李兵,俞光榮,楊云峰,周家鈐,祝曉忠,黃軼剛,徐峰,丁祖泉

足是人體重要的運(yùn)動(dòng)器官,其主要作用是負(fù)重和應(yīng)力緩沖。跖骨作為中前足的重要組成部分,在足部應(yīng)力傳導(dǎo)及負(fù)重緩沖方面至關(guān)重要。本研究模擬站立負(fù)重位的足部生物力學(xué)模型,通過(guò)電阻應(yīng)變片法檢測(cè)跖骨的應(yīng)力變化,并比較各跖骨應(yīng)變值的差異,從而為跖骨應(yīng)力性骨折的發(fā)病機(jī)制提供生物力學(xué)依據(jù)。

1 材料與方法

1.1 實(shí)驗(yàn)材料與設(shè)備 由同濟(jì)大學(xué)醫(yī)學(xué)院解剖教研室提供6具正常成人新鮮尸體足標(biāo)本;CCS-44010電子萬(wàn)能試驗(yàn)機(jī):長(zhǎng)春試驗(yàn)機(jī)研究所;DH-3818電阻應(yīng)力儀:靖江華東測(cè)試技術(shù)公司;BE120-2CA微型箔式電阻應(yīng)變片:中航電測(cè)儀器公司;應(yīng)變片連接端子:上海應(yīng)變計(jì)廠。

1.2 方法

1.2.1 標(biāo)本制備 實(shí)驗(yàn)前24 h將標(biāo)本從-20℃深低溫冰箱中取出,室溫下自然解凍。自踝關(guān)節(jié)上方 10 cm處切除小腿皮膚、肌肉,切斷經(jīng)過(guò)踝關(guān)節(jié)的肌腱,包括足部屈肌腱、伸肌腱、脛骨前后肌腱、腓骨長(zhǎng)短肌腱及跟腱等,顯露脛腓骨,保留踝關(guān)節(jié)周圍皮膚、韌帶的完整。將脛骨殘端用骨銼挫平,截除部分腓骨,使其較脛骨殘端短約5 cm,以便于加載機(jī)上端夾具的固定,截下的腓骨段保留備用。

去除足背部跖骨處的皮膚、皮下組織及肌腱,顯露5根跖骨的背側(cè),5根跖骨(M1～M5)選取背側(cè)中央部位,第二跖骨在背側(cè)的近端、中間和遠(yuǎn)端骨面用丙酮去除油污,無(wú)水乙醇脫水各3次,干燥后用細(xì)砂紙打磨骨面,以便應(yīng)變片的粘貼。

1.2.2 電阻應(yīng)變測(cè)量的準(zhǔn)備 首先將應(yīng)變片的導(dǎo)絲和連接導(dǎo)線用電烙鐵焊接在接線端子上,同時(shí)在準(zhǔn)備好的骨面標(biāo)記處、應(yīng)變片和接線端子粘貼面上涂薄層氰基丙烯酸乙酯瞬間粘合劑,將應(yīng)變片與骨面緊密粘合。粘貼前注意標(biāo)記線和應(yīng)變片末端對(duì)齊,粘貼應(yīng)變片的方向要與骨骼的縱軸平行。通過(guò)萬(wàn)用表測(cè)試連接導(dǎo)線末端以確定無(wú)短路。溫度補(bǔ)償片粘貼在從同一標(biāo)本上截取的一段腓骨上,溫度補(bǔ)償片和工作片為同一批次產(chǎn)品。

