三維有限元分析內側半月板全部切除后不同軟骨缺損面積對膝關節應力的影響*

姬林松，李彥林，黃贊，賈笛，余洋，高寰宇

（昆明醫科大學第一附屬醫院運動醫學科，云南昆明650032）

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三維有限元分析內側半月板全部切除后不同軟骨缺損面積對膝關節應力的影響*

姬林松，李彥林，黃贊，賈笛，余洋，高寰宇

（昆明醫科大學第一附屬醫院運動醫學科，云南昆明650032）

摘要：目的利用核磁共振成像（MRI）二維圖像數據準確構建出膝關節三維有限元模型，采用有限元方法分析內側半月板全部切除后股骨軟骨缺損面積大小對膝關節應力變化的影響。方法利用膝關節MRI圖像建立包括股骨、脛骨、內外側半月板、內外側副韌帶、前后交叉韌帶、髕骨及髕韌帶的仿真膝關節數字化模型，在內側半月板全部切除后的仿真數字化模型上于股骨內側髁部最容易損傷部位虛擬0.49、0.80、1.0、1.70、2.56及3.24 cm2大小的缺損模型，在股骨上施加1 150 N垂直壓應力，類似于在步態周期中的伸直狀態，主要分析膝關節軟骨及半月板最大壓應力與最大剪切應力。結果內側半月板全部切除后股骨內側髁部軟骨缺損對內外側間室接觸應力均有影響，但以內側間室影響較為明顯。結論利用仿真膝關節數字化模型可以有效模擬正常膝關節生物力學變化及內側半月板全部切除后缺損面積大小對膝關節應力變化的影響。

關鍵詞：膝關節；軟骨缺損面積；生物力學；有限元分析；半月板切除

半月板在膝關節運動過程中發揮著非常重要的作用。它除了傳遞載荷及分散負荷、維持關節穩定外，還有著吸收震蕩、增加關節接觸面、潤滑關節等功能[1]。研究表明，半月板全部切除數年后會導致關節軟骨持續損傷[2]。因為半月板切除后膝關節會出現較高的應力峰值、較大的應力集中及減震能力的下降等，上述現象明顯改變膝部負重模式[3]。同時會改變膝關節應力分布，減少膝關節接觸面積，而且膝關節接觸應力及剪切應力幅度與梯度均明顯增加[4]。既往有研究半月板切除后膝關節應力改變，亦有利用有限元方法分析膝關節股骨髁軟骨缺損面積對膝關節應力變化的影響。但利用半月板切除后的膝關節數字化模型分析軟骨缺損面積對膝關節應力變化的影響的研究較少。Pena等[5]報道的模型并未包括內外側半月板、內外側副韌帶、前后交叉韌帶、髕骨及髕韌帶等主要結構，應用垂直應力時由于沒有韌帶限制股骨可能相對脛骨發生前移，模型過于簡單而且未考慮膝關節軟骨厚度。本研究利用包括股骨、脛骨、內外側半月板、內外側副韌帶、前后交叉韌帶、髕骨及髕韌帶等重要結構的仿真膝關節數字化模型，并利用該模型分析內側半月板全部切除后位于股骨內側髁不同面積軟骨缺損對膝關節接觸應力和軟骨缺損邊緣應力變化的影響，有利于進一步了解軟骨缺損與骨關節炎的關系。

1　資料與方法

1.1研究對象及主要儀器

隨機選取1例健康成年男性為研究對象。年齡27歲，身高160 cm，體重52 kg，無膝關節外傷史及風濕關節病史，行X線及MRI檢查排除膝關節骨折、畸形、退變、半月板損傷、滑膜炎等病理變化。GE1.5T超導型磁共振（美國General Electric公司），戴爾工作站Precision T7500，CPU：Intel（至強）E5645 2.40 GHz六核（X2），內存：24 GB DDR3 1 333 MHz，硬盤：1 TB 7 200轉，SATA，顯卡：NVIDIA Quadro 4 000 2 GB，操作系統：Windows 7專業版（64 bit）。交互式醫學影像控制系統mimics 16.0軟件（Materialise's interactive medical image control system，比利時Materialise公司，由西南交通大學計算機學院提供使用），Geomagic Studio 12逆向工程軟件（美國Geomagic公司，由上海數造機電有限公司提供使用），Imgeware 13.0逆向工程軟件（美國EDS公司），Hypermesh 11.0計算機輔助工程軟件（美國Altair公司），Anasys 14.5有限元分析軟件（美國Anasys公司），均由西南交通大學計算機學院提供使用。

1.2研究方法

1.2.1二維圖像采集采用GE 1.5T超導型磁共振機MRI掃描，獲取二維圖像，掃描體位：膝關節自然伸直并外旋10～15°角度固定。掃描參數設定為：矢狀位3D質子密度加權成像序列，TR：11 000 ms，TE：25 ms；層厚1.0 mm；層間距0.2 mm；回波鏈14；激勵2次；矩陣：192/320；FOV：18。

