宋志华

(赤壁市蒲纺医院，湖北赤壁437321)

颞下颌关节(Temporomandibular Joint，TMJ)是人体最为复杂、精细的关节之一，左右各一，双侧联动，构成一功能单位，共同完成咀嚼、吞咽、语言、表情等功能活动。关节盘是人体颞下颌关节的重要组成部分，具有缓冲震荡、分散载荷、稳定关节的作用［1］。从1980年以来出现了许多关于颞下颌关节的生物力学研究，通过各种实验的、机械的、数值的研究方法进行TMJ的生物力学研究，并且有实验与动物模型的研究证实了颞下颌关节在受到载荷的时候所行使的功能［2］，但是关于更详细的关节载荷的分布数据还是不完整。人体颞下颌关节咀嚼系统的数学模型对于预测关节在行使功能时所受到的载荷仍是一个很有用的工具［3］，随着生物力学学科的迅猛发展，有很多关于TMJ生物力学的研究也不断深入并取得了很多有意义的结果。

1 关节盘的粘弹性

颞下颌关节盘的功能是增强协调关节骨面在下颌运动期间的稳定(特别是开口时)，分散应力覆盖更大的面积，并且使滑膜液体分散。关节盘由水、胶原、糖蛋白、弹性硬朊、纤维软骨和类软骨细胞组成。这些大分子在生物学组织的粘弹特性中发挥着一定作用。水于组织间隙之间的运动可影响组织之间的变形，组织的渗透性在关节盘和软骨的各项特异性中发挥重要的作用。关于颞下颌关节弹性模量的研究有很多，最早是在1985年的Fontenot对颞下颌关节盘弹性模量的研究。通常，弹性模量是通过固定的试验方法来测量微小的样本［4］。但是由于不同的试验方法跟不同的新的测量工具的应用是我们不能够方便的比较各类研究的结果。Hatton［5］与他的研究团队发现牛与猪的关节跟人类的有相似之处，它们的关节都能进行侧方运动，但是在功能上猪要更加接近人类一些。由于这些动物模型之间的差异导致关机盘在载荷拉应力、压应力、剪切应力的时候，主要的影响因素是各个模型各自弹性模量的性质与属性，所以负载下生物材料的粘弹特性使其具有不同的力学表现，即当载荷率增加时，粘弹性材料可以吸收更多的能量，并且需要更大的力才能断裂，因为在载荷加速时，粘弹性材料可以产生更高的弹性模量。也有学者通过比较两种不同载荷率下压缩人TMJ关节盘而产生的弹性模量证实，人颞下颌关节盘具有良好的粘弹特性，表明TMJ具有很强的力学适应特性。

2 关节盘的拉伸模量

关节盘的拉伸模量主要依靠的是在受力方向上排列的胶原纤维，因为这些分布在与受力方向相同的纤维能够承受该方向上的张力。关节盘中的胶原纤维主要是I型，它是软骨、皮肤、筋膜和韧带等结缔组织的主要成分。关节盘纤维可以是横向排列，而大量纤维的方向是纵向沿着最高压力下降的梯度排列，因此其基质的强度才前后方向大于横向，在中间带前后方向所受到的张力要大于横向。Beatty［6］研究发现猪的关节盘在前后带方向受到的张力可以达到76.4MPa，而在中间带与侧方上只能承受3.2MPa的张力(张力比，500mm/min)。而有趣的是研究发现在中间带这个区域，内侧与侧方的拉伸模量也是不同的，这说明胶原纤维在这两个区域其所受力的分布也是不同的。Tanaka研究证实牛的关节盘的侧方与内侧区域的拉伸模量要大于中间带。然而，Tanne［7］研究证实在猪的关节盘中拉伸模量在中间带要大于侧方。也许这种差异是由于不同动物咀嚼方式上的差异造成的。有学者研究关节盘横向单向拉伸试验表明，关节盘各带的拉伸刚度略有差异，前带大于中间带和后带，中后带的差异不明显。拉伸应力在5%的应变内改变较小，属于生理性应变区，代表了关机盘在功能状态时应力、应力变化的生理范围。关节盘的破坏应变为21% ～22%，低于透明软骨和纤维软骨，但高于纯胶原腱类组织(6% ～8%)，盘拉升刚度在9.04～13.65MPa之间。

