定制式增材制造膝關(guān)節(jié)矯形器間室減荷效果的有限元分析

許苑晶, 高海峰, 吳云成, 柳毅浩, 張子硯, 黃承蘭 王贊博, 劉同有, 王彩萍, 繆偉強(qiáng), 王金武,

(1. 上海交通大學(xué)醫(yī)學(xué)院附屬第九人民醫(yī)院 骨科, 上海 200011; 2. 上海交通大學(xué) 生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院,上海 200030; 3. 徐州醫(yī)科大學(xué) 醫(yī)學(xué)影像學(xué)院, 江蘇 徐州 221004;4. 上海體育學(xué)院 運(yùn)動(dòng)科學(xué)學(xué)院,上海 200438; 5. 濰坊醫(yī)學(xué)院 康復(fù)醫(yī)學(xué)院, 山東 濰坊 261053)

膝骨關(guān)節(jié)炎( KOA)是一種以膝關(guān)節(jié)軟骨的變性、破壞及骨質(zhì)增生為特征的慢性退行性骨關(guān)節(jié)疾病,多見(jiàn)于60歲以上的老年人,是影響老年人健康的最常見(jiàn)關(guān)節(jié)疾病之一[1].主要由年齡增長(zhǎng)、勞損、肥胖、創(chuàng)傷等造成的膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)異常引起,臨床表現(xiàn)多為緩慢進(jìn)展的關(guān)節(jié)疼痛、腫脹、活動(dòng)受限甚至畸形的退行性病變[2-3].膝關(guān)節(jié)的解剖特性和生理承載功能使其成為最易損傷和退變的關(guān)節(jié)之一[4],發(fā)病可出現(xiàn)明顯的力學(xué)異常,如下肢力線偏移、患側(cè)間室間隙減小、負(fù)荷增大,降低了患者運(yùn)動(dòng)過(guò)程中關(guān)節(jié)的穩(wěn)定性,導(dǎo)致行動(dòng)不便.

目前KOA傳統(tǒng)治療方法包括物理治療、藥物治療、手術(shù)治療及膝關(guān)節(jié)矯形器治療等,相比創(chuàng)傷較大的手術(shù)治療、物理治療或藥物治療等方式[3],膝關(guān)節(jié)矯形器通常是依靠三(四)點(diǎn)力學(xué)原理矯正膝關(guān)節(jié)的異常下肢力線.本文采用了上海第九人民醫(yī)院王金武團(tuán)隊(duì)研發(fā)的增材制造(AM)膝關(guān)節(jié)矯形器,AM俗稱(chēng)3D打印,是通過(guò)數(shù)字控制利用逐層堆積的方式制造物體的技術(shù).隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)的發(fā)展,3D打印在個(gè)性化矯形器的應(yīng)用日益廣泛.AM膝關(guān)節(jié)矯形器在減輕支具重量、提升佩戴舒適度的同時(shí),通過(guò)對(duì)膝關(guān)節(jié)兩側(cè)分別施加不同大小的軸向拉伸力,矯正力線,減輕患者患側(cè)負(fù)荷,對(duì)對(duì)側(cè)局部減荷,提高臨床治療效果,給患者帶來(lái)良好的康復(fù)體驗(yàn).

有限元分析符合人體生物力學(xué)研究的無(wú)創(chuàng)性和可視化要求,是目前針對(duì)KOA最有效的研究方法之一[5-6].鑒于國(guó)內(nèi)外有限元文獻(xiàn)存在實(shí)驗(yàn)?zāi)Ｐ秃?jiǎn)單、患側(cè)研究缺乏等問(wèn)題[7],構(gòu)建包含下肢皮膚組織、骨骼、韌帶等KOA患側(cè)膝關(guān)節(jié)-矯形器整體有限元模型,進(jìn)行力學(xué)仿真分析,評(píng)估定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器對(duì)膝關(guān)節(jié)間室的減荷效果.

1 實(shí)驗(yàn)材料與方法

1.1 實(shí)驗(yàn)材料

硬件設(shè)備為飛利浦PHILIPS Brilliance 64排螺旋CT機(jī)(飛利浦公司,荷蘭),由上海交通大學(xué)第九人民醫(yī)院影像科提供;Structure Sensor便攜式掃描儀(Occipital,美國(guó)).

