陳旭卓　周知航　王燁欣　鄭吉駟　張善勇　楊馳

顳下頜關(guān)節(jié) （Temporomandibular joint，TMJ）是口腔頜面部唯一的左右雙側(cè)聯(lián)動關(guān)節(jié)，兼具滑動和轉(zhuǎn)動的功能，是人體最復(fù)雜的關(guān)節(jié)[1]。顳下頜關(guān)節(jié)病是一種常見且多發(fā)的疾病，表現(xiàn)為關(guān)節(jié)區(qū)疼痛、張口受限、咬牙合錯亂、頜骨嚴(yán)重功能障礙等一系列癥狀和體征[2]。終末期骨關(guān)節(jié)病、嚴(yán)重的髁突自溶性吸收、復(fù)發(fā)性關(guān)節(jié)強(qiáng)直、粉碎性髁突骨折和需要廣泛切除的關(guān)節(jié)區(qū)腫瘤等，需要應(yīng)用自體骨移植或人工關(guān)節(jié)假體來重建功能和形態(tài)[3-4]。相對于自體骨移植技術(shù)，人工關(guān)節(jié)置換可有效避免供區(qū)的二次傷害，縮短手術(shù)時(shí)間，增加術(shù)區(qū)的適應(yīng)性[3，5-6]。在國際上（尤其是發(fā)達(dá)國家），全TMJ假體是重建顳下頜關(guān)節(jié)的首選。在美國，每年進(jìn)行1 000側(cè)以上的全TMJ假體置換手術(shù)[7]。根據(jù)人口比例，中國每年有4 000側(cè)以上TMJ需要進(jìn)行假體置換[5，8]。國際上現(xiàn)有兩款主流全TMJ假體：Biomet/Lorenz標(biāo)準(zhǔn)型假體和TMJConcepts個(gè)性化假體。Biomet假體是根據(jù)歐美人的頜骨特征設(shè)計(jì)，所以在術(shù)中需要磨除大量骨組織[9]。而TMJConcepts缺乏國內(nèi)注冊證，且價(jià)格昂貴 （每側(cè)15萬元），生產(chǎn)周期長。上述因素嚴(yán)重限制了兩種TMJ假體系統(tǒng)在中國的臨床應(yīng)用[5，10]。

為了開發(fā)適合國人顱頜面解剖特征的全TMJ假體，我們測量了400名中國成年人的顱下頜解剖數(shù)據(jù)[11]。同時(shí)，我們遵循國際上提出的設(shè)計(jì)理念和原則，設(shè)計(jì)了羊的全TMJ假體，并植入羊體內(nèi)，通過隨訪證實(shí)其效果良好[12-13]?；谝陨匣A(chǔ)，我們設(shè)計(jì)并研發(fā)了國產(chǎn)的個(gè)性化的全TMJ假體。與TMJ Concepts類似，該假體關(guān)節(jié)窩部分使用3D打印鈦合金底座，通過先進(jìn)的摩擦焊接技術(shù)與超高分子聚乙烯（UHMWPE）相連[14]；下頜假體則是由鈷鉻鉬合金髁突頭和3D打印鈦合金下頜固位柄通過錐度連接。然而，這種假體的設(shè)計(jì)僅是基于臨床醫(yī)生的經(jīng)驗(yàn)，其生物力學(xué)性能是否符合臨床要求還有待研究。

本研究利用三維有限元方法，模擬在最大咀嚼力的條件下，關(guān)節(jié)假體各部分的應(yīng)力分布和下頜骨的位移分布，借助模擬分析的結(jié)果，對假體的優(yōu)化設(shè)計(jì)提供參考，同時(shí)為臨床應(yīng)用提供一定的依據(jù)。

