梁新枝 覃其煌，2 梁達強 鄧楨翰 李瑛 丘志河 李盛 吳冰 李皓 柳海峰 陸偉，2

1 深圳大學第一附屬醫(yī)院（深圳市第二人民醫(yī)院）運動醫(yī)學科（廣東深圳518035）

2 汕頭大學醫(yī)學院（廣東汕頭515041）

人體肩關節(jié)運動僅通過65%肱骨頭便可完成，該關節(jié)同時相對缺少骨約束，因此肩關節(jié)穩(wěn)定與否一直以來都是個困擾臨床醫(yī)生的問題[1-2]。目前Latarjet 手術是解決復發(fā)性肩關節(jié)脫位最有效的術式之一，其喙突轉位治療伴有明顯骨質缺損的肩關節(jié)復發(fā)性脫位效果良好，復發(fā)率低[11]。自1954年由Latarjet 開創(chuàng)以來，該術式得到不斷改良[3-8]。已有文獻報道螺釘固定Latarjet 術后存在喙突骨塊的吸收和不愈合，從而導致再發(fā)脫位等諸多并發(fā)癥[9-10]。而采用非堅強內固定的線袢法固定方式的既往研究發(fā)現(xiàn)，經過1年左右的塑形，骨塊最終與關節(jié)面平行融合，恢復了關節(jié)盂的“正梨形”形態(tài)，形成與肱骨頭運動軌跡相符的弧形關節(jié)面，而且3年隨訪盂肱關節(jié)并未出現(xiàn)撞擊性退變[11]。但目前尚缺乏該技術中長期療效的研究報道，也缺乏有力證據(jù)解釋改良線袢固定后塑形的生物力學機制。

以往涉及盂肱關節(jié)的研究多建立于臨床隨訪過程中的影像數(shù)據(jù)，以及利用動物或尸體作為研究模型來探究術后塑形的生物力學機制，但由于肩關節(jié)本身的復雜程度，所得結果多用于評估術后療效以及對所得良好塑形的機制進行合理猜測。在這種情況下，基于肌肉骨骼模型的有限元分析可以估算在不同載荷條件下盂肱關節(jié)周圍的生物力學行為[12-13]，如Piyush 等[14]利用有限元模型研究肱骨缺損及關節(jié)盂缺損兩者病理狀態(tài)共同存在時對盂肱關節(jié)穩(wěn)定性的影響，而Nazmi等[15]也通過有限元技術來分析傳統(tǒng)螺釘固定Latarjet 術后肩關節(jié)外旋過程中骨塊的生物力學分布，這些發(fā)現(xiàn)均為肱骨頭和關節(jié)盂骨缺損時盂肱關節(jié)穩(wěn)定性的生物力學行為提供了理論依據(jù)。

鑒于此，本研究通過有限元分析方法探究改良線袢法Latarjet 術后喙突骨塊塑形的生物力學機制，為該術式改良提供一定理論支持。

1 研究方法

1.1 建模及網格劃分

使用美國虛擬人網站（Visible Hum）提供的男性人體（亞洲）離體標本斷層解剖圖像，作為肩關節(jié)實體幾何重建的數(shù)據(jù)源。通過三維建模軟件Simpleware6.0進行三維建模，降斷層解剖圖像建立成STL 三維模型。通過Geomagic Studio 軟件對模型進行逆向處理，包括模型的切割、光滑，曲面化等。使用Hypermesh 軟件對曲面化模型進行網格劃分，并設置材料屬性及部分有限元前處理工作。通過Abaqus 有限元分析軟件對模型進行有限元相關屬性的設置，并進行有限元分析。使用相關數(shù)據(jù)處理軟件對數(shù)據(jù)結果進行整理分析，并制作數(shù)據(jù)圖。