1.2.3 加載及測(cè)試 將粘貼應(yīng)變片的足標(biāo)本放置于萬(wàn)能加載機(jī)的底座上,脛骨近端固定于加載機(jī)頂端的骨骼專用固定器內(nèi)堅(jiān)強(qiáng)固定,不固定腓骨。開(kāi)機(jī)后微調(diào),使標(biāo)本處于非負(fù)重狀態(tài),通過(guò)鉛錘矯正標(biāo)本的位置,使實(shí)驗(yàn)標(biāo)本的脛骨受力方向與底座垂直。模擬人體正常站立情況,經(jīng)脛骨上端軸向加載,將實(shí)驗(yàn)標(biāo)本從0 N～1200 N逐級(jí)加載,分7級(jí)達(dá)到,中間每間隔200 N加載機(jī)停止1 min,以便數(shù)據(jù)采集,通過(guò)電阻應(yīng)變測(cè)試儀將相應(yīng)應(yīng)變值存儲(chǔ)于電腦。數(shù)據(jù)采集時(shí)設(shè)定連續(xù)采集3次,然后取平均值得到最終數(shù)據(jù)。每一工況加載前先對(duì)電阻應(yīng)變測(cè)試儀進(jìn)行調(diào)零,即0 N時(shí)各測(cè)試點(diǎn)的應(yīng)變也應(yīng)為0(原則上±5之間可以接受)。其中正值為拉應(yīng)變,負(fù)值為壓應(yīng)變。實(shí)驗(yàn)前先對(duì)實(shí)驗(yàn)標(biāo)本進(jìn)行預(yù)加載,按照生物力學(xué)試驗(yàn)標(biāo)準(zhǔn),實(shí)驗(yàn)標(biāo)本預(yù)調(diào)3次到600 N,加載速率為2 mm/min,至整體載荷位移曲線趨于穩(wěn)定,以消除生物標(biāo)本載荷的蠕變。

1.3 統(tǒng)計(jì)學(xué)方法 實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)采用SPSS 13.0統(tǒng)計(jì)軟件進(jìn)行數(shù)據(jù)分析,實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)定量資料以(±s)表示,采用單因素方差分析(One-way ANOVA),組間兩兩比較采用LSD檢驗(yàn)法,顯著性水平α=0.05。

2 結(jié)果

共采集6個(gè)標(biāo)本、7個(gè)測(cè)點(diǎn)、7個(gè)加載階段的應(yīng)變值,以0 N時(shí)的應(yīng)變值作為基線校準(zhǔn)。在所有情況下,跖骨各測(cè)點(diǎn)的應(yīng)變值均為負(fù)值,即表現(xiàn)為壓應(yīng)變。發(fā)現(xiàn)隨載荷的增加,各測(cè)點(diǎn)的應(yīng)變呈逐級(jí)增大趨勢(shì);各測(cè)點(diǎn)中以第二跖骨中部的應(yīng)變值最大,第五跖骨測(cè)點(diǎn)的應(yīng)變最小。同一載荷下,5根跖骨中部各測(cè)點(diǎn)的應(yīng)變值有顯著性差異(P＜0.05),第二跖骨中部應(yīng)變值最大,第三跖骨次之,第五跖骨最小。第二跖骨頸部、中部、基底部3個(gè)測(cè)點(diǎn)的應(yīng)變值也有顯著性差異(P＜0.05),中部最大,頸部次之,基底部最小。不同載荷下各測(cè)點(diǎn)應(yīng)變的具體數(shù)值見(jiàn)表1～表2。

表1 不同載荷下 5根跖骨中部各測(cè)點(diǎn)的應(yīng)變值(μ ε)

表2 不同載荷下第二跖骨各測(cè)點(diǎn)的應(yīng)變值(μ ε)

3 討論

電阻應(yīng)變測(cè)試技術(shù)是目前最常用的實(shí)測(cè)法,已被廣泛應(yīng)用于實(shí)驗(yàn)應(yīng)力分析[1]。電阻應(yīng)變測(cè)量依據(jù)電阻絲的電阻率隨電阻絲的變形而變化的關(guān)系,把力學(xué)參數(shù)轉(zhuǎn)換成與之成比例的電學(xué)參數(shù),通過(guò)測(cè)量電學(xué)參數(shù)并按照一定的比例關(guān)系將其轉(zhuǎn)換成受試對(duì)象的應(yīng)變值[2]。由于其具有靈敏度高、傳感元件小、適應(yīng)性強(qiáng)、無(wú)創(chuàng)等優(yōu)點(diǎn),應(yīng)用廣泛。在電測(cè)應(yīng)變實(shí)驗(yàn)中,應(yīng)變片的粘貼和焊接好壞將直接影響電測(cè)結(jié)果的準(zhǔn)確性。故操作過(guò)程中應(yīng)注意受試標(biāo)本的去污、脫水和打磨。