軟件設(shè)備為Mimics21.0(Materialise公司,比利時(shí));CATIA P3 V5-6R2020(達(dá)索公司,法國(guó));Geomagic Wrap 2021( 3D Systems公司, 美國(guó));Ansys Workbench 2020 R2(ANSYS公司,美國(guó));MATLAB R2021b(MathWorks公司,美國(guó)).

1.2 實(shí)驗(yàn)對(duì)象

選擇一名患有KOA的女性志愿者,年齡71歲,體重60 kg,使用CT機(jī)對(duì)實(shí)驗(yàn)對(duì)象膝關(guān)節(jié)進(jìn)行掃描,在掃描成像過(guò)程中使其膝關(guān)節(jié)處于非負(fù)重位,足趾垂直于水平面,保持髕骨在上,最終得到層厚為0.625 mm、大小為512像素×512像素的下肢全長(zhǎng)圖像.實(shí)驗(yàn)對(duì)象在試驗(yàn)前充分了解試驗(yàn)可能帶來(lái)的風(fēng)險(xiǎn)并簽署知情同意書(shū),且獲得上海交通大學(xué)醫(yī)學(xué)院附屬第九人民醫(yī)院醫(yī)學(xué)倫理委員會(huì)的批準(zhǔn).

1.3 實(shí)驗(yàn)過(guò)程

1.3.1建立膝關(guān)節(jié)-矯形器整體三維模型 將膝關(guān)節(jié)CT數(shù)據(jù)導(dǎo)入Mimics,利用蒙板工具、灰度測(cè)量、閾值選擇、區(qū)域增長(zhǎng)等操作逐步提取出膝關(guān)節(jié)股骨、脛骨、腓骨、髕骨的輪廓.三維重建膝關(guān)節(jié)各部分幾何模型后,將其以STL格式導(dǎo)入 Geomagic Wrap 軟件進(jìn)行精確曲面處理,結(jié)合三維快速掃描儀獲得患者下肢患側(cè)膝關(guān)節(jié)體表點(diǎn)云數(shù)據(jù),通過(guò)編輯輪廓線、構(gòu)造曲面片、擬合曲面等操作分別對(duì)各部件點(diǎn)云數(shù)據(jù)進(jìn)行加工處理,完成模型修整及曲面生成[8],通過(guò)參數(shù)交換將STL格式轉(zhuǎn)為三維圖形文件的STP格式導(dǎo)入Catia,并對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行三維實(shí)體建模.利用三維建模軟件Catia進(jìn)行布爾運(yùn)算、草圖繪制、拉伸等操作,實(shí)體構(gòu)建包含大腿袖、小腿袖、軟墊、綁帶和關(guān)節(jié)鉸鏈等結(jié)構(gòu)的定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器.由于在CT圖像中軟組織顯示界限不清,故關(guān)節(jié)軟骨和內(nèi)外側(cè)半月板利用Catia在CT資料的顯影基礎(chǔ)上基于膝關(guān)節(jié)解剖特點(diǎn)三維重建形成實(shí)體模型[9-10].將各部件裝配成型后,重建的膝關(guān)節(jié)及膝關(guān)節(jié)-矯形器整體三維模型如圖1和圖2所示.

圖1 完整全膝關(guān)節(jié)三維模型Fig.1 Complete 3D model of knee joint

圖2 膝關(guān)節(jié)-矯形器整體三維模型Fig.2 Overall 3D model of knee joint-orthosis

1.3.2建立膝關(guān)節(jié)-矯形器整體有限元模型 將STP格式的膝關(guān)節(jié)-矯形器實(shí)體模型導(dǎo)入到有限元軟件Workbench靜力學(xué)模塊中進(jìn)行布爾操作,根據(jù)既往有限元模型的韌帶參數(shù)設(shè)定[11],本研究將韌帶定義為僅承受拉伸應(yīng)力的各向同性線彈性材料,以彈簧單元代替基于韌帶起止點(diǎn)的應(yīng)力牽拉.由于矯形器的綁帶僅受拉伸應(yīng)力影響,故也以彈簧單元代替.韌帶包括前外側(cè)副韌帶、后外側(cè)副韌帶、內(nèi)側(cè)副韌帶、前交叉韌帶、后交叉韌帶、髕骨韌帶.根據(jù)膝關(guān)節(jié)解剖學(xué)及骨骼肌肉系統(tǒng)的特征及形態(tài)[12-13],確定膝關(guān)節(jié)各條韌帶的附著點(diǎn)位置,最終得到膝關(guān)節(jié)及膝關(guān)節(jié)-矯形器整體有限元模型如圖3和圖4所示.膝周主要韌帶的剛度系數(shù)如表1所示.