1.2.2建立三維模型在計算機工作站上，將膝關節MRI掃描圖像以DICOM格式導入Mimics 16.0，定義上、下、左、右、前、后方向后，Mimics 16.0中顯示出矢狀位、冠狀位、額狀位的二維圖像。

在“Masks”中建立一種新的綠色（Green），選擇“Segmentation Menu”中的“Thresholding”，通過“Thresholding”調整上下閾值至藍色“Masks”完全覆蓋所有層面的骨組織。選擇“Edit Masks”菜單中的“Erase”擦除股骨周圍多余的綠色，定義出骨組織邊緣。在Green Masks中選擇“Region Growing”，點擊不同的骨組織，“New Masks”，完成不同骨的劃分。選擇“Segmentation Menu”中的“Calculate 3D from Masks”，采用“High Quality”計算方法，運行后重建出膝關節三維數字化模型。

1.2.3建立三維數字化模型及定義彈性模量將三維模型數據導入Geomagic Studio 12逆向工程軟件，通過定位點配準、曲面優化等過程，運算出一個膝關節三維數字化模型。

在Hypermesh 11.0軟件中對膝關節數字化模型進行網格劃分，網格劃分后最終構建成包含股骨、脛骨、腓骨、內外側副韌帶等完整的三維有限元模型（見圖1）。

通過查閱文獻，按表1定義彈性模量[6-7]。

1.2.4缺損模型建立在膝關節數字化模型將內側半月板全部切除，然后于股骨內側髁最常見損傷部位制造0.49、0.80、1.0、1.70、2.56及3.24 cm2大小的缺損模型，深度足夠達軟骨下骨[8]。在股骨上施加1 150 N垂直壓應力，類似于步態周期中的伸直狀態，以內側半月板切除后軟骨缺損組為實驗組，膝關節各部位完整的正常組為對照組分析膝關節軟骨及半月板最大壓應力與最大剪切應力。3例測試者分別對已建立的三維有限元模型進行分析，分別得到關節軟骨和半月板各部位應力分布圖，經統計學計算得到3次分析結果的平均值及標準差。

1.3統計學方法

采用SPSS 20.0統計軟件進行數據處理，計量資料用均數±標準差（±s）表示，統計分析用兩獨立樣本的t檢驗，P<0.05為差異有統計學意義。

圖1　膝關節三維數字化模型及其部分結構

表1　膝關節三維數字化模型各材料屬性

2　結果

2.1正常軟骨有限元分析結果

由應力分布圖可見（見圖2），對于正常膝關節，股骨內側髁及外側髁的前部軟骨有較高的應力，最大壓應力分別為（2.9±0.12）和（4.0±0.17）MPa，雙髁后部軟骨最大壓應力分別為（0.9±0.10）和（0.7± 0.09）MPa，可見股骨內側髁及外側髁的前部為高負重區，而雙髁后部為低負重區。與股骨髁部類似，脛骨平臺也存在高負重區與低負重區，內側脛骨平臺及外側平臺軟骨最大壓應力分別為（3.8±0.11）和（1.9±0.25）MPa。而對于半月板，大部分應力集中于內側半月板后角及外側半月板前角，最大壓應力分別為（3.1±0.12）和（5.1±0.26）MPa。故股骨髁及脛骨平臺部軟骨、半月板均存在低負重區及高負重區。

2.2軟骨缺損模型有限元分析結果

對正常膝關節軟骨及半月板應力分析結果進行統計學分析，分析采用兩獨立樣本t檢驗。軟骨缺損組與正常組比較，股骨內側髁及內側脛骨平臺關節軟骨最大壓應力及最大剪切應力，差異有統計學意義（P<0.05）。軟骨缺損組與正常組比較股骨外側髁及外側脛骨平臺關節軟骨、外側半月板最大壓應力及最大剪切應力均差異有統計學意義（P<0.05）。說明內側半月板全部切除后股骨內側髁部軟骨缺損對內外側間室接觸應力均有影響，但以內側間室影響較為明顯。

圖2　健康軟骨壓應力分布

表2　軟骨缺損組與正常組內側間室最大壓應力對比統計學分析（MPa，±s）

表2　軟骨缺損組與正常組內側間室最大壓應力對比統計學分析（MPa，±s）

組別　　股骨內髁軟骨　　內側脛骨平臺軟骨0.49 cm2　4.8±0.23　4.0±0.03 0.80 cm2　5.85±0.13　4.2±0.09 1.00 cm2　5.97±0.09　4.7±0.11 1.70 cm2　6.7±0.20　4.8±0.25 2.56 cm2　8.7±0.24　6.5±0.06 3.24 cm2　9.8±0.10　6.8±0.08正常組　2.9±0.12　3.8±0.11 t值　P值29.92　0.000 510.96 0.000 177.25 0.000 126.35 0.000 83.72　0.000 597.56 0.000 t值　P值4.33　0.049 34.64 0.001 32.25 0.001 12.37 0.006 93.53 0.000 173.21 0.000

