不同類型距下關(guān)節(jié)制動器治療Ⅱa期成人獲得性平足的生物力學(xué)比較

許 鑒，彭亮權(quán)，陸 偉，鄧楨翰，李 皓，鐘名金，歐陽侃，陳 康，李 瑛，王大平

扁平足是常見的足部畸形，主要表現(xiàn)為足內(nèi)側(cè)縱弓塌陷或消失[1-2]。Ⅱ期成人獲得性平足（adult acquired flatfoot，AAF）指的是成人柔韌性畸形到僵硬性畸形的過渡時(shí)期，其中Ⅱa期主要表現(xiàn)為可復(fù)性的后足外翻，Ⅱb期在此基礎(chǔ)上合并前足外展畸形[2]。對于Ⅱ期AAF的治療，目前以保守方法為主，保守治療無效可選擇手術(shù)處理[3]。

距下關(guān)節(jié)制動手術(shù)的作用機(jī)制是在距下關(guān)節(jié)之間的跗骨管內(nèi)放置距下關(guān)節(jié)制動器，改變距下關(guān)節(jié)的對位，從而達(dá)到糾正畸形的目的?，F(xiàn)有的距下關(guān)節(jié)制動系統(tǒng)主要分為2類，Ⅰ型為單一形狀穩(wěn)定器，Ⅱ型為復(fù)合形狀穩(wěn)定器[4]；其中Ⅰ型又可細(xì)分為柱狀（Ⅰa型）和錐狀（Ⅰb型）。目前鮮有報(bào)道不同類型距下關(guān)節(jié)制動器生物力學(xué)效果的對比研究。本文旨在從生物力學(xué)角度比較Ⅰ型、Ⅱ型距下關(guān)節(jié)制動器在Ⅱa期AAF三維有限元模型的應(yīng)用效果，為平足畸形的手術(shù)選擇提供生物力學(xué)依據(jù)。

1 材料和方法

1.1 數(shù)據(jù)收集

數(shù)據(jù)采自1例Ⅱa期雙側(cè)AAF志愿者，男，32歲，身高175 cm，體重60 kg。X線檢查證實(shí)踝部無骨折、腫瘤等骨質(zhì)破壞，測量左側(cè)負(fù)重位足弓高度、側(cè)位第一跖骨距骨角、跟骨傾斜角、距舟覆蓋角等參數(shù)。采用Philip/Brilhance 256排螺旋CT（飛利浦公司，荷蘭）行中立位非負(fù)重足部掃描。掃描范圍：足底至踝關(guān)節(jié)上方10 cm；掃描參數(shù)：管電壓100 kV，管電流100 mA，層厚0.67 mm。獲取二維CT圖像454層，數(shù)據(jù)以DICOM格式保存。

1.2 骨骼及軟組織三維模型的建立

利用Mimics軟件（Materialise公司，比利時(shí)）對導(dǎo)入數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，設(shè)置適當(dāng)?shù)钠交禂?shù)，獲得相應(yīng)的骨三維模型及軟組織模型（圖1），并以STL格式導(dǎo)出。運(yùn)用Geomagic Studio 13.0軟件（Raindrop Geomagic公司，美國）進(jìn)行平滑處理及曲面擬合（圖2），然后進(jìn)行骨骼和軟組織的裝配。

圖1 Ⅱa期平足三維骨骼模型及軟組織模型

圖2 在Geomagic軟件中進(jìn)行骨骼和軟組織的三維模型曲面擬合

1.3 韌帶實(shí)體模型和肌腱肌肉模型的建立

參考每條韌帶的解剖起止點(diǎn)，在Solidwork 2012軟件（UGS公司，美國）中繪出通過韌帶起止點(diǎn)的三維曲線，然后建立下脛腓前韌帶、下脛腓后韌帶、脛腓骨間膜、外側(cè)韌帶（距腓前韌帶、距腓后韌帶、跟腓韌帶）、內(nèi)側(cè)三角韌帶（脛距前韌帶、脛距后韌帶、脛跟韌帶、脛舟韌帶）、彈簧韌帶、跟距骨間韌帶、跖筋膜、跖長韌帶、跖短韌帶及前中足跖面和背側(cè)骨間韌帶的三維曲線模型（圖3），每條韌帶用1至5條線段表示，具體韌帶屬性參考前人的文獻(xiàn)數(shù)據(jù)[5]。