1.2 建模及網格劃分

1.2.1 有限元模型建立

在人體肩關節(jié)斷層解剖圖上選取自鎖骨頂端至肱骨遠端關節(jié)面共380 層的斷層圖像，層厚1 mm。在Simpleware中導入包含肩部的斷層掃描數(shù)據(jù)，選取合適的灰度值，設定分割閾值生成蒙板。對蒙板進行修正、縮減、光滑、開閉等操作，使肩關節(jié)各個部分能明顯區(qū)分，將模型導出為STL模型（圖1）。再將該STL模型導入逆向處理軟件GeomagicStudio2013中進行逆向處理，按照手術要求切割喙突前段約2 cm骨塊，并將其裝配到以關節(jié)盂為中心的近似圓的3:30 位置，并偏外突出于關節(jié)盂面約4 mm（圖2）。由于本次實驗主要探究骨與骨之間的關系，故省略肩袖肌肉等軟組織做簡化模型。同時在Geomagic Studio 2013 中對模型進行曲面光滑處理，構造曲面片并構建格柵。生成CAD模型，并進行布爾運算，導出為IGS格式文件（圖3）。

圖1 Simpleware中導入包含肩部的斷層掃描數(shù)據(jù)，選取合適的灰度值，設定分割閾值生成蒙板。對蒙板進行修正、縮減、光滑、開閉等操作，使肩關節(jié)各個部分能明顯區(qū)分，將模型導出為STL模型

圖2 于Geomagic Studio 2013中進行逆向處理后的STL模型

圖3 于Geomagic Studio 2013中進行曲面光滑處理并進行布爾運算，導出為IGS格式文件

1.2.2 賦值及網格劃分

完成模型的曲面化之后，將IGS 模型導入Hyper?mesh14.0 中進行網格劃分（圖4）。肩關節(jié)的三維實體建模完成后，根據(jù)前人實驗以及考慮材料特性的不同，需要對模型不同部分進行分類，分別定義各自的材料力學參數(shù)（表1）[16]。本次選取的材料力學參數(shù)為楊氏模量及泊松比：泊松比是指材料在單向受拉或受壓時，橫向正應變與軸向正應變的絕對值的比值，也叫橫向變形系數(shù)，它是反映材料橫向變形的彈性常數(shù)；根據(jù)胡克定律，在物體的彈性限度內，應力與應變成正比，比值被稱為材料的楊氏模量，它是表征材料性質的一個物理量，以上力學參數(shù)大小僅取決于材料本身的物理性質。楊氏模量的大小標志了材料的剛性，楊氏模量越大，越不容易發(fā)生形變。為了在網格化中精確再現(xiàn)肩關節(jié)的結構，本研究選用10節(jié)點的四面體單元對肱骨和肩胛骨進行網格劃分，以適應人體肩關節(jié)不規(guī)則的幾何形狀，該四面體每個節(jié)點具有6 個方向的自由度（表2）。

表2 模型網格情況

圖4 IGS模型于Hypermesh14.0中進行網格劃分后的模型情況

表1 材料力學參數(shù)

1.3 約束及載荷

1.3.1 約束情況

使用Abaqus中的面-面接觸算法模擬關節(jié)與軟骨之間的接觸，肱骨與骨塊以及肩胛骨與骨塊的接觸。骨塊與肩胛骨使用彈簧單元進行彈性連接。使用了ABAQUS中的STRING單元作為彈性連接元件，特性為只能在兩個連接點形成隨距離變化的彈力（拉力）。固定連接是在兩個連接點產生全方向的力和力矩，并保持骨塊不能移動。實際手術中由于繩索的連接固定骨塊，外旋過程時肱骨擠壓骨塊，故仿真中采取骨塊靠中間的位置設立一排彈簧單元，以模擬其被繩索固定的力學特性（圖5A、5B）。選取肩胛骨末端小部分表面網格6個自由度完全約束（圖5C）。選取肱骨頭正中心一參考點，并選取肱骨外表面部分節(jié)點設置Coupling（圖5D）。

