搖拔戳手法治療踝關(guān)節(jié)扭傷的有限元仿真分析

孟春玲，王 靜，高春雨，葉宜穎

(1.北京工商大學(xué)材料與機械工程學(xué)院，北京 100048；2.中國中醫(yī)研究院望京醫(yī)院，北京100102；3.中醫(yī)正骨技術(shù)北京市重點實驗室，北京 100007)

1 引言

臨床上踝關(guān)節(jié)扭傷較為常見[1]，若不及時治療，會出現(xiàn)踝關(guān)節(jié)腫脹、活動性障礙等癥狀，影響患者的日常生活[2]。由于踝關(guān)節(jié)是人體最復(fù)雜的關(guān)節(jié)之一[3]，使用搖拔戳推拿手法治療踝關(guān)節(jié)扭傷，難以對關(guān)節(jié)內(nèi)部變化進行研究，而建立足踝有限元模型可對其運動角度、內(nèi)在關(guān)節(jié)面應(yīng)力以及韌帶參數(shù)變化進行研究，以分析該手法的作用機理，為搖拔戳推拿手法的量化研究提供客觀依據(jù)。

隨著有限元法在骨科生物力學(xué)中的應(yīng)用，越來越多的研究者選用有限元方法來分析踝關(guān)節(jié)的生物力學(xué)機制[4]。Park等[5]將有限元方法與剛體動力學(xué)分析相結(jié)合，獲得步態(tài)期間踝關(guān)節(jié)處的接觸壓力分布。林娟穎等[6]通過建立跟骨的有限元模型，分析常態(tài)與沖擊下跟骨的應(yīng)力與位移趨勢。沈超等[7]建立踝關(guān)節(jié)三維有限元模型，模擬正常負重狀態(tài)下，跟骨內(nèi)翻角度的增大對踝關(guān)節(jié)損傷的變化。目前將足踝三維有限元模型與中醫(yī)推拿手法相結(jié)合的報道還比較少，本文嘗試建立包括關(guān)節(jié)軟骨及韌帶在內(nèi)的較為完整的足踝三維有限元模型并對其有效性加以驗證，進而分析搖拔戳推拿手法治療踝關(guān)節(jié)扭傷前、中、后三個階段韌帶參數(shù)及主要接觸面應(yīng)力分布的變化。由于踝關(guān)節(jié)外側(cè)副韌帶損傷最為常見[8]且正常步態(tài)下的負重經(jīng)足踝最終作用于距骨，故本論文主要通過距腓前韌帶的韌帶損傷參數(shù)以及脛距關(guān)節(jié)面應(yīng)力分布的變化，進行搖拔戳推拿手法治療效果的量化研究。為該手法的教學(xué)培訓(xùn)、臨床推廣以及基礎(chǔ)研究提供科學(xué)客觀的依據(jù)。

2 材料與方法

2.1 數(shù)據(jù)采集

選取右側(cè)急性外側(cè)踝關(guān)節(jié)扭傷男性志愿者一名，年齡26歲，身高170cm，體重63kg。踝關(guān)節(jié)外側(cè)出現(xiàn)疼痛、局部腫脹等扭傷癥狀，X線檢查未見骨折、脫位，足部無畸形。確定患者符合試驗納入標(biāo)準(zhǔn)，并向患者告知試驗方案并簽署知情同意書。采用GE公司BrightspeedCT掃描儀，對患者患肢進行掃描，根據(jù)研究要求，掃描范圍為脛骨遠端1/3以下部分，掃描條件120kV，280mA，層厚1mm，層距1mm?；颊哐雠P，對志愿者右足進行CT掃描，將斷層圖像數(shù)據(jù)輸出并保存為DICOM格式。

2.2 有限元模型建立

采用Mimics軟件讀取踝關(guān)節(jié)DICOM格式的CT軸位斷層圖像，對其進行圖像定位、骨骼表面光滑處理，生成的點云文件以TXT格式保存并輸出。利用三維建模軟件solidworks將TXT格式的點云數(shù)據(jù)進行逆向處理，得到骨骼結(jié)構(gòu)整體外表面，保存為IGS格式文件。然后導(dǎo)入網(wǎng)格劃分軟件Hypermesh對骨頭結(jié)構(gòu)進行分網(wǎng)，最終生成三維網(wǎng)格模型。輸出INP格式的文件并導(dǎo)入ANSYS進行踝足有限元模型的建立。