1　材料與方法

1.1　研究對象選擇及三維重建

選擇1例右側(cè)TMJ骨關(guān)節(jié)病晚期患者，在維持穩(wěn)定的磨牙咬牙合基礎(chǔ)上，進(jìn)行術(shù)前顱頜面CT檢查(GE Healthcare，Buckinghamshire，England)， 掃描層厚為0.625 mm。隨后將數(shù)據(jù)存儲并導(dǎo)入到Mimics軟件（Version 18.0，Medical，Leuven，Belgium）用于顱頜面三維重建。對右側(cè)髁突病變部位進(jìn)行模擬截骨后，使用 3-Matic Medical（Version9.0，Medical，Leuven，Belgium）設(shè)計(jì)個(gè)性化全顳下頜關(guān)節(jié)假體，然后導(dǎo)入三維重建模型（圖1）。

1.2　三維有限元模型的建立

以Hypermesh有限元網(wǎng)格生成模塊軟件（HyperWorks，美國）對模型預(yù)處理。以通用有限元分析軟件LS-DYNA（LSTC，美國）作為求解器和處理器。

考慮模型的對稱性及減少計(jì)算量，分析模型只考慮右側(cè)關(guān)節(jié)，并于對稱面施加對稱約束。由于分析結(jié)構(gòu)較復(fù)雜，有限元模型以一階四面體網(wǎng)格為主，共19.5萬個(gè)單元，4.8萬個(gè)節(jié)點(diǎn)?？紤]到一階四面體網(wǎng)格易使結(jié)構(gòu)偏剛，分析采用帶節(jié)點(diǎn)轉(zhuǎn)動的選擇性縮減積分形式，可較好地減少一階四面體單元偏剛問題。同時(shí)，為了確保接觸面正常傳力，對接觸面網(wǎng)格進(jìn)行了加密處理（圖2）。

1.3　材料參數(shù)

有限元分析所用材料的參數(shù)，參照部分材料供應(yīng)商及相關(guān)文獻(xiàn)數(shù)據(jù)（表1）[16-18]。為確保TMJ假體的穩(wěn)定性，假體各部分的應(yīng)力應(yīng)小于材料的屈服強(qiáng)度。根據(jù)文獻(xiàn)提供的肌肉力最大值和方向[19]（表2、圖3），對關(guān)節(jié)假體施加最大肌力。由于部分骨組織已被切除，翼外肌作用力沒有附著點(diǎn)，在分析中未予考慮。

1.4　邊界條件和負(fù)載

在顴骨與關(guān)節(jié)窩假體之間，以及下頜骨與下頜升支假體之間，設(shè)置接觸關(guān)系。假體髁突頭與關(guān)節(jié)窩之間建立鉸鏈關(guān)系。對關(guān)節(jié)窩假體和和下頜骨前牙區(qū)設(shè)置固定約束，并在前牙區(qū)設(shè)定負(fù)載以在最大咀嚼力下模擬咬牙合運(yùn)動。

2　結(jié)果

2.1　假體和下頜骨的位移分布

在閉口肌群肌力達(dá)到最大的情況下，模擬前牙的咬牙合運(yùn)動。得出UHMWPE表面最大接觸力為495.7 N，前牙最大咬牙合力為 201.12 N（圖 3）。

下頜假體的最大位移分布于髁突頭與升支假體的連接部位，達(dá)0.4152 mm。隨著與髁突頭距離增加，假體各部位的位移量逐漸減小。就下頜骨而言，下頜骨后緣和冠突處的位移量最大（0.3691 mm）（圖4）。

2.2　假體各部位的應(yīng)力分布情況

假體不同部位的Von Mises應(yīng)力分布顯示，超高分子聚乙烯表面的最大應(yīng)力達(dá)到20.66 MPa，略高于超高分子聚乙烯的屈服強(qiáng)度（19.00 MPa），也表明過大的咀嚼力可能導(dǎo)致關(guān)節(jié)窩假體部件的疲勞甚至斷裂。黏合層上的應(yīng)力分布較均勻，最大應(yīng)力為25.00 MPa（圖 5）。

下頜假體的最大應(yīng)力值遠(yuǎn)小于鈦合金的屈服強(qiáng)度。下頜假體的最大應(yīng)力集中于髁突頭與下頜支的連接處的內(nèi)側(cè)后緣，達(dá)122.1 MPa。

