向）、Y（骨塊向肩胛骨下方滑行方向）、Z（骨塊向外運(yùn)動方向）3個方向，隨著肱骨的外旋角度增大，移植骨塊在被撞擊過程中于不同方向產(chǎn)生位移。大致可以分為兩個階段：肱骨外旋角度為0.00°～10.89°時，Z方向位移幾乎沒有（小于0.2且增值較?。撾A段可以看出骨塊主要向肩胛骨左下位移，其X 方向位移最大值為2.05 mm，其Y 向位移最大值為0.50 mm；肱骨外旋角度為10.89°～24.00°時，Z方向的位移不斷增加直至2.22 mm，骨塊沿X方向位移直至2.89 mm，但該階段X方向的位移相對于上一階段減少；而骨塊沿Y 向的位移不再增加，保持在0.40 mm左右。此時骨塊的運(yùn)動以向外側(cè)翻轉(zhuǎn)為主，附帶向X方向的小量滑移（圖11、圖12）。

圖10 移植骨塊隨肱骨外旋產(chǎn)生位移圖

圖11 骨塊位移方向細(xì)化X、Y、Z示意圖

圖12 肱骨外旋過程中各方向位移數(shù)據(jù)圖

3 討論

Latarjet 手術(shù)自創(chuàng)立以來，經(jīng)Lafose 和Neyton 等人改良，該術(shù)式更加規(guī)范[3-8]。由Boileau 等進(jìn)行的線袢法關(guān)節(jié)鏡下Latarjet手術(shù)，不僅使關(guān)節(jié)鏡下Latarjet手術(shù)的骨塊定位更準(zhǔn)確、愈合率更高，而且避免了困擾人們已久的固定螺釘并發(fā)癥[9-10]。本研究通過有限元分析對改良線袢法Latarjet 進(jìn)行模擬，并通過分析其中的變量如肱骨外旋角度、肱骨及轉(zhuǎn)位喙突應(yīng)力分布等數(shù)據(jù)來探討既往術(shù)后骨塊重塑潛在的生物力學(xué)機(jī)制——骨塊微動塑形。在我們既往的隨訪研究中，通過關(guān)節(jié)盂En-face面觀察：所有骨塊均出現(xiàn)了不同程度的骨吸收現(xiàn)象，表現(xiàn)出關(guān)節(jié)盂正梨形圓之“圓外吸收”現(xiàn)象。動態(tài)觀察全部移植骨塊，骨質(zhì)存在向上、下、內(nèi)、外延伸爬行塑形現(xiàn)象，即輻射狀擴(kuò)散塑形。此外，骨質(zhì)逐漸填充其間的空隙，最后塑形成與正常肩胛盂相近的正梨形、與肱骨頭同圓的三維球窩狀關(guān)節(jié)盂外形，且全部病例均未出現(xiàn)肩關(guān)節(jié)盂退變情況[11]。通過本次有限元模型與既往隨訪結(jié)果相對照，我們發(fā)現(xiàn)一個現(xiàn)象：有限元模型中肱骨及骨塊的應(yīng)力呈向四周類同心圓樣擴(kuò)散分布，應(yīng)力大小呈階梯狀由內(nèi)到外層層遞減，與術(shù)后隨訪3年動態(tài)觀察過程中的移植骨塊向上、下、內(nèi)、外延伸爬行塑形現(xiàn)象一致。本次有限元所分析的是術(shù)后即刻狀態(tài)，可見從改良線袢法Latarjet 完成開始，早期康復(fù)外旋動作所形成的骨塊應(yīng)力分布便與既往塑形方向相似，值得深思。

Boileau等[9-10]的研究顯示，線袢固定的Latarjet固定強(qiáng)度是足夠的，且彈性固定的骨塊在受到肱骨頭擠壓時，產(chǎn)生微動；鑒于wolff 效應(yīng)（機(jī)械應(yīng)力對骨結(jié)構(gòu)的影響），骨愈合過程中會產(chǎn)生較多骨痂，骨痂最終塑形成骨質(zhì)，這可能是骨塊在塑形過程中會向四周伸展的原因[11，17-18]。在本次實(shí)驗(yàn)過程中我們也發(fā)現(xiàn)，肱骨外旋-回復(fù)的反復(fù)的動態(tài)過程實(shí)際上就是骨塊與關(guān)節(jié)盂之間來回分離-接觸的微動過程，主要體現(xiàn)為在接觸面上的位移改變。在這種微動過程中，總應(yīng)力分布狀況呈接觸面均勻擴(kuò)散分布，應(yīng)力大小呈階梯狀由內(nèi)到外層層遞減；而在我們的改良線袢法Latarjet 術(shù)后的隨訪中，則發(fā)現(xiàn)肱骨頭同心圓內(nèi)骨痂產(chǎn)生較多，骨質(zhì)吸收較少，這是wolff 效應(yīng)在該術(shù)式中的良好體現(xiàn)。Nazmi 等[15]為探討移植物骨溶解的潛在原因，同樣通過有限元分析螺釘固定Latarjet 手術(shù)與喙突移植骨溶解之間的潛在相關(guān)性，發(fā)現(xiàn)螺釘固定上半部分應(yīng)力較下半部分小，且吸收更多。這與Haeni、Zhu、Kee 等[19-21]的研究發(fā)現(xiàn)一致，可見骨塊吸收情況與螺釘固定應(yīng)力分布存在一定的關(guān)聯(lián)。螺釘固定強(qiáng)度足夠滿足肩關(guān)節(jié)穩(wěn)定性，但該術(shù)式導(dǎo)致骨塊與接觸面的位移喪失以及相對不合理的應(yīng)力分布均有可能導(dǎo)致骨溶解吸收而產(chǎn)生手術(shù)并發(fā)癥。

