魏明杰， 許育健， 吳一芃， 王騰， 吳歡， 袁禮波， 唐文寶， 郭孝菊， 徐永清

1.昆明醫(yī)科大學研究生院，昆明 650000； 2.中國人民解放軍聯(lián)勤保障部隊第九二O醫(yī)院骨科，昆明 650032 3.陸軍軍醫(yī)大學研究生院，重慶 400000

在臨床上，腕關節(jié)損傷是一種常見疾病，導致?lián)p傷的原因多數(shù)是腕骨間韌帶損傷，而其中SLIL損傷更是較常見的韌帶損傷之一。腕關節(jié)的解剖結(jié)構(gòu)相對于其他關節(jié)更為復雜[1]。目前國內(nèi)外針對腕關節(jié)韌帶的解剖學和生物力學已有較多的研究，但關于腕關節(jié)韌帶損傷機制的研究仍較少[2-5]。通過建立腕關節(jié)三維有限元模型以分析腕關節(jié)不同運動中腕關節(jié)韌帶的受力情況，為研究其損傷機制提供參考。而本研究正是通過建立腕關節(jié)三維有限元模型模擬腕關節(jié)韌帶損傷中較常見的SLIL在腕關節(jié)不同運動中受力情況，為闡明臨床上SLIL損傷發(fā)生機制提供參考。

1 材料和方法

1.1 實驗對象

選取無手腕部外傷史和手術史，經(jīng)影像學檢查無骨折、畸形等異常情況的健康青年志愿者1名，并獲得志愿者知情同意。

1.2 腕關節(jié)三維有限元模型的建立

1.2.1 三維實體模型的建立 本研究根據(jù)提供的CT掃描得到的圖像導入到Mimics軟件，在二維圖像中進行組織的分割，分別得到各骨的實體模型以及SLIL（圖1a、b）。再根據(jù)腕骨韌帶的解剖結(jié)構(gòu)并參考

圖1 腕關節(jié)及SLIL有限元模型 a:腕骨模型 b:SLIL模型 c:腕骨及韌帶模型d:模型整體的約束范圍示意圖Fig.1 Finite element model of the wrist and SLIL a:carpal model;b:SLIL model;c:carpal and ligament model;d:schematic diagram of theoverall constraint rangeof themodel

《橈骨遠端骨折畸形愈合后腕關節(jié)的生物力學變化》，參考文中腕關節(jié)坐標系統(tǒng)建立腕部韌帶結(jié)構(gòu)，具體方法是：Z軸設置為正常橈骨的中軸，X軸為通過橈骨莖突和尺骨莖突的連線，Y軸為通過二者在橈腕關節(jié)面的交點做X-Z平面的垂線[6]。按照人體解剖結(jié)構(gòu)，由經(jīng)驗豐富的骨科醫(yī)師和軟件工程師參考腕骨及腕關節(jié)韌帶的解剖[6]一起應用Mimics19.0軟件手動繪制腕骨間韌帶以及掌側(cè)和背側(cè)等部位的主要韌帶模型結(jié)構(gòu)，并導入GeomagicStudio 2015進行光順，然后導出STP文件。將STP文件導入hypermesh14.0對模型進行網(wǎng)格化，得到SLIL及其鄰近腕骨的整體的有限元模型（1c），總節(jié)點數(shù)61552，總單元數(shù)311559。骨骼、軟骨、韌帶單元類型均為：C3D4。

1.2.2 骨組織的材料屬性 人體腕關節(jié)結(jié)構(gòu)復雜、組織眾多，除骨骼外，還有韌帶、軟骨、肌肉、肌腱等。本研究重點為靜態(tài)載荷下腕舟骨的受力情況(主要為舟、月骨與橈骨接 觸面的接觸應力分布情況)，同時從減少計算量的角度，參考部分學者的方法[7]，模型中僅考慮了骨骼、軟骨、關節(jié)盤以及韌帶材料。為了對結(jié)果進行有效的驗證，腕關節(jié)內(nèi)各結(jié)構(gòu)的力學材料屬性均取既往文獻[8]。模型的材料屬性一般來講,生物組織屬于各向異性的非線性體。由于相關的力學實驗和基礎研究尚不能準確提供各種組織的本構(gòu)方程,骨和軟骨組織有限元分析在生物力學領域的應用大多建立在各向同性,均質(zhì)連續(xù)的線彈性體的假設前提下。本文主要為研究SLIL在腕關節(jié)運動過程中的應力變化情況，故假設腕部骨骼和關節(jié)軟骨均為各向同性均勻的線彈性材料,并將骨骼單元的彈性模量統(tǒng)一設置為1 000 MPa,泊松比0.3；軟骨的楊氏模量和泊松比分別取10 MPa和0.45；關節(jié)盤的楊氏模量和泊松比分別取294 MPa和0.4（見表1）。