圖1　顱骨和個(gè)性化TMJ假體的三維模型重建Fig.1　Modeling of the skull and the custom-made TMJ prosthesis

圖2　個(gè)性化全顳下頜關(guān)節(jié)假體的CAE有限元模型Fig.2　CAE finite element model of the custom-made TMJ prosthesis

表1　關(guān)節(jié)假體及骨材料參數(shù)Table 1　Mechanical parameters of the materials used in the modeling

表2　顳下頜關(guān)節(jié)肌肉作用力與方向Table 2　Parameters of jaw-elevator muscle forces

圖3　閉頜肌群在模型上的分布Fig 3　Jaw-closing muscles in the three-dimensional model

圖4　假體和骨的位移分布及最大關(guān)節(jié)窩最大壓力情況Fig 4　Displacement distribution of the TMJ prosthesis and the bone and the UHMWPE force

圖5　TMJ假體不同部位的應(yīng)力分布Fig 5　Stress distribution on different parts of TMJ prosthesis

3　討論

國際上對顳下頜關(guān)節(jié)假體的設(shè)計(jì)研究已超過50年。半關(guān)節(jié)置換髁突或關(guān)節(jié)窩的方法曾盛行一時(shí)，但是由于骨與假體之間的摩擦可引起關(guān)節(jié)窩穿孔或髁突吸收，半關(guān)節(jié)置換的觀念已逐漸被淘汰[20]。到1965年，Christensen提出了全關(guān)節(jié)置換的概念，臨床上通過假體進(jìn)行全顳下頜關(guān)節(jié)重建的技術(shù)逐漸成熟，出現(xiàn)了多種材料設(shè)計(jì)和概念[21]，主要包括兩大類，即金屬對金屬接觸和金屬對塑料接觸。與骨科大關(guān)節(jié)假體發(fā)展一致，金屬關(guān)節(jié)窩對金屬關(guān)節(jié)頭的設(shè)計(jì)因磨損嚴(yán)重且產(chǎn)生金屬離子存在致癌風(fēng)險(xiǎn)而被淘汰[22]?；诠强撇牧系某晒?jīng)驗(yàn)，鈷鉻鉬合金在髁突組件和UHMWPE在關(guān)節(jié)窩組件中的設(shè)計(jì)顯著提高了假體的成功率和使用壽命[23]。

TMJ假體材料的設(shè)計(jì)和選擇應(yīng)符合以下原則[20]：①假體應(yīng)由關(guān)節(jié)窩和下頜部組成。前者分為關(guān)節(jié)窩基部假體和窩部假體，后者分為下頜升支固位假體和髁突頭假體。②通過聚類分析，對關(guān)節(jié)窩窩部假體和下頜骨髁突頭假體進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化。關(guān)節(jié)窩基部假體和下頜升支固位假體應(yīng)根據(jù)個(gè)人解剖特點(diǎn)進(jìn)行個(gè)性化設(shè)計(jì)。③由于關(guān)節(jié)窩基部假體需要貼合顱底，因此在進(jìn)行個(gè)性化設(shè)計(jì)時(shí)，必須考慮到顱底-關(guān)節(jié)窩的重建要求。④關(guān)節(jié)窩窩部應(yīng)采用超高分子量聚乙烯制作，而髁突頭應(yīng)采用鉻鈷鉬合金。

根據(jù)上述原則，我們運(yùn)用3D打印技術(shù)成功設(shè)計(jì)了適合國人的個(gè)性化全TMJ假體。與其他全TMJ假體相比，該假體設(shè)計(jì)具有更深的關(guān)節(jié)窩和更窄的顴弓等解剖特征[24]。為了適合每個(gè)患者的解剖結(jié)構(gòu)，關(guān)節(jié)窩基部和下頜升支固位部是個(gè)性化定制，避免了術(shù)中大量修整骨組織。這種改進(jìn)不僅有效地節(jié)省手術(shù)時(shí)間，而且減少了頜骨的繼發(fā)性創(chuàng)傷。此外，3D打印技術(shù)首次被應(yīng)用于顳下頜關(guān)節(jié)假體的加工制造。然而，這種創(chuàng)新性的假體需要生物力學(xué)分析來驗(yàn)證其安全性、有效性和精確性。