在仿真結(jié)果中，我們發(fā)現(xiàn)在整個撞擊過程中，骨塊上應(yīng)力表現(xiàn)由集中在以彈性元件模擬的繩索軸線上，到表現(xiàn)為類似肱骨沿撞擊中心呈向四周類同心圓樣擴(kuò)散分布，且應(yīng)力大小呈階梯狀由內(nèi)到外層層遞減。根據(jù)Nazmi等[15]的研究結(jié)果，應(yīng)力多集中于固定骨塊的剛性固定元件周圍，呈環(huán)繞螺釘?shù)耐膱A應(yīng)力分布，而他們的實(shí)驗(yàn)力學(xué)分布結(jié)果與本研究早期骨塊應(yīng)力集中于線袢附近的力學(xué)分布結(jié)果相類似，但在本研究中這種現(xiàn)象沒有長期維持，主要維持在早期肱骨外旋角度較小的情況下。因線袢固定時，骨塊力矩會隨肱骨外旋發(fā)生變化，包括：肩胛骨對骨塊的反作用力產(chǎn)生的力矩越來越大；骨塊位移隨著外旋過程逐漸增大，線袢被拉長產(chǎn)生的彈力逐漸增加；這些力使得骨塊受力力矩方向得以重新分布，而形成前文所述的擴(kuò)散分布現(xiàn)象，且應(yīng)力分布更加均勻。但受到極大暴力時，這種平衡有可能被打破。當(dāng)暴力超出所能承受的范圍時，便會導(dǎo)致脫位甚至是骨塊碎裂。此外，由實(shí)驗(yàn)結(jié)果可見，無論是經(jīng)典還是線袢固定Latarjet 早期均會產(chǎn)生外旋角度的減小；當(dāng)進(jìn)行關(guān)節(jié)囊修復(fù)時，外旋相對減少更多[22-26]。

根據(jù)移植骨塊隨肱骨外旋產(chǎn)生位移圖顯示，移植骨塊在被撞擊過程中其位置由稍外于肩胛盂關(guān)節(jié)面4 mm，逐漸向內(nèi)靠近。由于彈性固定元件本身特性，早期外旋過程由于骨塊產(chǎn)生位移較多，線袢可變范圍較大，韌性緩沖作用較大，因此早期肱骨應(yīng)力上升緩慢；而后期，位移減少，韌性緩沖作用減小，相應(yīng)肱骨應(yīng)力增大。建模時發(fā)現(xiàn)，在使用彈性物體對骨塊進(jìn)行固定時，骨塊受到的撞擊力度與彈性系數(shù)成正比。這也許有利于減少術(shù)后肩關(guān)節(jié)活動中的肱骨頭磨損，可能成為早期避免關(guān)節(jié)退變的重要因素。既往研究顯示，術(shù)后18月時移植骨塊已完成塑形，關(guān)節(jié)盂在塑形過程中會漸漸符合術(shù)后肱骨的活動軌跡，最終二者達(dá)成與正常生理情況相近的力學(xué)平衡，從而有效預(yù)防了術(shù)后骨關(guān)節(jié)炎并發(fā)癥的發(fā)生，所以我們猜測手術(shù)后18 個月骨塊完成塑形，如果這個時候沒有肱骨頭退變，以后也不會發(fā)生退變[11]。

本研究存在的不足之處：1）本研究有限元模型為根據(jù)美國人體數(shù)據(jù)庫模擬而得，所得數(shù)據(jù)結(jié)果與國人實(shí)際模擬結(jié)果存在偏差；但可通過國人術(shù)后CT 或是MRI 數(shù)據(jù)建模來改善。2）有限元模型非實(shí)體模型，且建模過程中存在簡化，省略了周圍軟組織而集中觀察骨性結(jié)構(gòu)之間的生物力學(xué)，因此必將導(dǎo)致一定程度的失真。軟組織通常需要利用MRI、非線性描述進(jìn)行建模[27-30]。3）本實(shí)驗(yàn)雖由經(jīng)驗(yàn)豐富的臨床醫(yī)生和工程師一起設(shè)計(jì)實(shí)施，但其中具體細(xì)化的力學(xué)分布結(jié)果仍未得到深入的分析。

4 結(jié)論

改良線袢固定法Latarjet 的彈性固定方法使移植骨塊在肩關(guān)節(jié)外旋過程中產(chǎn)生微動，即在關(guān)節(jié)盂接觸面上由外向內(nèi)滑行的反復(fù)運(yùn)動。且肱骨與移植骨塊的接觸區(qū)始終為最大應(yīng)力區(qū)，并且總應(yīng)力分布狀況沿撞擊中心向四周類同心圓樣擴(kuò)散分布，應(yīng)力大小呈階梯狀由內(nèi)到外層層遞減，使偏外放置的骨塊始終受到肱骨頭較大的應(yīng)力；根據(jù)既往研究塑形結(jié)果與wolff定律，該實(shí)驗(yàn)結(jié)果對骨塊塑形有一定參考意義。