不同屈曲狀態(tài)下固定軸和移動(dòng)軸膝關(guān)節(jié)脛-股關(guān)節(jié)的生物力學(xué)變化

高 輝，王晨艷，李 志，王文治，王長(zhǎng)江，陳 靜，陳維毅

(太原理工大學(xué) a.機(jī)械與運(yùn)載工程學(xué)院，b.生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院，太原 030024)

膝關(guān)節(jié)是人體所有關(guān)節(jié)中構(gòu)造最為復(fù)雜的關(guān)節(jié)，是維持人體下肢運(yùn)動(dòng)的重要結(jié)構(gòu)。研究膝關(guān)節(jié)的生物力學(xué)性能，是骨科臨床中的重要課題。由于年齡、先天生理構(gòu)造、運(yùn)動(dòng)復(fù)雜以及不合理的運(yùn)動(dòng)，在人體中的所有關(guān)節(jié)中，膝關(guān)節(jié)的發(fā)病率一直居高不下。人工膝關(guān)節(jié)置換術(shù)(TKA)經(jīng)過(guò)近30年的發(fā)展，已成為治療由運(yùn)動(dòng)傷害或骨關(guān)節(jié)炎引起的膝關(guān)節(jié)損傷的主要手段[1]。在對(duì)膝關(guān)節(jié)的生物力學(xué)研究中，進(jìn)行人體實(shí)驗(yàn)存在實(shí)驗(yàn)周期長(zhǎng)、費(fèi)用高以及無(wú)法分析關(guān)節(jié)接觸面積和接觸應(yīng)力隨屈膝角度的實(shí)時(shí)變化等缺點(diǎn)[2]。利用有限元方法對(duì)膝關(guān)節(jié)進(jìn)行三維建模分析有助于了解膝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)情況和損傷機(jī)理，可為膝關(guān)節(jié)疾病的有效防治和人工膝關(guān)節(jié)的優(yōu)化設(shè)計(jì)提供參考和指導(dǎo)[3-6]。

有限元法可以計(jì)算出不規(guī)則幾何體的應(yīng)力特點(diǎn)，故其在生物力學(xué)領(lǐng)域被學(xué)者們廣泛使用[7]。使用有限元建立膝關(guān)節(jié)三維模型，第一次建出三維膝關(guān)節(jié)模型時(shí)，缺少髕骨[8]；后來(lái)重建了包括半月板的膝關(guān)節(jié)有限元?jiǎng)討B(tài)模型，但仍缺少軟骨和韌帶[9]；之后建立了完整膝關(guān)節(jié)，但研究的是在靜態(tài)作用下脛股關(guān)節(jié)間的接觸應(yīng)力和接觸面積[10]；最近依據(jù)不同膝關(guān)節(jié)屈曲角度時(shí)的靜態(tài)力學(xué)分析結(jié)果建立了膝關(guān)節(jié)動(dòng)態(tài)有限元模型，但仍與人體膝關(guān)節(jié)的真實(shí)運(yùn)動(dòng)情況有所差異[11]。目前國(guó)內(nèi)對(duì)膝關(guān)節(jié)動(dòng)態(tài)研究較少，對(duì)固定軸和旋轉(zhuǎn)軸人工膝關(guān)節(jié)假體的動(dòng)態(tài)對(duì)比分析更少。很多人使用有限元方法從生物力學(xué)的角度出發(fā)對(duì)膝關(guān)節(jié)有關(guān)方面的運(yùn)動(dòng)機(jī)制展開(kāi)了研究。然而大多相關(guān)研究中的模型缺少關(guān)節(jié)軟骨、半月板和韌帶等結(jié)構(gòu)，而這些軟組織結(jié)構(gòu)對(duì)膝關(guān)節(jié)的正常運(yùn)動(dòng)起到重要作用。本文建立了包含軟骨、半月板以及韌帶的完整自然膝關(guān)節(jié)模型，對(duì)固定軸和旋轉(zhuǎn)軸兩種人工膝關(guān)節(jié)假體的動(dòng)態(tài)生物力學(xué)特性進(jìn)行了對(duì)比分析，以期為不同人工膝關(guān)節(jié)假體的選擇和設(shè)計(jì)提供參考和理論指導(dǎo)。