表1 骨、軟骨、關節(jié)盤材料力學屬性Tab.1 Mechanical properties of bone,cartilage,and articular disc materials

表2 韌帶材料力學屬性Tab.2 Mechanical properties of ligament materials

邊界條件定義如下：模型（圖1d）中橈骨的近端在x、y、z，3個方向上完全約束，即保持橈骨近端無位移，腕關節(jié)面設定滑動接觸對，其他接觸均定義為綁定。

1.2.3 載荷加載方式 對腕關節(jié)不同運動方向進行載荷加載，如圖2，腕關節(jié)背伸載荷加載，即在腕骨上繞X軸分別加載-30°、-60°、-90°的角位移；腕關節(jié)掌屈載荷加載，即在腕骨上繞X軸分別加載30°、60°、90°的角位移；腕關節(jié)尺偏載荷加載，即在腕骨上繞Y軸加載-25°的角位移；腕關節(jié)橈偏載荷加載，即在腕骨上繞Y軸加載25°的角位移；腕關節(jié)橫向橈側(cè)及尺側(cè)受力載荷加載，即在尺側(cè)受力載荷：在腕骨上沿X軸方向施加20 N的橫向載荷；橈側(cè)受力載荷，即在腕骨上沿X軸方向施加-20 N的橫向載荷。

圖2 腕關節(jié)不同運動方向載荷加載a:背伸載荷加載b:掌曲載荷加載c:尺偏載荷加載 d:橈偏載荷加載e:橫向橈側(cè)及尺側(cè)受力載荷加載f:橈側(cè)受力載荷Fig.2 Load loading of the wrist in different directions of movement a:back extension load;b:palm curve load;c:ruler load loading;d:radial load;e:lateral radial and ulnar loads;f:radial load

2 結(jié)果

2.1 腕關節(jié)三維有限元模型的有效性驗證

既往腕關節(jié)生物力學實驗主要為動態(tài)載荷下測量SLIL的最大拉伸力，而本模型主要為靜態(tài)載荷下研究SLIL所受應力，為對比驗證本模型有效性，僅將SLIL所受應力峰值進行對比。本研究中在腕關節(jié)背伸90°時SLIL所受應力最大1.4 MPa（約140 N）。Shin等[9]研究報道SLIL極限載荷(185.3±87.0)N。李秀忠等[10]研究報道，SLIL背側(cè)亞區(qū)極限載荷(170.2±35.1)N，掌側(cè)亞區(qū)極限載荷(193.1±42.3)N，兩者比較差異無統(tǒng)計學意義。如表3，通過與上述生物力學實驗結(jié)果對比，本研究所得SLIL背伸90°時最大應力1.4 MPa（約140 N），與生物力學實驗所得SLIL極限載荷下斷裂所受應力峰值較為接近，從而驗證本模型的有效性。

表3 本模型實驗結(jié)果與既往生物力學實驗結(jié)果對比（±s）Tab.3 Comparison of experimental results of this model with previous biomechanical experimental results（Mean±SD）

表3 本模型實驗結(jié)果與既往生物力學實驗結(jié)果對比（±s）Tab.3 Comparison of experimental results of this model with previous biomechanical experimental results（Mean±SD）

SLIL應力峰值SLIL peak stress本研究Shin等研究李秀忠等研究1.4 MPa（約140N）185.3±87 N背側(cè)亞區(qū)Dorsal subregion 170.2±35.1N掌側(cè)亞區(qū)Volar subregion 193.1±42.3N

2.2 腕關節(jié)背伸30°、60°、90°時的SLIL應力分布

腕關節(jié)做背伸動作時，由于舟骨和月骨的相對運動使得SLIL的應力也產(chǎn)生變化，當背伸角度為30°時，SLIL受到的最大應力為0.2439 MPa；背伸角度增加到60°時，SLIL受到的最大應力增加了4倍，達到0.9906 MPa；背伸角度增加到90°時，SLIL的最大應力增加了接近5.6倍，達到1.3787 MPa。說明SLIL的應力隨著背伸幅度的增加而增加，但是當背伸幅度超過60°后，應力的增加幅度也逐步變緩（圖3～5、圖9）。