表1 膝周主要韌帶剛度系數(shù)Tab.1 Parameters of major ligaments around knee

圖3 完整全膝關(guān)節(jié)有限元模型Fig.3 Overall finite element model of lower limbs

圖4 膝關(guān)節(jié)-矯形器整體有限元模型Fig.4 Integral finite element model of knee joint-orthosis

1.3.3材料屬性 參考Koh等[14]和Pierrat等[15]相關(guān)研究,將下肢皮膚、各個(gè)關(guān)節(jié)軟骨和半月板視為各向同性線彈性材料.實(shí)驗(yàn)主要關(guān)注膝關(guān)節(jié)關(guān)節(jié)軟骨和半月板的受力情況和相對(duì)運(yùn)動(dòng),不考慮骨骼的負(fù)荷性形變,因此在實(shí)驗(yàn)加載過(guò)程中將骨骼部分定義為均勻各向同性材料,矯形器的大、小腿殼體設(shè)為聚酰胺,關(guān)節(jié)鉸鏈設(shè)為鋁合金,軟墊設(shè)為聚氨酯,具體數(shù)值如表2所示.

表2 骨骼、軟骨、半月板及矯形器的材料屬性

1.3.4邊界、加載條件和網(wǎng)格劃分 使用Workbench軟件設(shè)置膝關(guān)節(jié)各結(jié)構(gòu)的相互作用、邊界條件以及載荷,根據(jù)實(shí)驗(yàn)加載條件設(shè)置以下接觸區(qū).

膝關(guān)節(jié):軟組織與脛骨、腓骨、股骨、髕骨、股骨軟骨間各設(shè)1個(gè)接觸對(duì),內(nèi)外側(cè)脛骨軟骨與內(nèi)外側(cè)半月板間設(shè)2個(gè)接觸對(duì),股骨軟骨與內(nèi)外側(cè)脛骨軟骨間設(shè)2個(gè)接觸對(duì),脛骨與腓骨間設(shè)2個(gè)接觸對(duì),脛骨與脛骨軟骨間設(shè)2個(gè)接觸對(duì),股骨軟骨與股骨間設(shè)1個(gè)接觸對(duì),共14對(duì),均定義為綁定接觸;股骨軟骨與內(nèi)、外側(cè)半月板、脛骨及髕骨,共4對(duì),定義均為無(wú)摩擦接觸.由于對(duì)稱(chēng)接觸觀察接觸面的壓力值不是正確壓力值,非對(duì)稱(chēng)接觸觀察接觸面的壓力值為真實(shí)接觸面壓力值,故除脛腓骨(2對(duì))為對(duì)稱(chēng)行為外,其他接觸行為皆為非對(duì)稱(chēng)行為.

矯形器:大腿殼體與上軟墊及上支關(guān)節(jié)鉸鏈、軟組織與軟墊、小腿殼體與下軟墊及下支關(guān)節(jié)鉸鏈(共8對(duì)),均定義為綁定接觸;上下支關(guān)節(jié)鉸鏈、軟組織與綁帶(共4對(duì)),定義均為無(wú)摩擦接觸.除上下支關(guān)節(jié)鉸鏈(2對(duì))為對(duì)稱(chēng)行為外,其他接觸行為皆為非對(duì)稱(chēng)行為.