1 材料和方法

1.1 構(gòu)建自然膝關(guān)節(jié)三維模型

1.1.1自然膝關(guān)節(jié)形態(tài)數(shù)據(jù)的采集

選擇1名膝關(guān)節(jié)健康的男性志愿者，年齡26歲，身高176 cm，體質(zhì)量70 kg，無(wú)膝關(guān)節(jié)疾病和外傷史，采用64排螺旋CT掃描機(jī)(Siemens公司，德國(guó))對(duì)其膝關(guān)節(jié)進(jìn)行CT掃描，獲取自然膝關(guān)節(jié)形態(tài)學(xué)數(shù)據(jù)。實(shí)驗(yàn)方案已經(jīng)由山西醫(yī)科大學(xué)第一附屬醫(yī)院倫理委員會(huì)討論批準(zhǔn)，經(jīng)志愿者知情同意，并簽署知情同意書(shū)。

1.1.2自然膝關(guān)節(jié)三維有限元模型的建立

將CT掃描數(shù)據(jù)導(dǎo)入到Mimics19.0軟件，基于影像數(shù)據(jù)的灰度值對(duì)不同解剖結(jié)構(gòu)選擇閾值范圍建立骨性結(jié)構(gòu)的二維模型，對(duì)蒙版進(jìn)行補(bǔ)充，隨后利用Calculate 3D生成三維模型[12]。導(dǎo)入3-matic中對(duì)膝關(guān)節(jié)三維骨骼模型進(jìn)行優(yōu)化后處理。以*.stl的文件導(dǎo)入Geomatic軟件，對(duì)脛骨和腓骨近端以及股骨遠(yuǎn)端進(jìn)行截骨(圖1).根據(jù)CT掃描的位置和輪廓，利用3-matic中Mark和Offset功能構(gòu)建周圍軟骨組織和半月板(圖2)，髕骨、股骨、腓骨和脛骨軟骨的厚度各為2 mm、3 mm、3 mm和3 mm[13].在UG中構(gòu)建內(nèi)外側(cè)副韌帶、前后交叉韌帶、髕韌帶以及股四頭肌(圖3).把建立的膝關(guān)節(jié)各組件模型以*.stl的格式導(dǎo)入HyperMesh.進(jìn)行網(wǎng)格劃分，并對(duì)不規(guī)則的網(wǎng)格進(jìn)行優(yōu)化處理，網(wǎng)格劃分見(jiàn)表1和表2.最后對(duì)膝關(guān)節(jié)各部件進(jìn)行組裝，組成的膝關(guān)節(jié)三維有限元模型如圖4所示。

圖1 優(yōu)化截骨后的膝關(guān)節(jié)三維骨骼模型Fig.1 Optimized three-dimensional bone model of the knee after osteotomy

圖2 關(guān)節(jié)軟骨和半月板Fig.2 Articular cartilage and meniscus

1.1.3自然膝關(guān)節(jié)材料屬性

動(dòng)態(tài)模擬需要對(duì)骨骼、半月板和軟骨定義密度、彈性模量E和泊松比υ，具體見(jiàn)表3.本文建立的膝關(guān)節(jié)三維模型中包含對(duì)運(yùn)動(dòng)非常重要的軟組織韌帶，采用一種橫觀各向同性的超彈性材料表示韌帶[14]?；贜eo-Hookean模型，計(jì)算公式如下：

圖3 韌帶(L為后交叉韌帶，M為前交叉韌帶)Fig.3 Ligament (L is the posterior cruciate ligament, M is the anterior cruciate ligament)

圖4 自然膝關(guān)節(jié)模型網(wǎng)格分布Fig.4 Grid distribution of natural knee model

表1 自然膝關(guān)節(jié)模型的骨骼和軟骨及半月板單元數(shù)和節(jié)點(diǎn)數(shù)Table 1 Number of elements and nodes of bone and cartilage and meniscus of natural knee model

表2 自然膝關(guān)節(jié)模型各韌帶的單元數(shù)和節(jié)點(diǎn)數(shù)Table 2 Number of elements and nodes of each ligament of knee model

U=C10(I1-3)+1/D1(J-1)2.