圖3 腕關節(jié)背伸30°時的SLIL應力分布 圖4 腕關節(jié)背伸60°時的SLIL應力分布 圖5 腕關節(jié)背伸90°時的SLIL應力分布 a:側(cè)面 b:側(cè)面c:掌側(cè)面d:背側(cè)面Fig.3 Stress distribution of the SLIL at 30°wrist dorsiflexion Fig.4 Stress distribution of the SLIL at 60°wrist dorsiflexion Fig.5 Stress distribution of the SLIL at 90°wrist dorsiflexion a:lateral view;b:lateral view;c:palm lateral view;d:dorsal lateral view

2.3 腕關節(jié)掌屈30°、60°、90°時的SLIL應力分布

腕關節(jié)做掌屈動作時，由舟骨和月骨的相對運動使SLIL的受力產(chǎn)生變化，當掌屈角度為30°時，SLIL受到的最大應力為0.1596 Mpa，掌屈角度增加到60°時，SLIL受到的最大應力為0.1594 Mpa，基本沒有變化，掌屈角度增加到90°時，SLIL的最大應力增加到了0.2452 Mpa。說明SLIL隨著掌屈幅度的增加所受應力的變化不大，掌屈30°到60°的SLIL所受最大應力變化基本一致，但是當掌屈幅度超過60°后，隨著掌屈幅度的增加，SLIL所受應力才逐步增大（圖6～8，表4,圖9）。

圖6 腕關節(jié)掌屈30°時的SLIL應力分布 圖7 腕關節(jié)掌屈60°時的SLIL應力分布 圖8 腕關節(jié)掌屈90°時的SLIL應力分布 a:側(cè)面 b:側(cè)面c:掌側(cè)面d:背側(cè)面Fig.6 Stress distribution of the SLIL at 30°wrist flexion;Fig.7 Stress distribution of the SLIL at 60°wrist flexion;Fig.8 Stress distribution of the SLIL at 90°wrist flexion a:lateral view;b:lateral view;c:palm lateral view;d:dorsal lateral view

圖9 背伸和掌屈狀態(tài)下SLIL應力數(shù)據(jù)對比Fig.9 Comparison of stress data of the SLIL under dorsiflexion and palmar flexion

表4 背伸和掌屈狀態(tài)下SLIL應力數(shù)據(jù)對比（MPa）Tab.4 Comparison of stress data of the SLIL under dorsiflexion and palmar flexion(MPa)

2.4 腕關節(jié)尺橈偏25°時的SLIL應力分布

腕關節(jié)做尺偏、橈偏動作時，由于舟骨和月骨的相對運動不同，SLIL的受力情況也不盡相同，當橈偏25°時，SLIL受到的最大應力為0.8145 Mpa，尺偏25°時，SLIL受到的最大應力則為0.1356 Mpa。說明腕關節(jié)在做尺偏、橈偏動作時，相同偏轉(zhuǎn)角度下，SLIL橈偏時最大應力是尺偏時最大應力的6倍左右，橈偏狀態(tài)時SLIL的受力相較于尺偏會更加明顯（圖10，11）。

圖10 腕關節(jié)尺偏25°時的SLIL應力分布 圖11 腕關節(jié)橈偏25°時的SLIL應力分布a:側(cè)面 b:側(cè)面c:掌側(cè)面d:背側(cè)面Fig.10 Stress distribution of the SLIL at 25°ulnar deviation of the wrist Fig.11 Stress distribution of the SLIL at 25°radial deviation of the wrist a:lateral view;b:lateral view;c:palm lateral view;d:dorsal lateral view

2.5 腕關節(jié)橫向橈側(cè)及尺側(cè)受力時的SLIL應力分布

腕關節(jié)做橈側(cè)受力20 N時，SLIL受到的最大應力為0.4465 MPa，尺側(cè)受力20 N時，SLIL受到的最大應力為0.4635 MPa。說明腕關節(jié)在尺側(cè)、橈側(cè)受20 N載荷的狀態(tài)下，SLIL所受的最大應力相差在0.017 MPa左右，基本一致（圖12，13）。