均勻的應(yīng)力分布和穩(wěn)定的固位，是假體成功應(yīng)用于臨床的前提條件。假體特定部位的應(yīng)力集中可能引起災(zāi)難性后果，如應(yīng)力疲勞最終可導(dǎo)致假體折裂。這就要求仔細(xì)評估假體應(yīng)力分布情況，防止機(jī)械缺陷引起的各類不良結(jié)果。此前有許多針對顳下頜關(guān)節(jié)假體應(yīng)力分布的研究，但大部分研究僅局限于下頜假體的應(yīng)力分布，很少有涉及關(guān)節(jié)窩假體應(yīng)力分布的相關(guān)研究。Kashi等[25]研究發(fā)現(xiàn)，下頜假體最大應(yīng)力位于距離髁突頭最近的螺釘孔內(nèi)。若在此螺孔同一水平處另增加一螺釘固位，則可減小應(yīng)力集中的程度。Abel等[26]對一種髁突支持式假體進(jìn)行有限元分析研究，該假體優(yōu)點(diǎn)在于可將假體上大部分應(yīng)力轉(zhuǎn)移至下頜骨，減少了假體和螺釘周圍骨的局部應(yīng)力。Bekcioglu等[19]認(rèn)為，在對單側(cè)關(guān)節(jié)進(jìn)行假體置換的模型中，假體側(cè)髁突頭局部的應(yīng)力顯著增加，同時(shí)對側(cè)天然關(guān)節(jié)應(yīng)力也增加，這意味著單側(cè)TMJ假體可能同時(shí)增加患側(cè)和健側(cè)關(guān)節(jié)的應(yīng)力。雖然這些研究評估了下頜假體的應(yīng)力分布，并對不同假體的改進(jìn)方案提出了相應(yīng)的建議，但缺乏對關(guān)節(jié)窩假體應(yīng)力分布情況的有效分析。

本研究對全TMJ假體的應(yīng)力分布進(jìn)行了詳細(xì)研究，尤其針對關(guān)節(jié)窩假體。與Kashi等[25]的研究結(jié)果相一致，本研究發(fā)現(xiàn)下頜假體的應(yīng)力主要集中在髁突后緣內(nèi)側(cè)面，也是髁突假體與下頜固位假體的交界處。盡管該區(qū)域的最大應(yīng)力為122.1MPa，遠(yuǎn)低于鈦合金的屈服強(qiáng)度，但該交界區(qū)域存在局部進(jìn)行性應(yīng)力疲勞的風(fēng)險(xiǎn)。該結(jié)果表明，在下頜假體，除了髁突頭與下頜升支交界區(qū)域，其應(yīng)力遠(yuǎn)小于材料的屈服應(yīng)力，材料安全系數(shù)比較高，可酌情進(jìn)行材料削減。同時(shí)，我們發(fā)現(xiàn)UHMWPE表面的最大應(yīng)力達(dá)到了20.66 MPa，略高于UHMWPE材料的屈服強(qiáng)度。說明咀嚼力過大時(shí)會對關(guān)節(jié)窩產(chǎn)生破壞，因此患者應(yīng)盡量避免咀嚼硬物，同時(shí)應(yīng)考慮采用強(qiáng)度更高的關(guān)節(jié)窩假體材料進(jìn)行替換，或?qū)ΜF(xiàn)有關(guān)節(jié)窩假體材料進(jìn)行材料復(fù)合及改性，以滿足理想的力學(xué)需求。