3 关节盘的剪切模量

对于在关节滑液中的关节盘的剪切性质的研究发现［8］，剪切力会导致关节软骨的疲劳、损伤和畸形。因此，剪切模量的数据有助于更好的理解次生组织的损耗。在关节受到载荷的时候很有可能存在剪切力，这是由于第一在解剖学上关节盘的表面并不是一个平面，所以所受到的力也不是一样的。另外一个原因是在关节盘各个层面上的组织结构上的不同，也会导致剪切力的存在。

Nakano等［9］研究证实在关节盘的不同层面其生物力学的特性也不一样，同样也会导致关节盘承受剪切力，并在有限元法研究关节盘的3层不同组织中得到证实［10］。曾经也有报道说关节盘对直接作用在软骨上的剪切模量十分的敏感［11］，因此在关节盘受到剪切力时要考虑到非线性、非均质性与受力时间的长短。未来需要研究的是关于在关节盘受到动态的剪切力的作用下关节盘的特性。

4 关节盘的适应性改变

在人的一生中由于各种因素的不断变化，关节盘的生物力学行为也在不断的改变。但是GAG复合物在关节盘中受机械力时的详细的机制不是很清楚，特别是硫酸软骨素、硫酸肤质和透明质酸酶的一些机制［12］。尽管粘蛋白复合体在承受静态载荷的时候能够降低其负荷，但是关节软骨内环境的稳定是在承受动态载荷时粘蛋白复合体发挥作用的重要因素［13］。相反，有的研究表明在关节软骨在有关节滑液存在的时候所承受的最大载荷要小于实际的载荷;而当外界应力减小的时候关节中的粘蛋白与GAG复合物也趋向于恢复到正常的水平;这种改变有可能影响到关节盘的机械性能。此外核心蛋白多糖能够增加Ⅰ型蛋白的直径，加强胶原纤维的结构，导致关节盘能够更好的抵抗张力［14］。因此只有充分的理解颞下颌关节盘功能改型的结果，才能对关节盘的机械性能进行更深远的研究。

5 关节盘内部构建与力学性能的关系

近来的超微结构研究认为［15］关节盘各带既含有前后向纤维，也有垂直向纤维和横向纤维存在，关节盘四周存在环形胶原环结构，对传递、分散应力有重要作用。对关节盘冠状方向拉伸试验的超微结构变化研究表明:6%应变下，盘前带内外向(与载荷方向一致)胶原被拉直，未发现有胶原原纤维的破坏，而中带和后带发生局部胶原原纤维的拉伸、剪切破坏，表面波纹消失，证实了盘内部胶原构筑是其发挥生物力学功能的结构基础，关节盘抗横向位伸的生理应变范围应在5%的应变内。有学者研究发现:机械应力对大鼠关节盘内糖胺多糖合成的影响，发现随应力水平的增加，硫酸软骨素-6的含量成比例增加，但透明质酸含量下降，硫酸肤质没有变化，提示关节盘内的压缩力可以刺激关节盘向软骨样结构转变。尽管关节盘的适应性非常有限，盘内基质仍处于一定的动态改建之中以适应功能的需要。

