張曉輝 王 俊 廖八根

1.廣州體育學(xué)院運(yùn)動醫(yī)學(xué)室，廣東廣州 515500；2.高尚醫(yī)學(xué)影像廣州中心，廣東廣州 515500

前交叉韌帶斷裂是臨床常見的運(yùn)動損傷，前交叉韌帶重建術(shù)（anterior cruciate ligament reconstruction，ACLR)對穩(wěn)定膝關(guān)節(jié)起著關(guān)鍵的作用，但ACLR 術(shù)后中、長期膝關(guān)節(jié)患骨性關(guān)節(jié)炎風(fēng)險仍很高[1-3]，特別是聯(lián)合部分半月板切除術(shù)者[4-5]。膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)的改變在膝骨關(guān)節(jié)炎（knee osteoarthritis，KOA）的發(fā)病機(jī)制中起著關(guān)鍵作用[6]，包括脛股接觸面積和應(yīng)力、半月板的形變位移等均可能會導(dǎo)致軟骨的形態(tài)特征改變，誘發(fā)骨性關(guān)節(jié)炎。有限元分析可根據(jù)復(fù)雜的解剖結(jié)構(gòu)及邊界條件設(shè)定后，加載負(fù)荷分析骨關(guān)節(jié)的力學(xué)變化[7-12]。使用膝關(guān)節(jié)有限元模型進(jìn)行仿真可直觀地了解脛股關(guān)節(jié)的生物力學(xué)特征[13]，但目前基于不同屈膝狀態(tài)下建立的術(shù)后有限元模型研究較少，膝關(guān)節(jié)軟骨、半月板在不同運(yùn)動負(fù)荷中的力學(xué)行為特征仍有待闡明。本研究擬構(gòu)建ACLR 聯(lián)合內(nèi)側(cè)半月板部分切除術(shù)（partial medial meniscectomy，PMM）術(shù)后不同關(guān)節(jié)活動度的有限元模型以闡明其力學(xué)特征，為臨床康復(fù)提供參考信息。

1 資料與方法

1.1 一般資料

選取2018 年6 月于廣州體育學(xué)院運(yùn)動醫(yī)學(xué)室行右膝ACLR 聯(lián)合PMM 的35 歲男性患者1 例為研究對象。實(shí)驗(yàn)方案經(jīng)廣州體育學(xué)院運(yùn)動醫(yī)學(xué)室人體實(shí)驗(yàn)倫理委員會批準(zhǔn)（2020DWLL-008），患者簽署知情同意書。本研究起止時間為：2020 年2 月至5 月。

1.2 實(shí)驗(yàn)設(shè)備與數(shù)據(jù)采集

①核磁共振（SIEMENS 3.0T Skyra，德國）選擇掃描3D 質(zhì)子密度加權(quán)成像序列，研究對象以仰臥膝關(guān)節(jié)伸直位。②聯(lián)想ThinkStation 工作站（Windows 10.0操作系統(tǒng)，CPU P330，I7-9700K 8 核，主頻3.6 GHz，顯存32 GB）。③軟件：Mimics 20.0（Materialise 公司，比利時），Geomagic Studio 2013（Raindrop 公司，美國），Solidworks 2018（Dassault Systemes，美國），網(wǎng)格處理軟件Hypermesh（Altair 公司，美國），有限元分析軟件ANSYS 17.0（ANSYS 公司，美國）。

1.3 建模方法

①將核磁掃描的DICOM 文件導(dǎo)入Mimics 20.0，調(diào)節(jié)灰度值，設(shè)置閾值、手工編輯圖層工具修整模型后導(dǎo)出為STL 格式，見圖1。②采用Geomagic Studio 2013 對STL 格式的模型進(jìn)行去除釘狀物和多余特征處理，使用精確曲面模塊探測輪廓線得到輪廓線模型，生成曲面模型并導(dǎo)出為STP 幾何格式，見圖2。③使用Solidworks 2018 對幾何模型特征識別和曲面診斷、修復(fù)，建立膝關(guān)各結(jié)構(gòu)的不同彎曲角度模型，保存為SLDPRT 格式，見圖3。④將幾何模型導(dǎo)入到ANSYS 17.0 軟件中，建立Static Structural 分析類型，在分析材料庫中分別建立骨骼、半月板、關(guān)節(jié)軟骨、韌帶等材料屬性參數(shù)，對模型賦予相關(guān)的材料屬性。

圖1 Mimics 圖像處理

圖2 膝關(guān)節(jié)曲面模型處理圖

圖3 構(gòu)建膝關(guān)節(jié)分析模型

1.4 材料屬性

本研究關(guān)注軟骨和半月板的應(yīng)力和相對運(yùn)動，不考慮骨骼的形變，將骨骼視為密質(zhì)骨，定義其為均勻各向同性材料。黏彈性材料在承受負(fù)載后短時內(nèi)不會出現(xiàn)明顯變化，因此將軟骨及半月板定義為線彈性各向同性材料，韌帶具有超彈性，視為各向同性材料[14]，具體參數(shù)見表1。