另一個(gè)不容忽視的結(jié)果是下頜假體的位移分布在髁突頭處最大，約為0.415 mm，假體各部分的位移量隨著與髁突間的距離增加而減少。此結(jié)果表明，髁突與下頜固位柄之間存在一定程度的相對位移。主要由于本有限元模型通過模擬機(jī)體最大咀嚼力分析假體的位移情況，是一種較為極端的情況；同時(shí)，該假體不同于Biomet標(biāo)準(zhǔn)型假體的單一鈷鉻鉬合金下頜假體，在髁突假體和下頜固位柄之間應(yīng)用錐度連接。因此，為了提高髁突假體與下頜固位柄之間連接的穩(wěn)定性，兩者之間的連接還有待進(jìn)一步改進(jìn)。目前在中國使用熔融焊接工藝連接髁突和下頜升支固位柄仍存在技術(shù)瓶頸，希望今后先進(jìn)的焊接和黏合技術(shù)可以解決個(gè)性化假體下頜部件的連接問題。

本研究利用有限元分析工具進(jìn)行生物力學(xué)研究，不可避免地存在一些缺陷。首先，本研究沒有模擬不同咬牙合狀態(tài)下的假體應(yīng)力分布情況；其次，本研究通過假設(shè)假體與骨之間的黏合關(guān)系來評估應(yīng)力分布，未建立固位螺釘模型。螺釘模型缺乏可能對最終結(jié)果產(chǎn)生一定的影響。今后的相關(guān)研究將建立固位螺釘模型，以分析不同配置和排列下的螺釘對骨和假體應(yīng)力分布的影響；另外，本研究未對個(gè)體的咀嚼肌進(jìn)行個(gè)性化肌力定制研究。因此，在后續(xù)研究中，我們會根據(jù)個(gè)體不同咀嚼肌的形態(tài)參數(shù)進(jìn)行個(gè)性化肌力定制下的有限元分析。

綜上所述，本有限元分析結(jié)果表明，國產(chǎn)個(gè)性化3D打印全顳下頜關(guān)節(jié)假體應(yīng)力分布較為均勻，穩(wěn)定性良好。但是，該假體無論在設(shè)計(jì)和材料上都具有很大的改進(jìn)空間，還需要進(jìn)一步的機(jī)械力學(xué)測試和動物實(shí)驗(yàn)以驗(yàn)證其穩(wěn)定性、安全性和精準(zhǔn)性。

[1]Sidebottom AJ,UK TMJreplacement surgeons,British Association of Oral and Maxillofacial Surgeons.Guidelines for the replacement of temporomandibular joints in the United Kingdom[J].Br JOral Maxillofac Surg,2008,46(2)：146-147.

[2]Franco R,Basili M,Venditti A,et al.Statistical analysis of the frequency distribution of signs and symptoms of patients with temporomandibular disorders[J].Oral Implantol(Rome),2016,9(4)：190-201.

[3]Katsnelson A,Markiewicz MR,Keith DA,et al.Operative management of temporomandibular joint ankylosis：a systematic review and meta-analysis[J].J Oral Maxillofac Surg,2012,70(3)：531-536.

[4]Kurtoglu C,Kurkcu M,Sertdemir Y,et al.Temporomandibular disorders in patients with rheumatoid arthritis：A clinical study[J].Niger JClin Pract,2016,19(6)：715-720.

[5]Zhang SY,Liu H,Yang C,et al.Modified surgical techniques for total alloplastictemporomandibular joint replacement：One institution's experience[J].J Craniomaxillofac Surg,2015,43(6)：934-939.

[6]Qiu YT,Yang C,Chen MJ.Endoscopically assisted reconstruction of the mandibular condyle with a costochondral graft through a modified preauricular approach[J].Br J Oral Maxillofac Surg,2010,48(6)：443-447.

[7]Onoriobe U,Miloro M,Sukotjo C,et al.How many temporo mandibular joint total joint alloplastic implants will be placed in the United States in 2030[J]?JOral Maxillofac Surg,2016,74(8)：1531-1538.

[8]Bai G,He D,Yang C,et al.Application of digital templates to guide total alloplastic joint replacement surgery with Biomet standard replacement system[J].J Oral Maxillofac Surg,2014,72(12)：2440-2452.