式中：U為應(yīng)變能密度；D1為體積彈性模量的倒數(shù)；C10為初始剪切模量。

由于人體膝關(guān)節(jié)韌帶的超彈材料屬性可近似為不可壓縮材料，則J=det(F)=1，即J=λ1λ2λ3=1.因此，由式可知Neo-Hookean模型的應(yīng)變能密度函數(shù)形式則變?yōu)椋篣=C10(I1-3),I1為第一右Cauchy-Green應(yīng)變張量修正不變量[15]。膝關(guān)節(jié)各韌帶的超彈性材料參數(shù)C10見(jiàn)表4[15].

表3 軟骨、骨組織和半月板材料屬性Table 3 Material properties of cartilage, bone, and meniscus

1.2 構(gòu)建含有固定軸和移動(dòng)軸假體的膝關(guān)節(jié)模型

1.2.1構(gòu)建TKA各假體組件三維模型

利用反求工程，構(gòu)建膝關(guān)節(jié)假體。采用激光掃描機(jī)對(duì)膝關(guān)節(jié)假體各組件進(jìn)行掃描，掃描數(shù)據(jù)導(dǎo)入Geomagic Studio軟件，分別建立各假體組件三維模型(圖5和圖6).根據(jù)志愿者下肢力線、相關(guān)角度及TKA的臨床截骨要求，在Geomagic Studio軟件中對(duì)骨骼模型截骨。分別將固定軸和移動(dòng)軸假體組件與截骨面進(jìn)行組裝，獲得TKA膝關(guān)節(jié)三維模型(圖7).在Hypermesh中對(duì)各假體劃分網(wǎng)格，見(jiàn)表5，表6.

表4 韌帶和肌肉的材料參數(shù)Table 4 Material parameters of ligaments and muscle

圖5 移動(dòng)軸人工膝關(guān)節(jié)Fig.5 Moving axis artificial knee joint

圖6 固定軸人工膝關(guān)節(jié)Fig.6 Artificial knee joint with fixed platform

圖7 移植假體后的人工膝關(guān)節(jié)Fig.7 Artificial knee joint after transplantation of prosthesis

表5 固定軸人工膝關(guān)節(jié)假體的單元數(shù)和節(jié)點(diǎn)數(shù)Table 5 Units and nodes of fixed artificial knee prosthesis

表6 移動(dòng)軸人工膝關(guān)節(jié)假體的單元數(shù)和節(jié)點(diǎn)數(shù)Table 6 Units and nodes of mobile artificial knee prosthesis

1.2.2假體組件材料屬性

各假體組件的材料屬性見(jiàn)表7，骨骼和韌帶的材料屬性參見(jiàn)表3，表4.

表7 關(guān)節(jié)假體的材料屬性Table 7 Material properties of joint prosthesis

1.3 邊界條件及加載

自然膝關(guān)節(jié)：各骨骼與其對(duì)應(yīng)軟骨定義為綁定約束；韌帶與骨骼間定義為綁定約束；半月板前后角與脛骨平臺(tái)相連，并進(jìn)行綁定約束；髕骨軟骨與股骨軟骨、腓骨軟骨與脛骨軟骨、半月板與股骨軟骨間接觸定義為通用接觸且無(wú)摩擦。

人工膝關(guān)節(jié)：對(duì)于兩種膝關(guān)節(jié)假體，各骨骼與其對(duì)應(yīng)假體定義為綁定約束；股骨假體與聚乙烯墊間定義通用接觸且無(wú)摩擦。對(duì)于固定軸人工膝關(guān)節(jié)，定義聚乙烯墊與脛骨平臺(tái)為綁定約束；對(duì)于移動(dòng)軸人工膝關(guān)節(jié)，定義脛骨墊與聚乙烯墊間摩擦系數(shù)為0.04的面面接觸。設(shè)定韌帶邊界條件同自然膝關(guān)節(jié)。

以股骨頭旋轉(zhuǎn)軸為旋轉(zhuǎn)中心施加轉(zhuǎn)動(dòng)位移載荷，脛骨遠(yuǎn)端全部約束,在股骨近端施加垂直向下300 N的荷載，股四頭肌施加向上800 N的拉力，并平行于Q角[10](從髕骨中點(diǎn)到脛骨結(jié)節(jié)連線與股四頭肌牽拉力線相交之角即為Q角)。