基于Spratley等[5]的研究，Ⅱ期AAF患者負(fù)重時(shí)脛后肌腱對于足部的反作用力基本可以忽略，其余足部外在肌腱對抗體重所產(chǎn)生的反作用力與體重成一定比例（表1）。結(jié)合肌腱的具體解剖位置和走向，運(yùn)用Solidwork軟件，通過參考點(diǎn)建立實(shí)體曲線來代表相應(yīng)的肌腱作用向量。具體方法是，在跟腱止點(diǎn)處沿小腿三頭肌走向向上畫出4條向量，用以模擬小腿三頭肌的反作用力方向；在外在肌內(nèi)側(cè)間隙同樣分別用4條和1條向量，模擬趾長屈肌腱和拇長屈肌腱的受力方向；而外側(cè)間隙則分別用3條和4條向量模擬腓骨短肌腱和腓骨長肌腱的受力方向。

圖3 在Solidwork軟件中建立韌帶實(shí)體模型

1.4 三維有限元模型的建立

在完成所有實(shí)體模型的建立和裝配后，數(shù)據(jù)以STEP格式導(dǎo)入Abaqus有限元分析軟件（SIMULIA公司，美國）進(jìn)行網(wǎng)格劃分，其中骨與軟骨采用C3D8的8節(jié)點(diǎn)實(shí)體單元，韌帶采用桁架Truss桿單元。為簡化模型計(jì)算，我們僅保留脛腓骨下段至整個(gè)足部的模型。骨和軟組織材料均設(shè)置為各向同性均質(zhì)性彈性材料，軟骨材料設(shè)置為同向性均質(zhì)性不可壓縮的超彈性材料，材料具體性能參數(shù)見表2[6]。由于韌帶組織在Ⅱ期平足中有一定程度的弱化，因此模型中的韌帶參數(shù)參考文獻(xiàn)[5] 中的數(shù)據(jù)。

表1 足部外在肌對抗體重反作用力的百分比[5]

邊界約束及力學(xué)加載設(shè)置：通過足底軟組織的最低點(diǎn)建立相應(yīng)平面以充當(dāng)?shù)孛妫Ｐ团c地面的關(guān)系設(shè)置為不可穿透和干涉。模擬人體單足中立位負(fù)重：在左側(cè)患足脛骨表面施加500 N垂直于足底向下的壓力（約為人體重量的5/6），同側(cè)腓骨上表面施加100 N向下的壓力（約為人體重量的1/6）；同時(shí)在小腿三頭?。ū饶眶~肌、腓腸?。⒛撮L屈肌腱、腓骨長肌腱、腓骨短肌腱及趾長屈肌腱分別施加50%、10.5%、8.8%、10%和6%體重的肌腱收縮方向足部反作用力。將足底軟組織與地面定義為摩擦接觸，摩擦系數(shù)0.6；足部骨塊與足底軟組織設(shè)置為綁定接觸；而關(guān)節(jié)之間定義為無摩擦接觸。

模型有效性驗(yàn)證：對比分析患者單足負(fù)重后足部正側(cè)位X線片和三維模型同等體重力學(xué)加載后的相關(guān)參數(shù)（距骨第一跖骨角、跟骨傾斜角及距舟覆蓋角），驗(yàn)證模型的有效性。

表2 骨和軟組織軟骨材料參數(shù)設(shè)置[6]

1.5 距下關(guān)節(jié)制動模型的建立

將植入螺釘?shù)男螤钊勘Ａ簦瑑H去除相關(guān)螺紋以簡化運(yùn)算。在Solidwork軟件中首先建立裝配體模型，將距骨與跟骨按其相應(yīng)坐標(biāo)配合后生成距下關(guān)節(jié)，根據(jù)跗骨竇的大小選用合適型號，將Ⅰb型、Ⅱ型制動器植入物分別拖曳并旋轉(zhuǎn)至跗骨竇放置（圖4），通過Abaqus軟件將制動器下表面和與其接觸的骨質(zhì)上表面設(shè)置為接觸形式，然后模擬彈開，糾正跟骨外翻畸形，令制動器與距下關(guān)節(jié)各骨質(zhì)恰好接觸，模型無干涉，最后模擬負(fù)重加載，測量相關(guān)參數(shù)并進(jìn)行力學(xué)分析。

2 結(jié)果

2.1 三維有限元模型的有效性

建立的Ⅱa期AAF三維有限元模型包含56條韌帶、足部軟組織及14個(gè)骨塊。對模型進(jìn)行單倍體重加載后觀察足底的等效應(yīng)力，應(yīng)力最大值為111.5 kPa，出現(xiàn)于第一跖骨頭下，與文獻(xiàn)報(bào)道結(jié)果相似[5（]圖5）；單足負(fù)重正側(cè)位X線片和有限元模型測量的距骨第一跖骨角分別為8.2°、8.3°，跟骨傾斜角15.0°、14.4°，距舟覆蓋角10.2°、11.7°，測量差值均在2°以內(nèi)。提示本研究建立的三維有限元AAF模型準(zhǔn)確有效。