圖5 有限元模型約束情況

1.3.2 載荷情況

對該參考點施加旋轉位移模擬肱骨外旋動作。在仿真開始前，通過調試肱骨初始位置，將肱骨旋轉到即將與骨塊碰撞位置，以提高運算速度，以及省去沒有意義的結果數(shù)據(jù)。實際仿真中，發(fā)現(xiàn)在肱骨從接觸骨塊到外旋24°后，骨塊將脫離與肱骨的接觸，往后的仿真失效，取前24度的數(shù)據(jù)作為仿真結果（圖6）。

圖6 仿真動態(tài)外旋過程

1.4 有限元數(shù)據(jù)收集

將完成所有有限元前處理后的模型導出為INP 文件，整個動態(tài)碰撞求解過程在Abaqus 顯示求解器中完成，耗時2 h。求解完成之后進入Abaqus 可視化結果處理頁面，對結果進行分析。通過預設好的Step 分析及Output輸出文件，得到所需要的數(shù)據(jù)結果，截取相關的Von mises應力圖片及位移圖片。

2 結果

2.1 肱骨應力

在仿真過程中，自肱骨與骨塊撞擊開始，肱骨上的最大應力點（轉位喙突對肱骨的反作用力）始終出現(xiàn)在與骨塊的接觸區(qū)域，并且總應力分布狀況沿撞擊中心向四周類同心圓樣擴散分布，應力大小呈階梯狀由內到外層層遞減（圖7）。在整個外旋模擬的過程中，最大應力值呈現(xiàn)漸漸增長的趨勢（圖8）。

圖7 肱骨上的最大應力點（轉位喙突對肱骨的反作用力）始終出現(xiàn)在與骨塊的接觸區(qū)域，并且總應力分布狀況沿撞擊中心向四周類同心圓樣擴散分布，應力大小呈階梯狀由內到外層層遞減

圖8 肱骨外旋角度-最大應力曲線圖

2.2 骨塊應力

在仿真結果中，我們發(fā)現(xiàn)從撞擊開始早期，移植骨塊上所承受的撞擊應力主要由彈性元件所產生的彈力所抵消。但隨著肱骨的外旋角度漸漸增大，骨塊的應力集中點不再產生在彈性元件連接處，而是表現(xiàn)為上下延展、四周擴散分布（圖9A、9B）。

圖9 骨塊應力分布圖

2.3 移植骨塊隨肱骨外旋產生位移

在仿真結果中，隨著肱骨的外旋角度增大，移植骨塊位置由起初相對于關節(jié)盂面偏外放置4 mm 位置逐漸向內產生位移。隨著肱骨外旋角度增加，骨塊位移具有相應增加的趨勢（圖10）。若將具體位移細化，以骨塊中心為基點設置X（骨塊沿肩胛骨左側滑行方向）、Y（骨塊向肩胛骨下方滑行方向）、Z（骨塊向外運動方向）3個方向，隨著肱骨的外旋角度增大，移植骨塊在被撞擊過程中于不同方向產生位移。大致可以分為兩個階段：肱骨外旋角度為0.00°～10.89°時，Z方向位移幾乎沒有（小于0.2且增值較?。?，該階段可以看出骨塊主要向肩胛骨左下位移，其X 方向位移最大值為2.05 mm，其Y 向位移最大值為0.50 mm；肱骨外旋角度為10.89°～24.00°時，Z方向的位移不斷增加直至2.22 mm，骨塊沿X方向位移直至2.89 mm，但該階段X方向的位移相對于上一階段減少；而骨塊沿Y 向的位移不再增加，保持在0.40 mm左右。此時骨塊的運動以向外側翻轉為主，附帶向X方向的小量滑移（圖11、圖12）。