圖12 腕關節(jié)尺側(cè)受力20N時的SLIL應力分布 圖13 腕關節(jié)橈側(cè)受力20N時的SLIL應力分布a:側(cè)面 b:側(cè)面c:掌側(cè)面d:背側(cè)面Fig.12 Stress distribution of the SLIL at ulnar force of the wrist at 20N；Fig.13 Stress distribution of the SLIL at radial force of wrist joint at 20N a:lateral view;b:lateral view;c:palm lateral view;d:dorsal lateral view

3 討論

有限元分析（FEA，F(xiàn)inite Element Analysis）是利用數(shù)學近似的方法對真實物理系統(tǒng)進行模擬。利用簡單而又相互作用的元素，就可以用有限數(shù)量的未知量去逼近無限未知量的真實系統(tǒng)。有限元法最初被稱為矩陣近似方法，應用于航空器的結(jié)構(gòu)強度計算。1972年，Rybicki等[11]將有限元分析方法引入骨科領域。因髖關節(jié)、膝關節(jié)等解剖結(jié)構(gòu)及力學傳導相對腕關節(jié)和膝關節(jié)等小關節(jié)相對簡單，因此利用有限元分析方法較多應用于髖關節(jié)、膝關節(jié)等大關節(jié)中。目前因腕關節(jié)解剖學上的復雜性及腕骨力學傳導的特殊性，腕關節(jié)生物力學研究方面應用較少[12～14]。Gíslason等[15]通過構(gòu)建人體腕關節(jié)三維有限元模型，提出了怎樣構(gòu)建一個穩(wěn)定的腕關節(jié)三維有限元模型，文中描述韌帶需使用超彈性材料分析，這與本模型定義韌帶為超彈性材料一致。Gíslason通過對整體骨塊和韌帶及軟骨的約束說明，從而驗證整體模型的構(gòu)建是否合理，而本模型的分析是從局部位出發(fā)點考慮，不做其他韌帶聯(lián)動的情況下，添加局部約束，最后得出SLIL的受力情況。本模型在數(shù)據(jù)提取方面，骨骼的重建主要通過CT數(shù)據(jù)以Dicom格式輸出，經(jīng)仔細對照與鑒

別確定其無手腕部疾患后導入Mimics軟件中，調(diào)整CT圖像閾值以選擇全部骨組織，并經(jīng)過區(qū)域增長、三維建模及表面光滑處理后，完成手腕部骨組織粗糙模型的重建。而韌帶的重建主要是按照人體解剖結(jié)構(gòu)，由經(jīng)驗豐富的骨科醫(yī)師和軟件工程師參考腕骨及腕關節(jié)韌帶的解剖[6]一起應用Mimics19.0軟件手動繪制腕骨間韌帶以及掌側(cè)和背側(cè)等部位的主要韌帶模型結(jié)構(gòu)。再將全部數(shù)據(jù)以點云格式輸出，并導入GeomagicStudio 2015進行光順，然后導出STP文件。將STP文件導入hypermesh14.0對模型進行網(wǎng)格化，得到SLIL及其鄰近腕骨的整體的有限元模型。已有相關文獻報道[8,16]利用本模型所用方法重建腕關節(jié)骨骼及韌帶三維有限元模型，說明本模型構(gòu)建的合理性。有研究表明[17]在腕關節(jié)極度背伸過程中極易損傷SLIL，與本研究中所得在腕關節(jié)背伸過程中SLIL應力最大這一結(jié)論相符合，故結(jié)合這兩點可說明本模型構(gòu)建的有效性。