圖4 距下關(guān)節(jié)制動器植入跗骨竇示意圖 4A，4BⅠb型制動器 4C，4D Ⅱ型制動器

2.2 Ⅰ、Ⅱ型距下關(guān)節(jié)制動器應(yīng)用效果生物力學(xué)比較

2.2.1 足底應(yīng)力分析 與單純AAF負(fù)重模型比較，Ⅰb型、Ⅱ型距下關(guān)節(jié)制動器植入后AAF負(fù)重模型足底應(yīng)力最大值均出現(xiàn)在第一跖骨頭下方，分別為109.6和108.7 kPa（圖6）。

圖5 Ⅱa期平足三維有限元模型的有效性驗(yàn)證 5A單倍體重加載后應(yīng)力分析圖 5B文獻(xiàn)[5] 應(yīng)力分析圖

2.2.2 足內(nèi)外側(cè)柱各骨塊、足內(nèi)側(cè)韌帶及軟組織應(yīng)力分析如表3所示，Ⅰ型制動器植入后足內(nèi)側(cè)柱骨塊（距骨、舟骨、內(nèi)側(cè)楔骨、第一跖骨、跟骨）最大應(yīng)力值均有所降低，Ⅱ型降低更明顯；兩類制動器植入后第五跖骨應(yīng)力增加明顯，而內(nèi)側(cè)支撐韌帶及軟組織最大應(yīng)力值均有所下降。

2.2.3 測量角度及足弓高度變化 不同類型制動器植入后距骨第一跖骨角及距舟覆蓋角均有所降低，跟骨傾斜角和足弓高度均有所恢復(fù)，但Ⅱ型效果更好，見表3。

圖6 距下關(guān)節(jié)制動手術(shù)后Ⅱa期平足負(fù)重模型足底應(yīng)力 6AⅠb型制動器植入后 6BⅡ型制動器植入后

3 討論

3.1 AAF的病因、分期及治療

AAF畸形在成人群體中十分常見，主要臨床特點(diǎn)包括足內(nèi)側(cè)疼痛和內(nèi)側(cè)足弓塌陷，常伴有后足外翻和前足外展畸形。脛后肌腱功能不全是AAF發(fā)生和進(jìn)展的主要原因，其他原因還包括中足松弛、后足外旋，跖跗關(guān)節(jié)復(fù)合體、距舟關(guān)節(jié)或跟骨損傷，以及神經(jīng)肌肉疾病所導(dǎo)致的足部不平衡等。

有學(xué)者將AAF的演變過程分為4期[2]，最為常見的是Ⅱ期，主要表現(xiàn)為后足外翻畸形、內(nèi)側(cè)足弓塌陷和距骨內(nèi)傾，甚至有前足外展和距舟關(guān)節(jié)脫位。按照畸形程度，Ⅱ期AAF可分為早期畸形和晚期畸形，其中Ⅱa期為早期畸形，主要表現(xiàn)為后足外翻以及輕到中度的足弓下陷；Ⅱb期則表現(xiàn)為足弓完全下陷，且中足在距舟關(guān)節(jié)處出現(xiàn)外翻。

Ⅱ期AAF患者的保守治療目前以佩戴足部的矯形護(hù)具為主，其中足弓墊最為常用，不僅能夠緩解疼痛，還可起到支撐足弓的作用，但對柔韌性平足畸形治療效果欠佳[7]。距下關(guān)節(jié)制動手術(shù)是一種新型的外科治療手段，借助制動器在跗骨竇內(nèi)的阻擋，不僅可防止距骨外側(cè)突與距跟后關(guān)節(jié)面接觸，還可抬起距骨頭，限制跟骨外翻，矯正距下關(guān)節(jié)半脫位和前足外旋，在糾正解剖力線的同時(shí)進(jìn)一步降低軟組織的壓力，將內(nèi)側(cè)應(yīng)力轉(zhuǎn)移到外側(cè)，從而實(shí)現(xiàn)患者足部壓力的平衡[8-10]。諸多臨床報(bào)道表明，該術(shù)式治療AAF患者具有創(chuàng)傷小、未侵入骨質(zhì)、畸形矯正效果好、術(shù)后恢復(fù)負(fù)重時(shí)間短、患者滿意度高等特點(diǎn)[11-12]。

表3 Ⅱa期成人獲得性平足三維有限元負(fù)重模型距下關(guān)節(jié)制動器植入前后生物力學(xué)比較

3.2 AAF三維有限元模型的建立

為更好地進(jìn)行AAF的生物力學(xué)研究，近年來許多學(xué)者運(yùn)用實(shí)驗(yàn)?zāi)Ｐ秃陀?jì)算機(jī)模型[5,13]。由于平足尸體標(biāo)本的匱乏，人們通常采用松解或切斷正常尸體足相應(yīng)韌帶和肌腱的方法來建立足模型，但這些實(shí)驗(yàn)?zāi)Ｐ蜔o法精確反映活體平足實(shí)際的韌帶功能及其弱化程度。為解決這一問題，Blackman等[14]將17 500次循壞加載載荷至正常尸體足，以此建立尸體平足模型，但與平足患者足部的受壓過程仍有很大差別。其他缺陷還包括正常與平足尸體足之間在骨模型和構(gòu)造上的差異，以及無法同時(shí)在一個(gè)實(shí)驗(yàn)?zāi)Ｐ蜕线M(jìn)行多種手術(shù)對比等。