股骨的6個(gè)自由度不受約束,固定脛腓骨,將邊界條件設(shè)置在脛骨遠(yuǎn)端和腓骨遠(yuǎn)端,固定6個(gè)自由度.趙春霞等[16]研究表明,在矯形器內(nèi)襯材料一定的情況下,矯形器的上鉸鏈?zhǔn)艿降膲毫υ酱? 矯形器的減荷能力越大.故在膝關(guān)節(jié)矯形器模型患側(cè)的鉸鏈連接部位施加-100 N的軸向載荷,在健側(cè)施加 -10 N 的軸向載荷,以此模擬矯形器撐開(kāi)膝關(guān)節(jié)的矯正作用.根據(jù)Park等[17]研究,在股骨近端沿下肢負(fù)重軸方向施加 1 100N (約2倍重力)的壓縮載荷,以此對(duì)比佩戴定制式增材制造膝關(guān)節(jié)矯形器前后的膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)變化.最后對(duì)膝關(guān)節(jié)及矯形器進(jìn)行網(wǎng)格劃分,單元類(lèi)型為二階四面體單元,具體單元數(shù)和節(jié)點(diǎn)數(shù)如表3所示.根據(jù)文獻(xiàn)[7,18]可知,目前大多數(shù)膝關(guān)節(jié)有限元研究中模型未經(jīng)過(guò)網(wǎng)格收斂測(cè)試,有關(guān)此類(lèi)有限元分析常利用對(duì)比其他文獻(xiàn)中實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的方法來(lái)代替網(wǎng)格收斂性檢查,本文模型大部分部件單元數(shù)和節(jié)點(diǎn)數(shù)已超越張劉會(huì)等[19]研究?jī)?nèi)模型各部件數(shù)目,且網(wǎng)格更為精細(xì),故可以證明本實(shí)驗(yàn)網(wǎng)格收斂性.

表3 膝關(guān)節(jié)-矯形器整體模型的各部件單元數(shù)和節(jié)點(diǎn)數(shù)

2 結(jié)果

2.1 膝關(guān)節(jié)Von Mises應(yīng)力和位移

Von Mises應(yīng)力[20]是一種等效應(yīng)力,是根據(jù)第四強(qiáng)度理論得到的當(dāng)量應(yīng)力,為綜合概念,考慮了第一、第二和第三主應(yīng)力,可以對(duì)疲勞、破壞等進(jìn)行評(píng)價(jià).Von Mises應(yīng)力可以清晰描述出一種結(jié)果在整個(gè)模型中的變化,從而使研究者快速確定模型中的最危險(xiǎn)區(qū)域.Von Mises應(yīng)力根據(jù)3個(gè)方向的主應(yīng)力計(jì)算得到,計(jì)算公式為

σ=

(1)

式中:σ1,σ2,σ3分別為第一、第二和第三主應(yīng)力.本實(shí)驗(yàn)采用Von Mises應(yīng)力對(duì)比佩戴定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器前后的膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)變化.

對(duì)膝關(guān)節(jié)施加2倍重力沿下肢負(fù)重軸方向的壓縮載荷作用, 兩種情況下膝關(guān)節(jié)的Von Mises應(yīng)力分布如圖5和圖6所示.其中,A1～E1分別為股骨軟骨,內(nèi)、外側(cè)半月板,內(nèi)、外側(cè)脛骨軟骨,A2～E2分別為股骨軟骨,內(nèi)、外側(cè)半月板,內(nèi)、外側(cè)脛骨軟骨.未佩戴矯形器和佩戴矯形器兩種情況下股骨軟骨,內(nèi)、外側(cè)半月板和內(nèi)、外側(cè)脛骨軟骨最大Von Mises 應(yīng)力分別為 0.62與0.14、0.98與0.55、0.007 6 與 0.054 1、0.44與 0.14、0.000 3 與 0.012 3 MPa.其各部位軟骨、內(nèi)外側(cè)半月板分布最大Von Mises應(yīng)力值分布的整體情況與文獻(xiàn)[9,21]中有限元分析結(jié)果較為接近.分布上,未佩戴矯形器情況下股骨軟骨最大Von Mises應(yīng)力分布于股骨后側(cè)及與半月板接觸位置,內(nèi)側(cè)半月板主要分布于中部以及前后角位置,外側(cè)半月板主要分布在前角位置,脛骨軟骨應(yīng)力主要分布于內(nèi)部的中心及與半月板接觸位置.佩戴矯形器情況下股骨軟骨最大Von Mises應(yīng)力主要分布于內(nèi)側(cè)與半月板交接部位,其余部位最大應(yīng)力分布明顯由內(nèi)側(cè)向外側(cè)轉(zhuǎn)移,達(dá)到較平衡狀態(tài).位移方面,佩戴矯形器前后情況下膝關(guān)節(jié)股骨相對(duì)于脛骨前向上的位移分別為13.96和0.59 mm,股骨前移狀態(tài)有明顯改善,關(guān)節(jié)間的穩(wěn)定性增強(qiáng).