1.4 檢測(cè)指標(biāo)

在屈膝0°～90°之間，自然膝關(guān)節(jié)脛-股關(guān)節(jié)間接觸應(yīng)力的變化，以及固定軸和移動(dòng)軸膝關(guān)節(jié)脛-股關(guān)節(jié)間接觸應(yīng)力和接觸面積的變化。

2 結(jié)果與討論

2.1 屈膝0°～90°自然膝關(guān)節(jié)間的接觸應(yīng)力變化

自然膝關(guān)節(jié)在屈膝0°～90°過(guò)程中，半月板、脛骨軟骨和股骨軟骨隨屈膝角度加大的接觸應(yīng)力變化如圖8所示。由圖可知，股骨軟骨和脛骨軟骨接觸應(yīng)力以相對(duì)平穩(wěn)的速度隨屈膝角度加大而逐漸變大；半月板的接觸應(yīng)力在屈膝加深過(guò)程中波動(dòng)較大，但整體呈增加趨勢(shì)。

圖8 半月板、脛骨軟骨及股骨軟骨的接觸應(yīng)力隨屈膝角度變化Fig.8 Contact stress of meniscus, tibial cartilage, and femoral cartilage changes with knee flexion angle

2.2 人工膝關(guān)節(jié)的接觸應(yīng)力和接觸面積變化

由圖9和圖10可知，兩種假體聚乙烯墊上接觸應(yīng)力隨著屈膝角度的加深而不斷變大，在屈膝90°時(shí)達(dá)到最大。兩種假體均隨屈膝角度的加大，接觸區(qū)域由脛骨襯墊的前方向后方轉(zhuǎn)移。

圖9 固定軸膝關(guān)節(jié)聚乙烯墊的接觸應(yīng)力Fig.9 Contact stress of the polyethylene pad of the tibia of fixed platform knee joint

圖10 移動(dòng)軸膝關(guān)節(jié)聚乙烯墊的接觸應(yīng)力Fig.10 Contact stress of the polyethylene pad of the knee joint of moving shaft

全膝關(guān)節(jié)置換術(shù)后的膝關(guān)節(jié)在屈膝90°過(guò)程中，固定軸和移動(dòng)軸假體聚乙烯墊上的接觸應(yīng)力和接觸面積變化曲線如圖11所示。固定軸膝關(guān)節(jié)假體聚乙烯墊上的接觸應(yīng)力始終大于移動(dòng)軸，但二者差別不大。兩種假體聚乙烯墊上的接觸應(yīng)力都隨著屈膝角度加深而變大。最大接觸應(yīng)力越大，聚乙烯所承受的摩擦力越大，越容易形成應(yīng)力集中，使膝關(guān)節(jié)假體受到損壞。從接觸面積變化曲線可以看出，固定軸假體聚乙烯墊上的接觸面積始終小于移動(dòng)軸。接觸面積隨著屈膝角度加深兩者均逐漸變小。

圖11 固定軸和移動(dòng)軸膝關(guān)節(jié)聚乙烯墊的接觸應(yīng)力和接觸面積隨屈曲角度變化的對(duì)比Fig.11 Comparison of contact stress and contact area of knee joint polyethylene pads with fixed axis and mobile axis as a function of flexion angle