腕關節(jié)不穩(wěn)是臨床腕關節(jié)常見疾病之一，已有相關研究顯示SLIL損傷是導致腕關節(jié)不穩(wěn)的常見原因[18,19]。而本研究目的是基于Mimics軟件建立腕關節(jié)三維有限元模型來探索研究腕關節(jié)SLIL在腕部不同運動中的應力分布，通過有限元模型模擬腕關節(jié)在背伸、掌屈、尺橈偏及腕關節(jié)尺橈側(cè)受力時SLIL受力情況，為后期三維重建腕關節(jié)韌帶生物力學分析提供一定的參考。SLIL連接于舟骨和月骨之間，對維持舟骨月骨正常位置起到至關重要的作用[20]。已有相關生物力學研究表明，SLIL的最大拉伸力和剛度在腕骨間韌帶中是相對較小的，在腕骨的運動中舟骨相對于月骨的運動幅度明顯較大，這也符合了SLIL最大拉伸力較小，在腕關節(jié)極度背伸中容易損傷[17]。在人體摔倒的過程，手掌伸直腕關節(jié)背伸尺偏是一種習慣性姿勢，本研究顯示腕關節(jié)做背伸動作時，由于舟骨和月骨的相對運動使得SLIL的應力也產(chǎn)生變化，如、圖3～5和圖9所示，當背伸角度從30°遞增到90°過程中，SLIL的應力隨著背伸幅度的增加而增加，當背伸角度在30°～60°間時隨著背伸角度增加，SLIL所受應力增加最快，當背伸角度為30°時，SLIL所受應力為0.2439 MPa，當背伸角度急劇增加到60°時，SLIL所受應力為0.9906 MPa，SLIL所受應力增大了4倍，而當背伸角度60°～90°時，SLIL所受應力增加幅度減緩，當背伸角度達到90°時SLIL受到的應力最大，相對于30°增加了近5.6倍。說明當腕關節(jié)在背伸過程中可SLIL所受應力變化規(guī)律是由在60°前急劇增加，之后增加較緩慢，至極度背伸的情況下（背伸90°）SLIL受到的應力是最大的。而SLIL相對薄弱，導致在這種極度背伸的過程中極易發(fā)生損傷或斷裂。如圖6～9所示，在腕關節(jié)掌屈過程中SLIL所受應力較小，且增加幅度基本較緩和。故本實驗研究結(jié)果正好符合臨床患者SLIL損傷較多發(fā)生在受傷至腕關節(jié)極度背伸過程中，而掌屈時較少發(fā)生SLIL損傷，從一定程度上反映本模型的有效性。如圖10～11和表4所示當腕關節(jié)橈偏25°時，SLIL受到的最大應力為0.8145 MPa；尺偏25°時，SLIL受到的最大應力則為0.1356 MPa。相同偏轉(zhuǎn)角度下，SLIL橈偏時最大應力是尺偏時最大應力的6倍左右。本組結(jié)果說明在摔倒過程中，手掌著地，腕關節(jié)極度背伸伴橈偏時SLIL所受應力最大。這也是導致SLIL損傷同時伴有舟骨骨折的原因[21]。如圖12～13結(jié)果所示，腕關節(jié)尺側(cè)受力和橈側(cè)受力時SLIL所受應力基本一致，說明在腕關節(jié)損傷過程中，腕關節(jié)向橈側(cè)或尺側(cè)位移對SLIL產(chǎn)生相同的應力。

相關研究顯示[22]腕關節(jié)常見損傷形式為舟月不穩(wěn)定，舟月不穩(wěn)定常見因素是SLIL損傷，SLIL損傷機制常是摔倒時腕關節(jié)極度背伸導致，這與本研究結(jié)果顯示的腕關節(jié)背伸橈偏過程中SLIL所受應力逐漸增大，至極度背伸時達到最大應力相一致。

因腕關節(jié)解剖結(jié)構(gòu)復雜性，腕關節(jié)骨骼運動三維有限元分析已有相關研究證實其有效性，但目前國內(nèi)外對其韌帶生物力學研究仍處于動物實驗階段[8,16]。本研究通過構(gòu)建腕關節(jié)有限元模型模擬腕關節(jié)不同運動中SLIL受力情況。研究所得結(jié)果可為臨床SLIL損傷機制提供一定的理論基礎，同時為后期臨床進一步研究腕關節(jié)韌帶生物力學分析三維有限元模型提供一定的理論參考。

本研究的不足之處：第一，已有研究顯示SLIL由掌側(cè)、背側(cè)、近側(cè)3部分組成[2～5]。而本研究未細致的根據(jù)該韌帶的3個亞區(qū)進行各個部分生物力學測量。第二，本研究只進行了數(shù)個特殊角度及受力情況下SLIL受力情況，而現(xiàn)實中腕關節(jié)是連續(xù)的活動，且腕關節(jié)損傷過程中是多方面復雜因素導致的，本研究只進行SLIL單獨生物力學測定，與現(xiàn)實情況可能存在一定差異。在今后的研究中，可以添加完善腕關節(jié)其他韌帶、肌肉等組織使其更接近人體真實情況，更深入研究腕關節(jié)韌帶生物力學。