踇外翻微创截骨术后绷带和克氏针固定截骨端生物力学的三维有限元分析

谢强 郝宇 李小东 王培

踇外翻是足部常见畸形疾病之一,对于其治疗常用的手术方式主要是截骨术[1]。随着微创治疗的发展,微创治疗踇外翻的手术方式日渐增多。其中经皮微创截骨(SERI截骨)已广泛应用于治疗轻中度踇外翻[2],尤其以温氏手术为代表[3]。这种手术方式主要是以绷带分趾垫固定,对于其稳定性一直存在质疑,于是有些学者采用克氏针固定[2,4],但对于其两种固定方式的生物力学分析相对较少。随着其在骨科领域的应用,三维有限元技术开始应用于踇外翻的研究中。本研究通过三维有限元技术建立足部踇外翻模型,分析踇外翻微创截骨术后绷带和克氏针固定截骨端稳定性。

1 资料与方法

1.1 一般资料 于2022年2月10日在承德医学院附属医院受试者接待室完成静态生物力学实验。选取1例踇外翻患者,女,28岁,身高167 cm;体重60 kg。患者左足踇外翻角(hallux valgus angle,HVA)为25°,第1、2跖骨间角(interrnetatarsal angle,IMA) 为12°。 近端关节固定角(proximal articulator set angle,PASA)为5°,远端关节固定角(proximal articulator set angle,PASA)为6°。经查体患者无锤状趾、爪形趾等畸形,无其他足部创伤和手术史,无痛风、类风湿等其他慢性病史。在进行试验前,已与患者签署知情同意书并告知风险。此试验已获承德医学院附属医院伦理委员会审核并批准。

1.2 设备与软件 (1)德国SIEMENS公司64排螺旋CT(型号 SOMATOM Definition Edge);(2)Mimics 21.0(比利时Materialise公司);(3)Geomagic 2017(扫描数据处理及3D模型数据转换应用工具,Geomagic公司)(4)SolidWorks 2017(三维建模处理软件,达索公司);(5)Ansys 17.0(有限元模拟计算软件,美国Ansys公司);(6)克氏针(厦门大博医疗器械有限公司)。

1.3 方法

1.3.1 数据采集:对志愿者的左足进行CT平扫,断层图像数据以DICOM格式输出保存。

1.3.2 建立成人踇外翻三维有限元模型:将原数据导入Mimics软件,初步建立相应三维网格模型,将跟骨、距骨等骨骼分别导出STL格式模型数据文件,再将此数据文件导入Geomagic软件中,进行表面处理,优化模型特征建立皮质骨与松质骨,接着导入SolidWorks进行装配正常状态,最后导入ansys划分网格建立有效的分析文件,获得初步踇外翻模型。

1.3.2.1 成人踇外翻微创截骨模型的建立:于跖骨头近端内侧约2 cm处做截骨,形成一个矢状面上与跖骨轴线的垂线成 10°角,水平面上跖骨轴线的垂线成 15°角的平面,将此平面分割跖骨。截骨远端由内向外,顺截骨面方向平移约3 mm[5]。获得踇外翻微创截骨模型。见图1。

图1 踇外翻微创截骨模型

1.3.2.2 成人踇外翻微创截骨克氏针固定模型的建立:选用1.5 mm克氏针,为了便于试验研究,将其简化为1.5 mm圆柱垂直于截骨面行2枚平行固定[6]。见图2。

1.3.3 单元划分与材料参数赋值:在本研究中骨质采用baqus/standard中修正的二阶四面体单元(C3D10M),克氏针采用缩减的六面体单元C3D8R。骨性结构模拟为各向同性的线弹性材料,骨与克氏针等的材料特性参数参照既往文献确定[7-9]。见表1、2。

图2 成人踇外翻微创截骨克氏针固定模型

表1 有限元模型统计信息

表2 材料属性

1.3.4 确定接触边界条件及载荷:模型的上、下表面和截骨之间的接触定义为摩擦,摩擦系数设为0.6,其他关节的接触摩擦系数设为0[10]。克氏针与骨质之间的接触定义为摩擦,摩擦系数定义为0.2[11],载荷通过压力中心处加载,距骨上表面完全约束,踝关节处在平衡站立时的中立位。第 1 跖骨截骨近端设为固定端,截骨远端为自由端。模拟体重60 kg踇外翻患者第1跖骨颈部微创截骨后行绷带分趾垫外固定和克氏针固定后极度跖屈位时,截骨端的位移和应力情况。双足站立时,体重一半的力(约为300 N)施加在模型上[12]。参照既往文献[13],将影响第1跖列的肌力假设为与1跖骨纵轴平行且为参考值的50%,约为319.5 N。将绷带和分趾垫的力量分解为与趾骨垂直和第1跖骨纵轴平行的力,绷带模型模拟绷带的受力分为趾骨垂直4.89 N和与第 1 跖骨平行24.35 N,在有限元模型中以载荷的形式表示[14]。