2.3 討論

本文采用有限元法模擬分析了自然膝關(guān)節(jié)和人工膝關(guān)節(jié)屈膝運(yùn)動(dòng)。有限元法可以模擬膝關(guān)節(jié)中各種復(fù)雜的受力情況，可以有效避免一些人體實(shí)驗(yàn)的問(wèn)題。如在進(jìn)行人體實(shí)驗(yàn)時(shí)，在膝關(guān)節(jié)間植入應(yīng)力片，會(huì)損壞關(guān)節(jié)，減少關(guān)節(jié)使用壽命。除此之外，有限元法相對(duì)人體實(shí)驗(yàn)更加節(jié)省成本，周期更短；只要采集好膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)和三維空間數(shù)據(jù)，就可以對(duì)膝關(guān)節(jié)多種運(yùn)動(dòng)情況進(jìn)行模擬分析，如跳躍、下蹲、爬臺(tái)階和跑步等。以往其他研究大多只對(duì)膝關(guān)節(jié)進(jìn)行靜態(tài)的模擬分析，建立的膝關(guān)節(jié)模型不完整，缺少軟骨或者韌帶。本文建立了較完整的膝關(guān)節(jié)模型，并分別對(duì)自然膝關(guān)節(jié)、固定軸和移動(dòng)軸人工膝關(guān)節(jié)進(jìn)行動(dòng)態(tài)屈膝模擬，結(jié)果發(fā)現(xiàn)屈膝0°～90°，人工膝關(guān)節(jié)脛骨和股骨關(guān)節(jié)間的相對(duì)運(yùn)動(dòng)和接觸應(yīng)力的大小與自然膝關(guān)節(jié)的變化趨勢(shì)基本一致。屈膝角度0°～90°下，固定軸和移動(dòng)軸人工膝關(guān)節(jié)的脛骨接觸應(yīng)力比自然膝關(guān)節(jié)大；移動(dòng)軸間的脛股關(guān)節(jié)接觸應(yīng)力小于固定軸，接觸面積大于固定軸。這與對(duì)建立完整膝關(guān)節(jié)進(jìn)行靜態(tài)的模擬結(jié)果基本一致[10]。與對(duì)不完整自然膝關(guān)節(jié)(缺少韌帶)進(jìn)行動(dòng)態(tài)屈膝0°～60°結(jié)果也基本一致[13]。以往對(duì)固定軸和移動(dòng)軸的研究多為人體實(shí)驗(yàn)和靜態(tài)有限元分析，前者對(duì)人體傷害很大，后者不能反映人體膝關(guān)節(jié)的真實(shí)運(yùn)動(dòng)情況。因此目前尚未判定出哪一種人工膝關(guān)節(jié)更適合假體移植。本文通過(guò)對(duì)固定軸和移動(dòng)軸膝關(guān)節(jié)假體進(jìn)行動(dòng)態(tài)屈膝研究，得出在整個(gè)屈膝過(guò)程中移動(dòng)軸間的脛股關(guān)節(jié)接觸應(yīng)力始終小于固定軸，移動(dòng)軸的接觸面積始終大于固定軸，并經(jīng)過(guò)統(tǒng)計(jì)算得出移動(dòng)軸更適用于人工膝關(guān)節(jié)移植。

由于實(shí)驗(yàn)條件有限，本研究也存在一些不足之處,本文中的模型僅從CT數(shù)據(jù)提取，如果從MRI核磁中提取軟骨、半月板和韌帶建立的模型將更符合人體膝關(guān)節(jié)結(jié)構(gòu)。但在有限元分析后，發(fā)現(xiàn)模擬結(jié)果與通過(guò)MRI提取韌帶、軟骨和半月板的模擬結(jié)果差別不大。本文只模擬分析了屈膝活動(dòng)，接下來(lái)的工作還將對(duì)跑步、跳躍和上下樓等其他運(yùn)動(dòng)狀態(tài)進(jìn)行模擬，分析不同狀況下兩種人工膝關(guān)節(jié)脛-股間接觸壓力和接觸面積。

3 結(jié)論

在整個(gè)屈膝過(guò)程中移動(dòng)軸間的脛股關(guān)節(jié)接觸應(yīng)力始終小于固定軸，移動(dòng)軸的接觸面積始終大于固定軸。隨著屈膝角度加深，兩種假體聚乙烯墊上接觸面積以相同的趨勢(shì)逐漸變小。經(jīng)過(guò)統(tǒng)計(jì)學(xué)分析，兩種假體最大接觸應(yīng)力無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)差異(P>0.05)；兩種假體接觸面積有統(tǒng)計(jì)學(xué)差異(P<0.05)。在接觸應(yīng)力相同的情況下，接觸面積越大，越不容易產(chǎn)生應(yīng)力集中，越不易發(fā)生磨損，有助于延長(zhǎng)膝關(guān)節(jié)使用壽命，因此移動(dòng)軸膝關(guān)節(jié)假體優(yōu)于固定軸膝關(guān)節(jié)假體。本研究可為臨床假體移植類型的選擇提供一定參考。