圖5 未佩戴矯形器時(shí)股骨軟骨、內(nèi)外側(cè)半月板、內(nèi)外側(cè)脛骨軟骨的VonMises應(yīng)力云圖Fig.5 VonMises stress cloud map of femoral cartilage, medial and lateral meniscus, medial and lateral tibial cartilage without orthosis

圖6 佩戴矯形器時(shí)股骨軟骨、內(nèi)外側(cè)半月板、內(nèi)外側(cè)脛骨軟骨的VonMises應(yīng)力云圖Fig.6 VonMises stress cloud map of femoral cartilage, medial and lateral meniscus, medial and lateral tibial cartilage when wearing orthosis

2.2 兩種情況下的膝關(guān)節(jié)內(nèi)翻角度

膝內(nèi)翻角度[22]定義為股骨機(jī)械軸與脛骨機(jī)械軸形成的夾角(取銳角),其中股骨機(jī)械軸為股骨頭中心至膝關(guān)節(jié)中心的連線,脛骨機(jī)械軸為膝關(guān)節(jié)中心與距小腿關(guān)節(jié)中心的連線.從生物力學(xué)的角度分析,KOA的發(fā)生與膝關(guān)節(jié)下肢力線的改變有關(guān).當(dāng)發(fā)生膝內(nèi)翻時(shí),重力線至膝中心向內(nèi)偏移,從而導(dǎo)致內(nèi)側(cè)間室的壓力增大.Zhang等[23]認(rèn)為膝關(guān)節(jié)內(nèi)收力矩是最可能反映內(nèi)翻力線、衡量?jī)?nèi)側(cè)間室負(fù)荷的較理想指標(biāo).內(nèi)收力矩的產(chǎn)生源于向內(nèi)重力的反作用力,如膝內(nèi)翻的角度增加,下肢力線發(fā)生偏移,會(huì)導(dǎo)致內(nèi)收力矩增加,內(nèi)側(cè)間室壓力增加.故基于文獻(xiàn)[23]中研究,本實(shí)驗(yàn)采用膝內(nèi)翻傾角作為研究膝關(guān)節(jié)內(nèi)側(cè)間室壓力的依據(jù).

將Mimics構(gòu)建好的膝關(guān)節(jié)STL格式模型文件導(dǎo)入Catia軟件,對(duì)股骨模型進(jìn)行股骨頭截取,將截取部分?jǐn)M合成球體生成球心即股骨頭中心,再通過(guò)切片方式,對(duì)股骨底部完成切片實(shí)體化,選取切片中心部位最接近中心點(diǎn)的兩點(diǎn)連線生成中點(diǎn),即髁間窩中心,將髁間窩中心設(shè)為膝關(guān)節(jié)中心[24].將脛骨三維圖像擬合,先獲得擬合圓柱體再獲取擬合圓柱體的中心線,該中心線為兩點(diǎn)連線的線段.獲取脛骨上端隆突點(diǎn)后將擬合圓柱體的中心線平移,使其通過(guò)脛骨上端隆突點(diǎn),得到脛骨機(jī)械軸線[25],即可找出膝關(guān)節(jié)中心和距小腿關(guān)節(jié)中心點(diǎn),如圖7所示,圖中α為膝內(nèi)翻角度.

圖7 膝內(nèi)翻角度測(cè)量示意圖Fig.7 Schematic diagram of knee varus angle measurement

記錄4個(gè)中心點(diǎn)的具體坐標(biāo),在膝關(guān)節(jié)有限元模型中分別通過(guò)對(duì)股骨、脛骨進(jìn)行X、Y、Z軸的定向位移,評(píng)估所有結(jié)果后,將位移結(jié)果導(dǎo)入MATLAB,利用克萊姆法則得到4個(gè)中心點(diǎn)鄰近坐標(biāo),通過(guò)反三角函數(shù)運(yùn)算得出軸間夾角,測(cè)出佩戴矯形器前后情況下膝關(guān)節(jié)內(nèi)翻傾角分別為7.84°和6.65°.