近年來計(jì)算機(jī)三維有限元平足模型逐漸受到學(xué)者們的關(guān)注。Wong等[15]建立包含30個(gè)骨塊、韌帶肌腱及足底筋膜的三維有限元平足模型，但缺乏足背的軟組織模型，以及對相關(guān)特殊韌帶的設(shè)置，且未對平足進(jìn)行分期。Wang等[13]建立的Ⅱ期平足三維有限元模型包含了趾骨和足背軟組織；Spratley等[5]也建立了Ⅱ期平足的剛體模型，用以測量平足骨塊的運(yùn)動學(xué)參數(shù)。

本研究參照Spratley等[5]研究中對肌肉肌腱和韌帶模型的設(shè)置，最終建立包含14個(gè)骨塊、56條韌帶、足部軟組織（包含足背和足底）的Ⅱa期AAF模型，同時(shí)按照負(fù)重過程中外在肌肉的作用，提供了相應(yīng)的反作用力。尤為重要的是，對彈簧韌帶、三角韌帶、跖筋膜、跖長韌帶及跖短韌帶等影響足弓的因素進(jìn)行了屬性弱化，從而使有限元模型更接近真實(shí)的平足模型。對該模型單倍體重加載后足底的等效應(yīng)力進(jìn)行分析，發(fā)現(xiàn)其應(yīng)力峰值出現(xiàn)于第一跖骨頭下，最大值為111.5 KPa，與文獻(xiàn)報(bào)道結(jié)果相類似；進(jìn)一步與X線片測量結(jié)果比較，距骨第一跖骨角、跟骨傾斜角及距舟覆蓋角的差異均在2°以內(nèi)，證實(shí)該有限元模型準(zhǔn)確有效。

3.3 不同類型距下關(guān)節(jié)制動器在AAF模型中的生物力學(xué)比較

根據(jù)植入物形態(tài)、放置位置及作用機(jī)制，距下關(guān)節(jié)制動器可分為Ⅰa型、Ⅰb型和Ⅱ型。Ⅰ型制動器的作用機(jī)理主要是阻擋距骨的過度活動，Ⅱ型既有阻擋作用，又能抬高距下關(guān)節(jié)運(yùn)動軸，保證距骨沿距骨中心運(yùn)動。無論是何種類型，制動器植入后都能防止距下關(guān)節(jié)的過度跖屈內(nèi)收，并可限制負(fù)重時(shí)的跟骨外翻畸形。但制動手術(shù)不適用于嚴(yán)重的前足外展畸形，以及分期高于Ⅱb期的AAF[4]。因此我們僅在Ⅱa期平足模型上實(shí)施距下關(guān)節(jié)制動手術(shù)。

目前關(guān)于距下關(guān)節(jié)制動對機(jī)體生物力學(xué)影響的研究相對缺乏。Arangio等[16]在尸體標(biāo)本平足模型上模擬植入6 mm×20 mm大小的圓柱形距下關(guān)節(jié)制動器，發(fā)現(xiàn)制動器植入后可有效降低柔韌性平足畸形足弓內(nèi)側(cè)的壓力。隨后有學(xué)者針對距下關(guān)節(jié)制動器開展了一系列尸體生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)，證實(shí)Hyprocure距下關(guān)節(jié)制動器植入后可有效降低足弓內(nèi)側(cè)壓力、足底應(yīng)力峰值[17]，以及足底筋膜[18]、脛后肌腱[19]和脛神經(jīng)[20]的壓力。本研究對比分析不同類型距下關(guān)節(jié)制動器對Ⅱa期AAF三維有限元模型的作用效果，結(jié)果表明，不論是Ⅰb型還是Ⅱ型植入物，均能降低足底及內(nèi)側(cè)柱各骨塊應(yīng)力，將內(nèi)側(cè)應(yīng)力轉(zhuǎn)移至外側(cè)并穩(wěn)定足弓；其中Ⅱ型制動器矯正效果更為理想。

該實(shí)驗(yàn)尚存在以下不足，僅對1例患者進(jìn)行三維有限元建模分析，未對實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì)對比；計(jì)算機(jī)仿真亦不能完全模擬尸體以及活體的生物力學(xué)研究，這些不足將在今后的工作中予以彌補(bǔ)和完善。