表1 骨骼、軟骨與韌帶的材料屬性參數(shù)

1.5 邊界條件

邊界條件設(shè)定：股骨屈伸運(yùn)動受限，維持膝伸直位，內(nèi)外翻和軸向旋轉(zhuǎn)自由度及3 個方向的平移自由度不受約束，脛腓骨遠(yuǎn)端固定。內(nèi)側(cè)半月板內(nèi)緣與內(nèi)側(cè)副韌帶捆綁連接。

1.6 加載條件

加載條件設(shè)定：脛腓骨遠(yuǎn)端面固定，對股骨施加轉(zhuǎn)動位移載荷，X 軸為股骨內(nèi)外髁中心的連線，股骨繞X 軸分別旋轉(zhuǎn)0°、30°、60°。基于Ahmed 等[15]和王俊然等[16]的研究對模型施加載荷：在股骨頂端的截面上，沿豎直向下的方向加載1150 N 的壓縮力；在股骨內(nèi)外髁中點(diǎn)連線的對股骨施加134 N 的股骨后向推力。

1.7 膝關(guān)節(jié)有限元模型的驗(yàn)證

本模型與Shirazi 等[17]邊界條件和中立位0°相同的加載的結(jié)果基本相同，可認(rèn)為此模型有效。

2 結(jié)果

2.1 膝關(guān)節(jié)有限元模型的建立

本模型單元總數(shù)為582 044，節(jié)點(diǎn)總數(shù)為391 670，高度模擬了膝關(guān)節(jié)的結(jié)構(gòu)和材料特性。見圖4。

圖4 加載后的膝關(guān)節(jié)有限元模型

2.2 股骨髁軟骨關(guān)節(jié)、脛骨平臺軟骨、半月板的接觸應(yīng)力情況

屈膝0°，即膝關(guān)節(jié)伸直時，股骨髁軟骨應(yīng)力集中于中部，脛骨平臺軟骨應(yīng)力主要集中于中、后部，內(nèi)側(cè)半月板應(yīng)力集中于被切除的殘留端；30°、60°時股骨髁軟骨應(yīng)力均集中于后部；30°時脛骨平臺軟骨應(yīng)力主要集中于前外側(cè)，60°時集中于中部；內(nèi)側(cè)半月板30°時應(yīng)力集中于在前部，60°時在中部。見圖5（封四）。內(nèi)側(cè)股骨髁軟骨、脛骨平臺軟骨的最大應(yīng)力由大到小依次為屈膝60°、0°、30°，外側(cè)股骨髁軟骨及脛骨平臺軟骨、內(nèi)側(cè)半月板的最大應(yīng)力由大到小依次為屈膝60°、30°、0°，外側(cè)半月板最大應(yīng)力由大到小依次為屈膝30°、60°、0°，內(nèi)側(cè)脛骨平臺與股骨髁軟骨不同屈膝角度的最大應(yīng)力均大于外側(cè)，內(nèi)側(cè)半月板最大應(yīng)力在屈膝0°、30°時小于外側(cè)，屈膝60°時大于外側(cè)。見圖6。

圖5 不同屈膝角度下股骨髁軟骨.脛骨平臺軟骨及半月板應(yīng)力云圖

圖6 有限元加載后不同屈膝角度下股骨髁軟骨、脛骨平臺軟骨及半月板最大應(yīng)力條形圖

2.3 半月板形變位移特征

各角度下內(nèi)側(cè)半月板形變位移均小于外側(cè)。當(dāng)伸直0°時雙側(cè)半月板位移方向相同，前角與體部均向前方位移，后角向后側(cè)位移；屈30°時內(nèi)側(cè)半月板體部及后角向后側(cè)位移，外側(cè)半月板前角向后側(cè)位移，體部向兩側(cè)邊緣位移，60°時內(nèi)側(cè)半月板向后側(cè)位移，外側(cè)半月板前后角向后側(cè)位移，體部向后方位移。見圖7（封四）。

圖7 不同屈膝角度下半月板位移矢量圖

3 討論

ACLR 聯(lián)合PMM 后繼發(fā)KOA 的發(fā)生率較高，有限元模型有助于全面地了解膝關(guān)節(jié)的生物力學(xué)特征。前期已有研究證實(shí)膝關(guān)節(jié)有限元分析計(jì)算模型的有效性[18-23]，但既往多數(shù)研究為伸直位0°的靜態(tài)分析，對關(guān)節(jié)內(nèi)應(yīng)力的動態(tài)變化未能完整再現(xiàn)。本研究構(gòu)建了ACLR 聯(lián)合PMM 術(shù)后膝關(guān)節(jié)有限元模型，在不同屈膝狀態(tài)下施加載荷進(jìn)行仿真分析，旨在闡明脛-股關(guān)節(jié)的生物力學(xué)特性。