6 结论

颞下颌关节盘的生物力学行为就像一个弹性结构，通过这种结构关节盘能够吸收与分散所受到的压力，因此关节盘的骨组织、软骨组织能够借助这种结构承受作用于关节盘上集中的应力与过度的压力，也正是由于这种结构可以保护关节盘不会变性、穿孔、变薄，不会形成骨关节病，髁突不会改型与增生。有限元法将研究对象的整体结构看成是由不同的结构和组织组成，通过网格划分的有限个单元实体相互连接而成的几何实体，由每个小单元力学的总效果来反映研究对象的整体力学特征。有限元法已被证明是一个适合于分析颞下颌关节受力的工具，从1990年以来三维有限元发用于研究颞下颌关节、颞下颌关节盘以来，该方法已经得到了长足的发展。例如，能够通过这个模型预测出关节盘各个组成部分所受到的压力和与关节盘所接触的各个部分需要的弹性模量的大小［16］。然而，迄今为止颞下颌关节盘弹性模量的性质在颞下颌关节的这些模型中是呈线性分布的，这个对于将来模型在关节盘复合体中的的发展将是一个挑战。最近一个可利用的关节的对照的模型就是二项性模型，这个模型可以描述关节受到撞击时吸收冲击的特性。在有磨牙癖的患者和正常咀嚼的时候虽然应力的分布跟关节盘受到的载荷直接有关，但是前带跟后带在吸收与分散应力上还是起到很重要的作用。绝大多数有关TMJ生物力学的研究结果都是宏观力学水平获得的，对生物力学的研究起了重要的促进作用，但是，由于生理因素的复杂性和研究仪器的精确性等诸多的影响因素，所取得的生物力学参数还不能完全用于人类生物医学工程学的研究和应用。虽然有不少TMJ软骨细胞、关节盘细胞的体外培养研究，但是目前关于颞下颌关节盘细胞生物力学方面的研究报道还不是很多，对于软骨细胞生物力学行为的研究在微观上其主要的机制还不清楚。尽管如此，以上的研究为颞下颌关节盘生物力学的研究奠定了一定的基础，使得我们更进一步的从细胞或亚细胞水平研究颞下颌关节盘的生物力学成为可能，代表了颞下颌关节盘生物力学的研究方向。

［1］康宏.颞下颌关节的生物力学［J］.生物医学工程学杂志，2000，17(3):324

［2］Hylander WL，Bays R.An in vivo strain-gauge analysis of the squamosal-dentary joint reaction force during mastication and incisal biting in Macaca mulatta and Macaca fascicularis［J］.Arch Oral Biol，1979.24(9):689

［3］Tanaka E，Van Eijden T.Biomechanical behavior of the temporomandibular joint disc［J］.Crit Rev Oral Biol Med，2003，14(2):138

［4］Tanaka E.Viscoelastic properties of the human temporomandibular joint disc in patients with internal derangement［J］.J Oral Maxillofac Surg，2000，58(9):997

［5］Hatton MN，Swann DA.Studies on bovine temporomandibular joint synovial fluid［J］.J Prosthet Dent，1986，56(5):635

［6］Beatty MW.Strain rate dependent orthotropic properties of pristine and impulsively loaded porcine temporomandibular joint disk［J］.J Biomed Mater Res，2001，57(1):25

［7］Tanne K，Tanaka E，Sakuda M.The elastic modulus of the temporomandibular joint disc from adult dogs［J］.J Dent Res，1991，70(12):1545

［8］Zhu W.Viscoelastic shear properties of articular cartilage and the effects of glycosidase treatments［J］.J Orthop Res，1993，11(6):771

［9］Nakano T，Scott PG.Changes in the chemical composition of the bovine temporomandibular joint disc with age［J］.Arch Oral Biol，1996，41(8):845

［10］Tanaka E，Tanne K，Sakuda M.A three-dimensional finite element model of the mandible including the TMJ and its application to stress analysis in the TMJ during clenching［J］.Med Eng Phys，1994，16(4):316

［11］Fithian DC，Kelly MA，Mow VC.Material properties and structure-function relationships in the menisci［J］.Clin Orthop Relat Res，1990(252):19

［12］Sindelar BJ.Effects of intraoral splint wear on proteoglycans in the temporomandibular joint disc［J］.Arch Biochem Biophys，2000，379(1):64

［13］Burger EH，Klein-Nulend J.Veldhuijzen JP.Mechanical stress and osteogenesis in vitro［J］.J Bone Miner Res，1992，7 Suppl 2:397

［14］Kuc IM，Scott PG.Increased diameters of collagen fibrils precipitated in vitro in the presence of decorin from various connective tissues［J］.Connect Tissue Res，1997，36(4):287

［15］Berkovitz，Pacy J.Ultrastructure of the human intra-articular disc of the temporomandibular joint［J］.Eur J Orthod，2002，24(2):151

［16］Beek M.Three-dimensional finite element analysis of the cartilaginous structures in the human temporomandibular joint［J］.J Dent Res，2001，80(10):1913