3 討論

3.1 定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器治療優(yōu)勢(shì)

常見(jiàn)KOA的治療方式包括物理治療、藥物治療以及手術(shù)治療.物理治療及藥物治療雖可以一定程度減輕患者的疼痛,但不能改變患者步行中異常的膝關(guān)節(jié)受力方式,即未矯正下肢力線的偏移,故治療效果不甚理想;手術(shù)治療主要針對(duì)中晚期KOA患者[26],但創(chuàng)傷較大且花費(fèi)昂貴難以被廣泛接受.目前,膝關(guān)節(jié)矯形器作為一種新型的治療方式因其無(wú)創(chuàng)傷、能有效減輕疼痛且花費(fèi)較低被廣泛運(yùn)用于早、中期KOA的治療.膝關(guān)節(jié)矯形器可有效改善臨床癥狀并提高膝關(guān)節(jié)的穩(wěn)定性,對(duì)常規(guī)治療無(wú)效及因各種原因不能接受手術(shù)治療的KOA患者也有較好療效[27-28].常見(jiàn)膝關(guān)節(jié)矯形器包括三(四)點(diǎn)力式與整體免荷式.三(四)點(diǎn)力式膝關(guān)節(jié)矯形器依靠三(四)點(diǎn)力學(xué)受力原理平衡部分膝關(guān)節(jié)力矩,降低單側(cè)軟骨壓力,矯正下肢力線,減輕疼痛.這種免荷方式增大患側(cè)髁間隙,減小患側(cè)間室負(fù)荷,但同時(shí)也增加了對(duì)側(cè)髁的負(fù)荷,對(duì)側(cè)腔室的間隙減小,對(duì)側(cè)軟骨承受的壓力增大,軟骨磨損增大.整體免荷式膝關(guān)節(jié)矯形器通過(guò)矯形器分擔(dān)部分股骨對(duì)脛骨的壓力,通過(guò)增大整個(gè)膝關(guān)節(jié)間室間隙,減小膝關(guān)節(jié)的整體負(fù)荷和關(guān)節(jié)軟骨及骨的摩擦.該類(lèi)矯形器雖然減少膝關(guān)節(jié)負(fù)荷,卻未能從根本上矯正下肢力線.

傳統(tǒng)膝關(guān)節(jié)矯形器通過(guò)石膏取模,低溫?zé)崴馨宀牡确绞竭M(jìn)行制作,存在無(wú)力學(xué)仿真、貼合度差、不透氣、不美觀等問(wèn)題,導(dǎo)致無(wú)法達(dá)到預(yù)期的康復(fù)效果,產(chǎn)品棄用率高.AM技術(shù)的不斷發(fā)展和研究應(yīng)用,逐步解決了這個(gè)問(wèn)題.相較于傳統(tǒng)康復(fù)器具,AM技術(shù)能夠?qū)崿F(xiàn)符合人體工程學(xué)、結(jié)構(gòu)強(qiáng)度最優(yōu)化及臨床適應(yīng)性設(shè)計(jì)的個(gè)性化要求,以提高臨床矯形效果.

本文采用的定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器在患者的三維快速掃描模型基礎(chǔ)上利用3D打印這種數(shù)字化三維重建及快速成型的“自下而上”技術(shù)制作成型,其治療KOA的主要原理綜合了三(四)點(diǎn)力式原理和整體免荷式矯形原理的特點(diǎn),基于整體免荷式矯形原理提出了改進(jìn)的單側(cè)減荷式矯形原理.通過(guò)對(duì)膝關(guān)節(jié)兩側(cè)分別施加大小不等的軸向拉伸力,根據(jù)作用力與反作用力原理、杠桿平衡原理及力的分解原理,產(chǎn)生一個(gè)向力較小的側(cè)方向矯正力矩,在矯正力線、減輕患者患側(cè)負(fù)荷的同時(shí),對(duì)對(duì)側(cè)進(jìn)行局部減荷,從而避免加劇對(duì)側(cè)的磨損,且可根據(jù)病情通過(guò)調(diào)節(jié)關(guān)節(jié)鉸鏈進(jìn)行個(gè)性化分檔治療.該矯形器在實(shí)現(xiàn)個(gè)性化治療的同時(shí)還減輕了矯形支具的質(zhì)量,可以完全貼合患者皮膚表面,相比傳統(tǒng)膝關(guān)節(jié)矯形器大幅提升了患者佩戴矯形支具時(shí)的舒適度.

