踇外翻微創截骨術后繃帶和克氏針固定截骨端生物力學的三維有限元分析

謝強 郝宇 李小東 王培

踇外翻是足部常見畸形疾病之一,對于其治療常用的手術方式主要是截骨術[1]。隨著微創治療的發展,微創治療踇外翻的手術方式日漸增多。其中經皮微創截骨(SERI截骨)已廣泛應用于治療輕中度踇外翻[2],尤其以溫氏手術為代表[3]。這種手術方式主要是以繃帶分趾墊固定,對于其穩定性一直存在質疑,于是有些學者采用克氏針固定[2,4],但對于其兩種固定方式的生物力學分析相對較少。隨著其在骨科領域的應用,三維有限元技術開始應用于踇外翻的研究中。本研究通過三維有限元技術建立足部踇外翻模型,分析踇外翻微創截骨術后繃帶和克氏針固定截骨端穩定性。

1 資料與方法

1.1 一般資料 于2022年2月10日在承德醫學院附屬醫院受試者接待室完成靜態生物力學實驗。選取1例踇外翻患者,女,28歲,身高167 cm;體重60 kg。患者左足踇外翻角(hallux valgus angle,HVA)為25°,第1、2跖骨間角(interrnetatarsal angle,IMA) 為12°。 近端關節固定角(proximal articulator set angle,PASA)為5°,遠端關節固定角(proximal articulator set angle,PASA)為6°。經查體患者無錘狀趾、爪形趾等畸形,無其他足部創傷和手術史,無痛風、類風濕等其他慢性病史。在進行試驗前,已與患者簽署知情同意書并告知風險。此試驗已獲承德醫學院附屬醫院倫理委員會審核并批準。

1.2 設備與軟件 (1)德國SIEMENS公司64排螺旋CT(型號 SOMATOM Definition Edge);(2)Mimics 21.0(比利時Materialise公司);(3)Geomagic 2017(掃描數據處理及3D模型數據轉換應用工具,Geomagic公司)(4)SolidWorks 2017(三維建模處理軟件,達索公司);(5)Ansys 17.0(有限元模擬計算軟件,美國Ansys公司);(6)克氏針(廈門大博醫療器械有限公司)。

1.3 方法

1.3.1 數據采集:對志愿者的左足進行CT平掃,斷層圖像數據以DICOM格式輸出保存。

1.3.2 建立成人踇外翻三維有限元模型:將原數據導入Mimics軟件,初步建立相應三維網格模型,將跟骨、距骨等骨骼分別導出STL格式模型數據文件,再將此數據文件導入Geomagic軟件中,進行表面處理,優化模型特征建立皮質骨與松質骨,接著導入SolidWorks進行裝配正常狀態,最后導入ansys劃分網格建立有效的分析文件,獲得初步踇外翻模型。

1.3.2.1 成人踇外翻微創截骨模型的建立:于跖骨頭近端內側約2 cm處做截骨,形成一個矢狀面上與跖骨軸線的垂線成 10°角,水平面上跖骨軸線的垂線成 15°角的平面,將此平面分割跖骨。截骨遠端由內向外,順截骨面方向平移約3 mm[5]。獲得踇外翻微創截骨模型。見圖1。

圖1 踇外翻微創截骨模型

1.3.2.2 成人踇外翻微創截骨克氏針固定模型的建立:選用1.5 mm克氏針,為了便于試驗研究,將其簡化為1.5 mm圓柱垂直于截骨面行2枚平行固定[6]。見圖2。

1.3.3 單元劃分與材料參數賦值:在本研究中骨質采用baqus/standard中修正的二階四面體單元(C3D10M),克氏針采用縮減的六面體單元C3D8R。骨性結構模擬為各向同性的線彈性材料,骨與克氏針等的材料特性參數參照既往文獻確定[7-9]。見表1、2。

圖2 成人踇外翻微創截骨克氏針固定模型

表1 有限元模型統計信息

表2 材料屬性

1.3.4 確定接觸邊界條件及載荷:模型的上、下表面和截骨之間的接觸定義為摩擦,摩擦系數設為0.6,其他關節的接觸摩擦系數設為0[10]。克氏針與骨質之間的接觸定義為摩擦,摩擦系數定義為0.2[11],載荷通過壓力中心處加載,距骨上表面完全約束,踝關節處在平衡站立時的中立位。第 1 跖骨截骨近端設為固定端,截骨遠端為自由端。模擬體重60 kg踇外翻患者第1跖骨頸部微創截骨后行繃帶分趾墊外固定和克氏針固定后極度跖屈位時,截骨端的位移和應力情況。雙足站立時,體重一半的力(約為300 N)施加在模型上[12]。參照既往文獻[13],將影響第1跖列的肌力假設為與1跖骨縱軸平行且為參考值的50%,約為319.5 N。將繃帶和分趾墊的力量分解為與趾骨垂直和第1跖骨縱軸平行的力,繃帶模型模擬繃帶的受力分為趾骨垂直4.89 N和與第 1 跖骨平行24.35 N,在有限元模型中以載荷的形式表示[14]。