本次建模數(shù)據(jù)來源于CT斷層掃描圖片，而CT掃描系統(tǒng)無法獲取軟骨、韌帶等信息，為了保證模型的計算精度，根據(jù)各軟骨、韌帶的生理作用，所處位置等信息，在主要承擔(dān)腳踝屈伸運動的踝關(guān)節(jié)、跟距關(guān)節(jié)、距舟關(guān)節(jié)面處建立軟骨，使各軟骨基本保持骨骼表面形狀。由于完整的足踝部位骨骼較多，在保證有限元模型精度的前提下，減少計算時間，在承擔(dān)屈伸運動的關(guān)節(jié)處設(shè)置接觸對，如踝關(guān)節(jié)、跟距關(guān)節(jié)、距舟關(guān)節(jié)，其余地方使用tie連接。采用Truss單元模擬踝足部位的主要韌帶，包括跟腓韌帶、脛腓后韌帶、脛腓前韌帶、脛跟韌帶、脛距后韌帶、脛距前韌帶、脛舟韌帶、距腓后韌帶、距腓前韌帶9組韌帶。建立踝足有限元模型共包含節(jié)點164555個，單元499010個，如圖1。

圖1 足踝三維有限元模型

2.3 材料參數(shù)

生物力學(xué)研究中通常將骨骼、軟骨簡化為各向同性材料[9]，且將彈性模量分成不同的等級來模擬骨骼的皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨和軟骨。通過查閱既往文獻資料設(shè)定骨骼及韌帶的材料參數(shù)[10]。模型各部分的材料屬性見表1。

表1 材料參數(shù)

2.4 加載與邊界條件

根據(jù)搖拔戳手法實施過程中足踝各關(guān)節(jié)的實際運動狀態(tài)，確定三維有限元模型固定端在脛骨與腓骨的上端處如圖1。通過運動捕捉技術(shù)獲取搖拔戳手法治療踝關(guān)節(jié)扭傷的運動學(xué)參數(shù)，將該手法轉(zhuǎn)化為趾屈、背伸、內(nèi)翻、外翻四種工況的力學(xué)指標(biāo)，為康復(fù)后正常模型的有限元分析提供加載的模擬條件。在第1、2跖趾關(guān)節(jié)近端之間和第4、5跖趾關(guān)節(jié)近端之間施加向上、向下的載荷，分別模擬趾屈、背伸兩種工況；在跟骨的外側(cè)施加向里的扭矩模擬內(nèi)翻工況；在距骨內(nèi)側(cè)施加向外的扭矩模擬外翻工況。治療分為治療前，恢復(fù)中，康復(fù)后三個階段，根據(jù)試驗得到的載荷及運動角度見表2和表3。

表2 載荷大小

表3 踝關(guān)節(jié)運動角度/

表3 踝關(guān)節(jié)運動角度/

工況治療前恢復(fù)中康復(fù)后趾屈15.316.522.8背伸26.527.5631.7內(nèi)翻19.921.322外翻10.212.914

3 分析與結(jié)果

3.1 有限元模型驗證

踝關(guān)節(jié)的運動角度是反映足踝模型生物力學(xué)特征的一個重要的量，將踝關(guān)節(jié)康復(fù)后的有限元模型進行計算，得到的有限元計算角度與試驗康復(fù)后的運動角度進行對比，可驗證有限元模型的有效性。但是有限元模型運動角度的數(shù)值無法從仿真結(jié)果中直接提取，需要將仿真結(jié)果的數(shù)據(jù)進行二次處理。其中踝關(guān)節(jié)運動主要是脛、腓骨在距骨滑車的前后轉(zhuǎn)動，具有一個自由度。假設(shè)踝關(guān)節(jié)在旋轉(zhuǎn)前的坐標(biāo)系為{A}，旋轉(zhuǎn)后的坐標(biāo)系為{B}，也就是坐標(biāo)系{B}是坐標(biāo)系{A}繞原點旋轉(zhuǎn)得到的，如圖2。其特點是方位不同，原點相同，空間中某一結(jié)點P在兩個坐標(biāo)系中坐標(biāo)具有下列關(guān)系

圖2 坐標(biāo)轉(zhuǎn)換

(1)

在坐標(biāo)系的旋轉(zhuǎn)變換中，繞單個軸的旋轉(zhuǎn)，相應(yīng)的旋轉(zhuǎn)矩陣為基本旋轉(zhuǎn)矩陣。當(dāng)OAxAyAzA僅繞x軸旋轉(zhuǎn)θ角時，基本旋轉(zhuǎn)矩陣可表示為R(x，θ);當(dāng)OAxAyAzA僅繞y軸旋轉(zhuǎn)θ角時，基本旋轉(zhuǎn)矩陣可表示為R(y，θ);當(dāng)OAxAyAzA僅繞z軸旋轉(zhuǎn)θ角時，基本旋轉(zhuǎn)矩陣可表示為R(z，θ)?；拘D(zhuǎn)矩陣可由以下公式計算

(2)

(3)

(4)

在ANSYS后處理程序中提取足踝模型在四種不同工況下運動前后的節(jié)點坐標(biāo)值，然后根據(jù)同一節(jié)點，計算出運動前后坐標(biāo)值的變化，最終得到踝關(guān)節(jié)的運動角度，見表4。