實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,KOA患者在佩帶膝關(guān)節(jié)矯形器后疼痛明顯減輕,膝關(guān)節(jié)穩(wěn)定性明顯增加,日常生活能力評(píng)分明顯提高[29-30].研究表明Cooper等[31]在對(duì)膝關(guān)節(jié)進(jìn)行相關(guān)有限元分析時(shí),只直接截取單個(gè)韌帶或者骨骼進(jìn)行研究,沒(méi)有全方位考慮膝關(guān)節(jié)的受力分布情況.Haris等[32]只對(duì)受試者健側(cè)膝關(guān)節(jié)進(jìn)行研究,缺乏對(duì)KOA患者患側(cè)膝關(guān)節(jié)全方位受力分布情況的分析,且以往利用CT圖像進(jìn)行全膝關(guān)節(jié)建模的研究存在局限性:以往絕大多數(shù)膝關(guān)節(jié)有限元分析僅包含了骨骼、軟骨、半月板和韌帶等結(jié)構(gòu),未加入下肢皮膚組織和膝關(guān)節(jié)矯形器三維模型進(jìn)行整體建模分析.本文所建模型通過(guò)分析矯形器和患者皮膚,盡可能更加真實(shí)模擬膝關(guān)節(jié)矯形器對(duì)關(guān)節(jié)之間的力傳遞機(jī)制,旨在通過(guò)對(duì)KOA患者在佩帶定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器前后對(duì)膝關(guān)節(jié)的生物力學(xué)變化進(jìn)行有限元分析,針對(duì)矯形器治療效果定量化研究,深入對(duì)骨骼、軟組織、矯形器的復(fù)雜相互作用的理解,進(jìn)一步規(guī)范膝關(guān)節(jié)矯形器的減荷療效評(píng)價(jià).

3.2 提供膝關(guān)節(jié)矯形器臨床治療評(píng)價(jià)的意義

實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,佩帶矯形器后膝關(guān)節(jié)內(nèi)翻角及膝關(guān)節(jié)在2倍重力下的膝關(guān)節(jié)內(nèi)側(cè)間室壓力均明顯減小.實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)在佩戴膝關(guān)節(jié)矯形器后患者患側(cè)膝關(guān)節(jié)內(nèi)翻角明顯降低,由原先的7.84° 降低至6.65°,其標(biāo)準(zhǔn)也接近Matsumoto等[33]和Wang等[34]研究中的正常人體在步行過(guò)程中膝關(guān)節(jié)的內(nèi)翻角度范圍.股骨軟骨 Von Mises 應(yīng)力與Haris等[32]在 1 080 N 載荷下股骨軟骨應(yīng)力為 3.23 MPa,相比減少了 519.2%;半月板Von Mises 應(yīng)力與Thienkarochanakul等[21]800 N 載荷下半月板應(yīng)力為 4.81 MPa,相比減少 878.1%;脛骨軟骨 Von Mises 應(yīng)力與 Thienkarochanakul等[21]在 1 500 N 壓縮載荷作用下脛骨軟骨應(yīng)力為 1.53 MPa,相比減少了 347.1%. 由此可見(jiàn),正常人體與KOA患者的膝關(guān)節(jié)受力情況存在較大差距,其原因是施加載荷的不同及健患肢不同所致,相對(duì)條件下整體 Von Mises應(yīng)力接近.

佩戴定制式膝關(guān)節(jié)矯形器后,內(nèi)側(cè)半月板Von Mises應(yīng)力較未佩戴時(shí)降低55.6%,外側(cè)半月板Von Mises應(yīng)力增加711%,內(nèi)側(cè)脛骨軟骨Von Mises 應(yīng)力較未佩戴時(shí)降低30.9%,外側(cè)脛骨軟骨Von Mises應(yīng)力增加4 100%,股骨軟骨Von Mises應(yīng)力較未佩戴時(shí)降低22.0%.膝關(guān)節(jié)內(nèi)側(cè)間室壓力部分轉(zhuǎn)移至外側(cè),使外側(cè)壓力明顯增加,內(nèi)側(cè)壓力明顯降低.目前,上海第九人民醫(yī)院王金武團(tuán)隊(duì)采用定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器治療了本研究的實(shí)驗(yàn)對(duì)象,觀察其佩帶定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器后的膝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)學(xué)及動(dòng)力學(xué)變化,通過(guò)步態(tài)實(shí)驗(yàn)對(duì)佩戴矯形器前后的步態(tài)數(shù)據(jù)進(jìn)行測(cè)算、分析,實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)結(jié)果初步證明,患者佩戴矯形器后,支撐相后期(膝關(guān)節(jié)承重的重要周期)膝關(guān)節(jié)外翻角增大,膝關(guān)節(jié)內(nèi)側(cè)力線向外側(cè)轉(zhuǎn)移,膝關(guān)節(jié)內(nèi)側(cè)壓力降低,進(jìn)一步證實(shí)了定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器對(duì)早、中期膝骨性關(guān)節(jié)炎患者膝關(guān)節(jié)內(nèi)側(cè)間室減荷的效果.