圖10 移植骨塊隨肱骨外旋產生位移圖

圖11 骨塊位移方向細化X、Y、Z示意圖

圖12 肱骨外旋過程中各方向位移數(shù)據(jù)圖

3 討論

Latarjet 手術自創(chuàng)立以來，經Lafose 和Neyton 等人改良，該術式更加規(guī)范[3-8]。由Boileau 等進行的線袢法關節(jié)鏡下Latarjet手術，不僅使關節(jié)鏡下Latarjet手術的骨塊定位更準確、愈合率更高，而且避免了困擾人們已久的固定螺釘并發(fā)癥[9-10]。本研究通過有限元分析對改良線袢法Latarjet 進行模擬，并通過分析其中的變量如肱骨外旋角度、肱骨及轉位喙突應力分布等數(shù)據(jù)來探討既往術后骨塊重塑潛在的生物力學機制——骨塊微動塑形。在我們既往的隨訪研究中，通過關節(jié)盂En-face面觀察：所有骨塊均出現(xiàn)了不同程度的骨吸收現(xiàn)象，表現(xiàn)出關節(jié)盂正梨形圓之“圓外吸收”現(xiàn)象。動態(tài)觀察全部移植骨塊，骨質存在向上、下、內、外延伸爬行塑形現(xiàn)象，即輻射狀擴散塑形。此外，骨質逐漸填充其間的空隙，最后塑形成與正常肩胛盂相近的正梨形、與肱骨頭同圓的三維球窩狀關節(jié)盂外形，且全部病例均未出現(xiàn)肩關節(jié)盂退變情況[11]。通過本次有限元模型與既往隨訪結果相對照，我們發(fā)現(xiàn)一個現(xiàn)象：有限元模型中肱骨及骨塊的應力呈向四周類同心圓樣擴散分布，應力大小呈階梯狀由內到外層層遞減，與術后隨訪3年動態(tài)觀察過程中的移植骨塊向上、下、內、外延伸爬行塑形現(xiàn)象一致。本次有限元所分析的是術后即刻狀態(tài)，可見從改良線袢法Latarjet 完成開始，早期康復外旋動作所形成的骨塊應力分布便與既往塑形方向相似，值得深思。

Boileau等[9-10]的研究顯示，線袢固定的Latarjet固定強度是足夠的，且彈性固定的骨塊在受到肱骨頭擠壓時，產生微動；鑒于wolff 效應（機械應力對骨結構的影響），骨愈合過程中會產生較多骨痂，骨痂最終塑形成骨質，這可能是骨塊在塑形過程中會向四周伸展的原因[11，17-18]。在本次實驗過程中我們也發(fā)現(xiàn)，肱骨外旋-回復的反復的動態(tài)過程實際上就是骨塊與關節(jié)盂之間來回分離-接觸的微動過程，主要體現(xiàn)為在接觸面上的位移改變。在這種微動過程中，總應力分布狀況呈接觸面均勻擴散分布，應力大小呈階梯狀由內到外層層遞減；而在我們的改良線袢法Latarjet 術后的隨訪中，則發(fā)現(xiàn)肱骨頭同心圓內骨痂產生較多，骨質吸收較少，這是wolff 效應在該術式中的良好體現(xiàn)。Nazmi 等[15]為探討移植物骨溶解的潛在原因，同樣通過有限元分析螺釘固定Latarjet 手術與喙突移植骨溶解之間的潛在相關性，發(fā)現(xiàn)螺釘固定上半部分應力較下半部分小，且吸收更多。這與Haeni、Zhu、Kee 等[19-21]的研究發(fā)現(xiàn)一致，可見骨塊吸收情況與螺釘固定應力分布存在一定的關聯(lián)。螺釘固定強度足夠滿足肩關節(jié)穩(wěn)定性，但該術式導致骨塊與接觸面的位移喪失以及相對不合理的應力分布均有可能導致骨溶解吸收而產生手術并發(fā)癥。