本研究中，模型伸直0°時有限元模擬結(jié)果與既往研究[16-17]在應(yīng)力分布、峰值數(shù)相似，提示該模型的可靠性，且隨著膝關(guān)節(jié)的屈曲角度加大，脛股關(guān)節(jié)的接觸面積逐漸增大。在力學(xué)行為上，最大應(yīng)力隨著屈曲度加大逐漸向后移：0°的屈膝時，脛股關(guān)節(jié)的接觸區(qū)域主要發(fā)生在中部，且接觸面積相對較小；而從30°屈膝至60°時，接觸區(qū)域逐漸后移到脛股關(guān)節(jié)后部，接觸部分的最大應(yīng)力隨著增加。膝關(guān)節(jié)半月板起著承受應(yīng)力，通過形變吸收震蕩、分散應(yīng)力的作用。正常人伸直位對膝關(guān)節(jié)內(nèi)側(cè)間室的接觸壓強(qiáng)數(shù)值大于外側(cè)間室。本研究結(jié)果顯示ACLR 聯(lián)合PMM 術(shù)后患者與健康人不同的力學(xué)特征：0°、30°時外側(cè)半月板最大應(yīng)力大于內(nèi)側(cè)，脛股關(guān)節(jié)內(nèi)側(cè)軟骨接觸區(qū)域的接觸應(yīng)力大于外側(cè)，在股骨髁與半月板接觸區(qū)域外側(cè)最大應(yīng)力于內(nèi)側(cè)。原因可能是：PMM 術(shù)后內(nèi)側(cè)半月板的環(huán)向承載能力減弱，內(nèi)側(cè)關(guān)節(jié)間隙增大脛股關(guān)節(jié)軟骨接觸面積減小。在0°和30°軸向加載過程中，外側(cè)半月板發(fā)生正常的軸向形變并向邊緣處移動，而在內(nèi)側(cè)脛股關(guān)節(jié)間隙相對較大，內(nèi)側(cè)半月板殘余邊緣處產(chǎn)生局部擠壓變形，股骨遠(yuǎn)端的軸向位移，與內(nèi)側(cè)脛骨平臺軟骨直接接觸使之最大應(yīng)力增大，此時內(nèi)側(cè)半月板最大應(yīng)力小于外側(cè)；而隨著屈膝加大到60°，關(guān)節(jié)腔壓力增大且最大應(yīng)力集中于關(guān)節(jié)后部，內(nèi)側(cè)半月板形變及位移作用減弱致使該區(qū)域的內(nèi)側(cè)關(guān)節(jié)軟骨及半月板殘余端接最大應(yīng)力大于外側(cè)。

Dong 等[24]對各類型半月板損傷模型研究提示：軟骨在垂直應(yīng)力下應(yīng)力值與不同損傷類型及程度有關(guān)，且從不同屈曲角度驗(yàn)證了峰值剪切主應(yīng)力和峰值壓縮主應(yīng)力，表明PMM 術(shù)后半月板環(huán)向強(qiáng)度的下降，半月板在載荷下形變作用減弱，使關(guān)節(jié)的最大應(yīng)力隨著增大。本研究則從不同關(guān)節(jié)活動下展現(xiàn)半月板在應(yīng)力載荷形變位移特征：外側(cè)半月板的最大位移值大于內(nèi)側(cè)，0°最大形變位于其體部，屈30°、60°則在體部與后角外側(cè)較內(nèi)側(cè)形變更大。應(yīng)力的傳遞過程，剪切應(yīng)力的集中出現(xiàn)在半月板切除的部位，造成異常超載的現(xiàn)象的原因可能是內(nèi)側(cè)半月板與軟骨的接觸面積減少，緩沖作用下降，隨著屈曲角度加大，半月板向后位移這種現(xiàn)象更有明顯。

本研究所顯示的軟骨應(yīng)力、半月板位移變化可能與壓縮載荷下的瞬時效應(yīng)有關(guān)，有研究提示，如脛股關(guān)節(jié)長期較高的剪切應(yīng)力可能會導(dǎo)致關(guān)節(jié)力學(xué)紊亂，從而使軟骨基質(zhì)的張力降低從而觸發(fā)KOA 發(fā)生[25]。內(nèi)側(cè)半月板最大應(yīng)力峰值較大且該側(cè)軟骨具有最大應(yīng)力隨屈膝角度加大而增加的力學(xué)行為特征，對揭示KOA 的發(fā)生及演變具有潛在價值。結(jié)合上述研究結(jié)果，本研究有助于理解此類損傷術(shù)后繼發(fā)KOA 的臨床機(jī)制[26-27]?；谝陨辖Y(jié)果可推測：ACLR 聯(lián)合PMM 術(shù)后長期在屈膝度加大時承受相應(yīng)負(fù)荷，可能是觸發(fā)內(nèi)側(cè)脛股關(guān)節(jié)發(fā)生KOA 力學(xué)因素。本研究存在一些局限之處：為單一病例研究，尚未構(gòu)建手術(shù)前后的模型對照；未對各損傷類型進(jìn)行比較分析，在真實(shí)運(yùn)動環(huán)境中脛股關(guān)節(jié)的應(yīng)力特征有待進(jìn)一步研究。