本實(shí)驗(yàn)采用有限元分析方法為內(nèi)側(cè)間室KOA患者佩帶定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器前后的膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)特性變化提供了客觀的評(píng)價(jià)數(shù)據(jù),闡明了定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器在治療內(nèi)側(cè)間室KOA中的生物力學(xué)作用機(jī)制,更客觀地反映了該矯形器的生物力學(xué)治療效果,為評(píng)估其骨骼肌肉系統(tǒng)中關(guān)節(jié)的體內(nèi)力學(xué)提供了依據(jù),增強(qiáng)了對(duì)其功能和病理狀況的理解,有效驗(yàn)證了對(duì)膝關(guān)節(jié)生理病變分析、設(shè)計(jì)進(jìn)一步的康復(fù)方案和規(guī)范膝關(guān)節(jié)矯形器的減荷療效評(píng)價(jià)的可行性.

3.3 偏倚或不足

本研究主要存在以下不足:樣本數(shù)量單一,僅考慮膝關(guān)節(jié)主要韌帶,未考慮膝關(guān)節(jié)周?chē)∪饨M織;僅研究了施加垂直壓縮載荷情況下佩帶矯形器前后膝關(guān)節(jié)靜態(tài)有限元模型瞬間的生物力學(xué)變化,未能對(duì)長(zhǎng)期佩帶定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器后膝關(guān)節(jié)所產(chǎn)生的生物力學(xué)變化進(jìn)行對(duì)比;韌帶剛度系數(shù)存在比較大的個(gè)體差異.研究表明萬(wàn)超等[35]在選取不同韌帶剛度系數(shù)的有限元模擬中發(fā)現(xiàn),除韌帶外其他組織內(nèi)的應(yīng)力應(yīng)變分布和大小變化不大,但選取不同的韌帶剛度系數(shù)依舊會(huì)對(duì)有限元模擬的結(jié)果產(chǎn)生影響,今后在膝關(guān)節(jié)相應(yīng)組織力學(xué)性能的設(shè)置、模型的構(gòu)建及驗(yàn)證中需足夠重視.

本研究重點(diǎn)為提供較新的研究方法進(jìn)行分析,故后期會(huì)進(jìn)行更多的樣本試驗(yàn),考慮更全面的膝關(guān)節(jié)動(dòng)態(tài)有限元模型的力學(xué)仿真,進(jìn)一步對(duì)比KOA患者長(zhǎng)期佩戴矯形器后發(fā)生的改變,結(jié)合動(dòng)態(tài)高速熒光雙平面透視系統(tǒng)進(jìn)行步態(tài)研究,對(duì)比評(píng)價(jià)膝關(guān)節(jié)矯形器對(duì)KOA患者的減荷效果.

4 結(jié)語(yǔ)

AM技術(shù)現(xiàn)在正以指數(shù)級(jí)的速度發(fā)展[36],其在康復(fù)輔具的應(yīng)用將更加廣泛. 對(duì)于早、中期的膝骨關(guān)節(jié)炎患者,定制式AM膝關(guān)節(jié)矯形器能夠矯正下肢力線,減少患側(cè)的內(nèi)翻角度及間室負(fù)荷、改善患處功能并增加膝關(guān)節(jié)穩(wěn)定性,為臨床研究提供了重要的參考.但仍在樣本數(shù)量、軟組織的塑造、模型構(gòu)建的差異等方面存在其局限性.盡管存在不足,但隨著醫(yī)療技術(shù)的創(chuàng)新,KOA的有限元分析研究將會(huì)更為完善、成熟.本研究可為KOA更加精準(zhǔn)化的診治及膝關(guān)節(jié)矯形器減荷療效評(píng)價(jià)的規(guī)范性提供重要參考.