在仿真結果中，我們發(fā)現(xiàn)在整個撞擊過程中，骨塊上應力表現(xiàn)由集中在以彈性元件模擬的繩索軸線上，到表現(xiàn)為類似肱骨沿撞擊中心呈向四周類同心圓樣擴散分布，且應力大小呈階梯狀由內到外層層遞減。根據(jù)Nazmi等[15]的研究結果，應力多集中于固定骨塊的剛性固定元件周圍，呈環(huán)繞螺釘?shù)耐膱A應力分布，而他們的實驗力學分布結果與本研究早期骨塊應力集中于線袢附近的力學分布結果相類似，但在本研究中這種現(xiàn)象沒有長期維持，主要維持在早期肱骨外旋角度較小的情況下。因線袢固定時，骨塊力矩會隨肱骨外旋發(fā)生變化，包括：肩胛骨對骨塊的反作用力產生的力矩越來越大；骨塊位移隨著外旋過程逐漸增大，線袢被拉長產生的彈力逐漸增加；這些力使得骨塊受力力矩方向得以重新分布，而形成前文所述的擴散分布現(xiàn)象，且應力分布更加均勻。但受到極大暴力時，這種平衡有可能被打破。當暴力超出所能承受的范圍時，便會導致脫位甚至是骨塊碎裂。此外，由實驗結果可見，無論是經典還是線袢固定Latarjet 早期均會產生外旋角度的減?。划斶M行關節(jié)囊修復時，外旋相對減少更多[22-26]。

根據(jù)移植骨塊隨肱骨外旋產生位移圖顯示，移植骨塊在被撞擊過程中其位置由稍外于肩胛盂關節(jié)面4 mm，逐漸向內靠近。由于彈性固定元件本身特性，早期外旋過程由于骨塊產生位移較多，線袢可變范圍較大，韌性緩沖作用較大，因此早期肱骨應力上升緩慢；而后期，位移減少，韌性緩沖作用減小，相應肱骨應力增大。建模時發(fā)現(xiàn)，在使用彈性物體對骨塊進行固定時，骨塊受到的撞擊力度與彈性系數(shù)成正比。這也許有利于減少術后肩關節(jié)活動中的肱骨頭磨損，可能成為早期避免關節(jié)退變的重要因素。既往研究顯示，術后18月時移植骨塊已完成塑形，關節(jié)盂在塑形過程中會漸漸符合術后肱骨的活動軌跡，最終二者達成與正常生理情況相近的力學平衡，從而有效預防了術后骨關節(jié)炎并發(fā)癥的發(fā)生，所以我們猜測手術后18 個月骨塊完成塑形，如果這個時候沒有肱骨頭退變，以后也不會發(fā)生退變[11]。

本研究存在的不足之處：1）本研究有限元模型為根據(jù)美國人體數(shù)據(jù)庫模擬而得，所得數(shù)據(jù)結果與國人實際模擬結果存在偏差；但可通過國人術后CT 或是MRI 數(shù)據(jù)建模來改善。2）有限元模型非實體模型，且建模過程中存在簡化，省略了周圍軟組織而集中觀察骨性結構之間的生物力學，因此必將導致一定程度的失真。軟組織通常需要利用MRI、非線性描述進行建模[27-30]。3）本實驗雖由經驗豐富的臨床醫(yī)生和工程師一起設計實施，但其中具體細化的力學分布結果仍未得到深入的分析。

4 結論

改良線袢固定法Latarjet 的彈性固定方法使移植骨塊在肩關節(jié)外旋過程中產生微動，即在關節(jié)盂接觸面上由外向內滑行的反復運動。且肱骨與移植骨塊的接觸區(qū)始終為最大應力區(qū)，并且總應力分布狀況沿撞擊中心向四周類同心圓樣擴散分布，應力大小呈階梯狀由內到外層層遞減，使偏外放置的骨塊始終受到肱骨頭較大的應力；根據(jù)既往研究塑形結果與wolff定律，該實驗結果對骨塊塑形有一定參考意義。