在生物力學(xué)領(lǐng)域,電阻應(yīng)變測(cè)試技術(shù)作為一種精確的、無(wú)損的應(yīng)變測(cè)量方法,其用途受到越來(lái)越多的學(xué)者的關(guān)注。同時(shí)也對(duì)該方法的可靠性進(jìn)行了大量的實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證。Milgrom等通過(guò)尸體模型,研究比較U型應(yīng)變夾及電阻應(yīng)變片在脛骨、第二跖骨應(yīng)變測(cè)量上的異同點(diǎn)和可靠度,經(jīng)過(guò)實(shí)驗(yàn)研究發(fā)現(xiàn),應(yīng)變片能更好地反映骨骼的表面應(yīng)變,而且不會(huì)引起受試對(duì)象的損傷,較植入性應(yīng)變測(cè)量夾來(lái)說(shuō)更為安全、可靠[3]。Gail等對(duì)一種新型的應(yīng)變計(jì)進(jìn)行測(cè)試,并同表面粘貼式應(yīng)變片相比較,結(jié)果發(fā)現(xiàn)后者能更精確的反映局部的應(yīng)變變化[4]。近年來(lái)隨著國(guó)內(nèi)生物力學(xué)研究的不斷深入和傳感器的發(fā)展,應(yīng)變電測(cè)方法開(kāi)始廣泛應(yīng)用于骨骼生物力學(xué)的測(cè)試研究。但電測(cè)法應(yīng)用于足踝部生物力學(xué)測(cè)試的研究,國(guó)內(nèi)外文獻(xiàn)報(bào)道較少,缺乏足部骨結(jié)構(gòu)應(yīng)變分布的資料。作為人體運(yùn)動(dòng)的力學(xué)基石,對(duì)足部跖骨應(yīng)力、應(yīng)變的研究有利于了解足部的功能。

本實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,第二、三跖骨的應(yīng)變較大,與第二、三跖骨是應(yīng)力性骨折的好發(fā)部位[5]相吻合。從足部的結(jié)構(gòu)特點(diǎn)來(lái)看,第二、三跖骨屬于足的中間柱,第二、三跖跗關(guān)節(jié)的活動(dòng)度甚小,而作為第一跖跗關(guān)節(jié)的內(nèi)側(cè)柱和第四、五跖跗關(guān)節(jié)的外側(cè)柱均有一定程度的活動(dòng)范圍。故當(dāng)足部負(fù)重時(shí),足的內(nèi)外側(cè)柱由于存在一定的活動(dòng)度,可將應(yīng)力適當(dāng)緩沖,而中間的第二、三跖骨給予堅(jiān)強(qiáng)的支撐,故負(fù)重時(shí)第二、三跖骨所受的應(yīng)力較大。另外,在跖跗關(guān)節(jié)處,3塊楔骨相互嵌合形成一個(gè)突向上方的拱形結(jié)構(gòu),內(nèi)外側(cè)楔骨向遠(yuǎn)側(cè)突出超出中間楔骨,從而形成一個(gè)隱窩,接納第二跖骨基底部,使其牢固嵌入其中[6],這種結(jié)構(gòu)限制了第二跖列的活動(dòng),使第二跖骨在5塊跖骨中成為抗彎、抗剪的主要構(gòu)件,足部彎曲和剪切載荷傾向于通過(guò)第二跖骨傳遞。同樣,Kanatli等通過(guò)步態(tài)分析對(duì)16名正常人的前足橫弓進(jìn)行足底壓力檢測(cè),發(fā)現(xiàn)站立相中期平均壓強(qiáng)最大的區(qū)域在第二、三跖骨頭下,為7.96 N/cm2,而第一跖骨頭下為4.86 N/cm2,第四、五跖骨頭下為6.26 N/cm2[7]。Muehleman等對(duì)21具尸體標(biāo)本進(jìn)行研究,測(cè)量了第二跖骨的骨密度和相關(guān)的幾何特性,并對(duì)離體第二跖骨進(jìn)行疲勞加載,結(jié)果發(fā)現(xiàn)第二跖骨的強(qiáng)度而不是它的幾何特點(diǎn)在第二跖骨應(yīng)力性骨折發(fā)生過(guò)程中起主要作用[8]。Griffin等對(duì)40例隨機(jī)樣本進(jìn)行跖骨CT橫斷面掃描,并與以往有關(guān)足底壓力的相關(guān)研究進(jìn)行對(duì)照,發(fā)現(xiàn)第二、三跖骨本身的結(jié)構(gòu)相對(duì)薄弱,卻承擔(dān)相對(duì)較多的負(fù)荷,相對(duì)于其他跖骨來(lái)說(shuō),這種負(fù)荷與結(jié)構(gòu)關(guān)系的不合理是其好發(fā)應(yīng)力性骨折的原因[9]。