1.3.5 觀測指標:以空間一點為坐標系原點,建立3條兩兩垂直的坐標軸,即X軸、Y軸和Z軸。X軸為水平位,Y軸為垂直位,Z軸與足平面水平。計算在上述約束與加載條件下, 截骨端和克氏針的Von Mises 應力和 X、Y、Z 軸 3 個方向的位移及總位移情況。

2 結果

2.1 截骨端 Von Mises 應力 繃帶固定模型中截骨端最大等效應力為7.8615 MPa,克氏針固定模型中截骨端最大等效應力為14.253 MPa,同時X、Y、Z軸的位移和總位移比較,克瓦針明顯小于繃帶。可見克氏針固定強度要明顯優于繃帶固定。見表3,圖3、4。

表3 截骨端Von Mises 應力和位移

圖3 繃帶固定截骨端應力云圖

圖4 克氏針固定截骨端應力云圖

2.2 截骨端位移 繃帶固定模型在 X、Y、Z 軸 3 個方向的位移分別為-0.2689,-0.020297,0.015563,克氏針固定模型在 X、Y、Z 軸 3 個方向的位移分別為-0.021034,0.0091549,0.0083338,可見克氏針固定模型在各個方向的位移都明顯小于繃帶固定模型,繃帶固定模型的總位移為0.26896 mm,克氏針固定模型總位移為0.26896 mm,總體可見克氏針固模型在截骨端穩定性上要明顯優于繃帶固定模型。見表3,圖5、6。

圖5 繃帶固定位移圖

圖6 克氏針固定位移圖

2.3 克氏針的Von Mises 應力 克氏針的Von Mises 應力為154.7 MPa,最大應力出現在截骨端附近,可見克氏針固定模型中克氏針在截斷端處承受最大應力,在此位置的斷裂風險最大。見圖7。

圖7 克氏針應力云圖

3 討論

本研究通過三維有限元技術模擬踇外翻微創截骨后采取繃帶固定和克氏針固定兩種固定方式,在載荷作用下監測截骨端的最大應力和位移情況變化。從有限元模型的應力云圖中可見克氏針固定的強度(14.253 MPa)要優于繃帶分趾墊固定(7.8615 MPa),但克氏針固定的應力分布不均勻,且最大應力出現于背內側,這與克氏針固定時,克氏針與骨質之間的摩擦,彎矩等作用有關,臨床隨訪中出現克氏針退出等現象,可能與此作用有關[2]。通過斷端位移圖對比可見克氏針固定的總位移(0.022779 mm)要明顯小于繃帶固定的總位移(0.26896 mm),繃帶分趾墊固定的總位移結果與既往報道相近[15],且位移主要發生在X軸(水平位),該方向上的移位是治療理念允許的,即截骨遠端向外側移位,達到糾正IMA角的作用。從截骨端固定的穩定性上看,克氏針固定的穩定性要明顯優于繃帶固定,但截骨端由于繃帶固定,并未出現較大的移動,這與既往報道[16,17]相一致。Kenwright等[18]研究證實適當的微動能夠明顯促進骨折愈合,二期愈合是以適當的微動為基礎,而2 mm的微動對骨折愈合有害。在本研究中繃帶固定的總位移為0.26896 mm明顯小于最小值,因此,對于截骨端的愈合并無不利影響。根據溫氏術后固定法的相關隨訪研究,此種繃帶固定方式的短期優良率為98.5%,長期隨訪優良率為96%,可見繃帶固定在治療截骨端愈合方面也有良好的效果[18]。克氏針固定雖然能提供良好的穩定性,但考慮克氏針長期存留于皮膚外,對術后護理提出更高的要求,同時增加潛在感染的風險,克氏針固定還要涉及到二次取出手術,這樣給患者增加了痛苦和經濟負擔[19]。同時,通過監測克氏針的最大等效應力發現,克氏針在截骨端的遠端附近應力最高達154.7 MPa,出現應力集中,存在潛在斷裂的風險。繃帶固定也存在弊端:如果患者不能及時隨訪更換繃帶包扎固定,會降低固定的強度,導致截骨端穩定性降低,增加斷端不愈合的風險。

因此,通過本研究發現克氏針固定較繃帶固定可提高更好固定強度和穩定性,這與既往報道[20,21]相一致。但根據骨折二期愈合的理論,繃帶固定并不會對斷端愈合產生不利的影響,且可控的微動有利于斷端的快速愈合。本研究通過三維有限技術模擬踇外翻微創截骨后兩種不同固定方式的生物力學情況,通過其分析結果為臨床踇外翻手術固定方式的選擇及改進提供理論基礎和參考。但本研究還存在不足之處:(1)建立模型時忽略了足部韌帶等解剖結構對足部應力變化的影響,(2)對繃帶和克氏針的固定存在簡化,影響模型的準確性。這也成為今后研究的重點。