1.3.5 观测指标:以空间一点为坐标系原点,建立3条两两垂直的坐标轴,即X轴、Y轴和Z轴。X轴为水平位,Y轴为垂直位,Z轴与足平面水平。计算在上述约束与加载条件下, 截骨端和克氏针的Von Mises 应力和 X、Y、Z 轴 3 个方向的位移及总位移情况。

2 结果

2.1 截骨端 Von Mises 应力 绷带固定模型中截骨端最大等效应力为7.8615 MPa,克氏针固定模型中截骨端最大等效应力为14.253 MPa,同时X、Y、Z轴的位移和总位移比较,克瓦针明显小于绷带。可见克氏针固定强度要明显优于绷带固定。见表3,图3、4。

表3 截骨端Von Mises 应力和位移

图3 绷带固定截骨端应力云图

图4 克氏针固定截骨端应力云图

2.2 截骨端位移 绷带固定模型在 X、Y、Z 轴 3 个方向的位移分别为-0.2689,-0.020297,0.015563,克氏针固定模型在 X、Y、Z 轴 3 个方向的位移分别为-0.021034,0.0091549,0.0083338,可见克氏针固定模型在各个方向的位移都明显小于绷带固定模型,绷带固定模型的总位移为0.26896 mm,克氏针固定模型总位移为0.26896 mm,总体可见克氏针固模型在截骨端稳定性上要明显优于绷带固定模型。见表3,图5、6。

图5 绷带固定位移图

图6 克氏针固定位移图

2.3 克氏针的Von Mises 应力 克氏针的Von Mises 应力为154.7 MPa,最大应力出现在截骨端附近,可见克氏针固定模型中克氏针在截断端处承受最大应力,在此位置的断裂风险最大。见图7。

图7 克氏针应力云图

3 讨论

本研究通过三维有限元技术模拟踇外翻微创截骨后采取绷带固定和克氏针固定两种固定方式,在载荷作用下监测截骨端的最大应力和位移情况变化。从有限元模型的应力云图中可见克氏针固定的强度(14.253 MPa)要优于绷带分趾垫固定(7.8615 MPa),但克氏针固定的应力分布不均匀,且最大应力出现于背内侧,这与克氏针固定时,克氏针与骨质之间的摩擦,弯矩等作用有关,临床随访中出现克氏针退出等现象,可能与此作用有关[2]。通过断端位移图对比可见克氏针固定的总位移(0.022779 mm)要明显小于绷带固定的总位移(0.26896 mm),绷带分趾垫固定的总位移结果与既往报道相近[15],且位移主要发生在X轴(水平位),该方向上的移位是治疗理念允许的,即截骨远端向外侧移位,达到纠正IMA角的作用。从截骨端固定的稳定性上看,克氏针固定的稳定性要明显优于绷带固定,但截骨端由于绷带固定,并未出现较大的移动,这与既往报道[16,17]相一致。Kenwright等[18]研究证实适当的微动能够明显促进骨折愈合,二期愈合是以适当的微动为基础,而2 mm的微动对骨折愈合有害。在本研究中绷带固定的总位移为0.26896 mm明显小于最小值,因此,对于截骨端的愈合并无不利影响。根据温氏术后固定法的相关随访研究,此种绷带固定方式的短期优良率为98.5%,长期随访优良率为96%,可见绷带固定在治疗截骨端愈合方面也有良好的效果[18]。克氏针固定虽然能提供良好的稳定性,但考虑克氏针长期存留于皮肤外,对术后护理提出更高的要求,同时增加潜在感染的风险,克氏针固定还要涉及到二次取出手术,这样给患者增加了痛苦和经济负担[19]。同时,通过监测克氏针的最大等效应力发现,克氏针在截骨端的远端附近应力最高达154.7 MPa,出现应力集中,存在潜在断裂的风险。绷带固定也存在弊端:如果患者不能及时随访更换绷带包扎固定,会降低固定的强度,导致截骨端稳定性降低,增加断端不愈合的风险。

因此,通过本研究发现克氏针固定较绷带固定可提高更好固定强度和稳定性,这与既往报道[20,21]相一致。但根据骨折二期愈合的理论,绷带固定并不会对断端愈合产生不利的影响,且可控的微动有利于断端的快速愈合。本研究通过三维有限技术模拟踇外翻微创截骨后两种不同固定方式的生物力学情况,通过其分析结果为临床踇外翻手术固定方式的选择及改进提供理论基础和参考。但本研究还存在不足之处:(1)建立模型时忽略了足部韧带等解剖结构对足部应力变化的影响,(2)对绷带和克氏针的固定存在简化,影响模型的准确性。这也成为今后研究的重点。