本實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn),對(duì)于第二跖骨的應(yīng)變由大到小依次為:中部、頸部和基底部。同樣,Arangio等對(duì)第二至第五跖骨進(jìn)行不同方向的力學(xué)加載,結(jié)果顯示第二跖骨的最大應(yīng)變部位出現(xiàn)在距離跖骨近端3 cm和4 cm的地方,即第二跖骨的中部,主要是垂直加載作用的結(jié)果[10]。第二跖骨基底部應(yīng)力性骨折較為少見(jiàn),多發(fā)生于芭蕾舞演員[11]。由于足在極度跖屈時(shí)應(yīng)力都集中在跖跗關(guān)節(jié)和第二跖骨基底部,因此過(guò)度負(fù)重機(jī)制是芭蕾舞蹈演員第二跖骨近端骨折的潛在性原因。而對(duì)于一般人群而言,應(yīng)力性骨折多發(fā)生于跖骨的中部。

本實(shí)驗(yàn)中應(yīng)變片粘貼于標(biāo)本的表面,雖然該方法在工程力學(xué)的應(yīng)用上已相當(dāng)成熟,但在生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)中還存在多種問(wèn)題,如人體骨骼外形不規(guī)則,人體骨骼在材料參數(shù)上是非均質(zhì)、非線性、各向異性的,對(duì)應(yīng)力變化的趨勢(shì)和方向難以預(yù)測(cè)。本實(shí)驗(yàn)中只能以人體縱軸和骨小梁的走行作為參照,對(duì)各跖骨的表面應(yīng)變進(jìn)行初步探討,為臨床上足部疾患的預(yù)防和診治提供一定的參考依據(jù),如能結(jié)合三維有限元分析骨骼內(nèi)部的應(yīng)力變化,則結(jié)果更為可信。

[1]尹福炎.電阻應(yīng)力片技術(shù)六十年(一):電阻應(yīng)力計(jì)的由來(lái),發(fā)展及展望[J].傳感器世界,1998,4:27-32.

[2]徐晗,陳灼民,武松濤.電阻應(yīng)變測(cè)量方法淺析[J].測(cè)控技術(shù),2002,21(8):24-26.

[3]Milgrom C,Finestone A,Hamel A,et al.A comparison of bone strain measurements at anatomically relevant sites using surface gauges versus strain gauged bone staples[J].J Biomech,2004,37(6):947-952.

[4]Perusek GP,Davis BL,Sferra JJ,et al.An extensometer for global measurement of bone strain suitable for use in vivo in humans[J].J Biomech,2001,34(3):385-391.

[5]Dix on SJ,Creaby MW,Allsopp AJ,et al.Comparison of static and dynamic biomechanical measures in military recruits with and without a history of third metatarsal stress fracture[J].Clin Biomech,2006,21(4):412-419.

[6]Gaweda K,Tarczynska M,Modrzewski K,et al.An analysis of pathomorphic forms and diagnostic difficulties in tarso-metatarsal joint injuries[J].Int Orthop,2008,32(5):705-710.

[7]Kanatli U,Yetkin H,Bolukbasi S.Evaluation of the transverse metatarsal arch of the foot with gait analy sis[J].Arch Orthop T rauma Surg,2003,123(4):148-150.

[8]Muehleman C,Lidtke R,Berzins A,et al.Contributions of bone density and geometry to the streng th of the human second metatarsal[J].Bone,2000,27(5):709-714.

[9]Griffin NL,Richmond BG.Cross-sectional geometry of the human fo refoot[J].Bone,2005,37(2):253-260.

[10]Arangio GA,Beam H,Kowalczyk G,et al.Analy sis of stress in the metatarsals[J].Foot Ankle Surg,1998,4(3):123-128.

[11]Chuckpaiwong B,Cook C,Pietrobon R,et al.Second metatarsal stress fracture in sport:comparative risk factors between proximal and non-proximal locations[J].Br J Sports Med,2007,41(8):510-514.