[9]Giannakopoulos HE,Sinn DP,Quinn PD.Biomet microfixation temporomandibular joint replacement system：a 3-year follow-up study of patients treated during 1995 to 2005[J].JOral Maxillofac Surg,2012,70(4)：787-794.

[10]Wolford LM,Mercuri LG,Schneiderman ED,et al.Twenty-year follow-up study on a patient-fitted temporomandibular joint prosthesis：the Techmedica/TMJ Concepts device[J].J Oral Maxillofac Surg,2015,73(5)：952-960.

[11]焦子先,鄭吉駟,劉歡,等.成人顱下頜骨解剖測量分析[J].中國口腔頜面外科雜志,2015,13(2)：151-154.

[12]Shen P,Zhang SY,Yang C,et al.Stability study of total TMJ replacement on sheep[J].J Craniomaxillofac Surg,2014,42(7)：1265-1270.

[13]Shen P,Zhang SY,Yang C,et al.The mandibular symmetry evaluationof total temporomandibular joint replacement on developingsheep[J].JCraniomaxillofac Surg,2014,42(3)：201-205.

[14]Chen K,Chen BX,Zhang SY,et al.Friction spot welding between porous TC4 titanium alloy and ultra-high molecular weight polyethylene[J].Mater Design,2017,132(15)：178-187.

[15]Toniollo MB,Macedo AP,Pupim D,et al.Finite element analysis of bone stress in the posterior mandible using regular and short implants,in the same context,with splinted and nonsplinted prostheses[J].Int JOral Maxillofac Implants,2017,32(4)：e199-e206.

[16]Ke Z,Li C,Zhu Z,et al.Measurement of the dynamic Young's modulus of porous titanium and Ti6Al4V[J].JMater Sci,2007,42(17)：7348-7353.

[17]Suhendra N,Stachowiak GW.Computational model of asperity contact for the prediction of UHMWPE mechanical and wear behaviour in total hip joint replacements[J].Tribol Lett,2007,25(1)：9-22.

[18]Geetha M,Singh AK,Asokamani R,et al.Ti based biomaterials,the ultimate choice for orthopaedic implants-A review[J].Prog Mater Sci,2009,54(3)：397-425.

[19]Bekcioglu B,Bulut E,Bas B.The effects of unilateral alloplastic temporomand?bular joint replacement on the opposite side natural joint：A finite element analysis[J].J Oral Maxillofac Surg,2017,75(11)：2316-2322.

[20]Driemel O,Ach T,Müller-Richter UD,et al.Historical development of alloplastic temporomandibular joint replacement before 1945[J].Int JOral Maxillofac Surg,2009,38(4)：301-307.

[21]Guarda-Nardini L,Manfredini D,Ferronato G.Temporomandibular joint total replacement prosthesis：current knowledge and considerations for the future[J].Int J Oral Maxillofac Surg,2008,37(2)：103-110.

[22]Speculand B,Hensher R,Powell D.Total prosthetic replacement of the TMJ：experience with two systems 1988-1997[J].Br JOral Maxillofac Surg,2000,38(4)：360-369.

[23]Johnson NR,Roberts MJ,Doi SA,et al.Total temporomandibular joint replacement prostheses：a systematic review and biasadjusted meta-analysis[J].Int JOral Maxillofac Surg,2017,46(1)：86-92.

[24]Zhang LZ,Meng SS,He DM,et al.Three-dimensional measurement and cluster analysis for determining the size ranges of Chinese temporomandibular joint replacement prosthesis[J].Medicine(Baltimore),2016,95(8)：e2897.

[25]Kashi A,Chowdhury AR,Saha S.Finite element analysis of a TMJimplant[J].JDent Res,2010,89(3)：241-245.

[26]Abel EW,Hilgers A,Mcloughlin PM.Finite element analysis of a condylar support prosthesis to replace the temporomandibular joint[J].Br JOral Maxillofac Surg,2015,53(4)：352-357.