表4 正常踝足角度/

表4 正常踝足角度/

工況試驗角度/°有限元計算角度/°誤差/%趾屈22.822.22.6背伸31.732.31.8內(nèi)翻22.021.62.7外翻14.014.21.4

脛、腓骨與腳趾之間的轉(zhuǎn)動角度因人而異，一般從背伸工況到趾屈工況的轉(zhuǎn)動范圍在40-80之間[11]。由表4可知，實驗和有限元計算結(jié)果均在此范圍內(nèi)，且有限元計算角度結(jié)果與康復(fù)后試驗角度數(shù)據(jù)基本吻合，證明該足踝有限元模型是合理有效的。進而可根據(jù)試驗運動角度對搖拔戳手法治療踝關(guān)節(jié)扭傷初期、恢復(fù)期的三維有限元模型進行進一步的計算。

3.2 有限元結(jié)果分析

探討韌帶生物力學(xué)特點時可通過改變材料參數(shù)模擬韌帶拉傷、撕裂等病理狀態(tài)[12]。由于韌帶拉傷會導(dǎo)致局部機體活動受阻、承力能力變?nèi)?，因此在有限元計算中韌帶拉傷后的受力不超過康復(fù)后正常模型韌帶受力的前提下[13]，通過調(diào)整距腓前韌帶彈性模量，得到搖拔戳手法治療外側(cè)踝關(guān)節(jié)扭傷前、中、后三個階段的有限元計算結(jié)果。其中趾屈工況下脛距關(guān)節(jié)面及9組韌帶在不同治療階段的應(yīng)力分布情況如圖3和圖4。

圖3 距骨應(yīng)力分布圖

圖4 韌帶應(yīng)力分布圖

由距骨應(yīng)力云圖可知康復(fù)后脛距關(guān)節(jié)面應(yīng)力分布較治療前更加均勻且應(yīng)力最大值逐漸增加；由韌帶應(yīng)力分布圖可知趾屈工況下距腓前韌帶應(yīng)力最大，且隨著治療過程的推進韌帶受力也逐漸增大。

為了更好的模擬韌帶橫向受力的不均勻性有限元模型中建立四根桿單元模擬距腓前韌帶，每根桿單元的受力情況見表5。進而得到趾屈工況下，治療前與恢復(fù)中距腓前韌帶的彈性模量分別是康復(fù)后正常模型的2倍、1.4倍。

表5 趾屈工況距腓前韌帶應(yīng)力大小/MPa

同樣的，可以得到足踝有限元模型在背伸工況下，治療前與恢復(fù)中階段的彈性模量分別是康復(fù)后正常模型的1.8～2倍、1.4倍；內(nèi)翻工況下，治療前與恢復(fù)中階段的彈性模量分別是康復(fù)后正常模型的2倍、1.5倍；外翻工況下，治療前與恢復(fù)中階段的彈性模量分別是康復(fù)后正常模型的2倍、1.5倍。距腓前韌帶在不同工況下的軸力分布情況見表6。通過查閱相關(guān)文獻可知距腓前韌帶所受最大力為366N[14，15]，因此有限元計算結(jié)果在合理范圍內(nèi)。

表6 距腓前韌帶軸力/N

4 結(jié)論

由以上有限元計算結(jié)果分析可知，使用搖拔戳手法治療外側(cè)踝關(guān)節(jié)扭傷前、中、后三個階段時，踝穴關(guān)節(jié)面所能承受力的能力逐漸增加，內(nèi)側(cè)脛距關(guān)節(jié)與外側(cè)腓距關(guān)節(jié)的應(yīng)力分布逐漸均勻。表明經(jīng)過手法的治療，踝穴對位趨于正常，踝關(guān)節(jié)的腫脹、疼痛等癥狀減輕。治療前的距腓前韌帶彈性模量是康復(fù)后正常模型彈性模量的1.8～2倍，治療過程中的彈性模量是康復(fù)后正常模型彈性模量的1.4～1.5倍，以上數(shù)據(jù)表明，由于手法治療前踝關(guān)節(jié)局部腫脹、踝穴對位不良等原因，使得距腓前韌帶痙攣僵硬且受力較小，經(jīng)過手法治療后，距腓前韌帶逐漸由僵硬變?nèi)幔⑶页惺芰Φ哪芰χ饾u增加。

這些量化結(jié)果體現(xiàn)了臨床上搖拔戳手法治療踝關(guān)節(jié)扭傷不僅可以分散關(guān)節(jié)的接觸面積，恢復(fù)踝關(guān)節(jié)的力學(xué)平衡狀態(tài)，還能促進受損韌帶的修復(fù)，達到醫(yī)學(xué)上“骨正筋柔”這一治療目的。本文的研究提供了一種建立較為完整足踝有限元模型的思路，將中醫(yī)推拿手法與計算機仿真相結(jié)合，用有限元法對搖拔戳手法進行定量、非侵入性的生物力學(xué)評價，得到的計算結(jié)果不僅可以反映手法的力學(xué)特征，總結(jié)手法的操作經(jīng)驗，還有助于研究手法的作用機理，提高手法的臨床療效。