表3　缺損組半月板及軟骨最大壓應力相對正常組升高百分比（%）

圖3　軟骨缺損邊緣最大壓應力分布

各個軟骨缺損邊緣的應力均明顯出現應力集中，缺損面積越大應力升高越明顯（見圖3～5和表2～5）。內側半月板全部切除后即使是缺損面積較小的0.49 cm2與0.80 cm2的應力升高也極為明顯（見表2～5和圖4～5），缺損邊緣最大壓應力分別為（4.8± 0.23）MPa和（5.85±0.13）MPa，相對于正常軟骨（2.9± 0.12）MPa分別增高65.5%和101.7%。0.49 cm2與0.80 cm2缺損面積的剪切應力分別為（2.8±0.13）MPa和（3.4±0.05）MPa，相對于正常軟骨（1.7±0.22）MPa分別增高64.7%和100%。

表4　軟骨缺損組與正常組內側間室最大剪切應力對比統計學分析（MPa，±s）

表4　軟骨缺損組與正常組內側間室最大剪切應力對比統計學分析（MPa，±s）

組別　　股骨內髁軟骨內側脛骨平臺軟骨0.49 cm2　2.8±0.13　2.3±0.13 0.80 cm2　3.4±0.05　2.4±0.25 1.00 cm2　3.54±0.12　2.7±0.21 1.70 cm2　3.9±0.19　2.8±0.22 2.56 cm2　4.9±0.20　3.6±0.09 3.24 cm2　6.0±0.08　3.9±0.12正常組　1.7±0.22　2.1±0.15 t值　P值21.170 0.001 17.322 0.003 31.870 0.001 127.017 0.000 277.128 0.000 53.199 0.000 t值　P值17.321　0.003 5.196　0.035 17.321　0.003 17.321　0.003 43.301　0.001 103.923 0.000

表5　　缺損組半月板及軟骨最大剪切應力相對正常組升高百分比　%

圖4　缺損面積與最大壓應力關系

圖5　缺損面積與最大剪切應力關系

3　討論

本研究重建的數字化模型包括股骨、脛骨、內外側半月板、內外側副韌帶、前后交叉韌帶、髕骨及髕韌帶等膝關節主要結構。建立高保真度的膝關節數字化模型，從而確保獲得的接觸應力更接近實際情況。本室驗建立的模型軟骨缺損處位于內側髁，主要考慮內側髁軟骨是膝關節最容易損傷部位[9]。Lee 等[10]發現，半月板成型后影響關節軟骨退變主要為最大接觸應力而非平均接觸應力，因此，本實驗僅計算最大壓應力及最大剪切應力。

實驗結果顯示，內側半月板全部切除后，由于股骨髁中間區域軟骨因直接與脛骨平臺軟骨相接觸，即使是較小的缺損面積，缺損邊緣及內側脛骨平臺最大壓應力增高也非常明顯，缺損面積越大，應力增高也更大。而且未發現與內側半月板完整時虛擬股骨內側髁部不同缺損面積出現的分界線效應[5]。既往研究顯示，半月板撕裂或者部分切除后對外側間室應力影響不大[11]，但本實驗結果顯示，內側半月板全部切除后外側間室應力增高明顯，說明內側半月板全部切除后股骨髁部軟骨缺損對內外側間室應力分布均有影響，缺損面積越大影響越大，尤其對內側間室影響更大。外側間室在內側半月板全部切除后軟骨及外側半月板最大應力均明顯增加，可能是內側半月板全部切除后膝關節力線發生改變，內側關節間隙變窄，膝關節應力分布改變導致[12-13]。

既往研究表明，較大面積的軟骨缺損相對小的軟骨缺損常常有較差的臨床結果，可能預示著軟骨的退變與軟骨缺損面積有較大的關系[14]。對于較大的軟骨缺損，負重區域應力會重新再分布，這將導致正常軟骨因負重增加而出現關節內流體壓降低，從而出現軟骨營養不良及關節摩擦力增加，從而出現正常軟骨退變[6，15]。本實驗亦證明該觀點，較大的軟骨缺損邊緣應力明顯增加，由此可能導致部分正常軟骨退變，而對于缺損面積較小的軟骨缺損，應力增加不明顯。與Pena及Dong的實驗結果類似[5，16]。

當然本實驗仍存在一些局限性。首先，實驗分析膝關節伸直位時膝關節各部位的應力變化，而沒有行動態模擬分析；其次，半月板及軟骨在實驗中被定義為單相線彈性和同一性的材料，而學者多認為他們應該在建模時考慮時變性的多孔彈性材料。另外軟骨缺損模型為不同面積的四方形，可能與臨床的實際情況有一定差異。盡管存在以上局限性，實驗仍有助于了解不同缺損面積對膝關節應力變化的影響，為臨床工作提供理論依據。

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（張蕾編輯）

新進展研究

Finite element analysis of effects of different sizes of osteochondral defect after total medial meniscectomy*

Lin-song Ji, Yan-lin Li, Zan Huang, Di Jia, Yang Yu, Huan-yu Gao
(Department of Sport Medicine, the First Affiliated Hospital of Kunming Medical University, Kunming, Yunnan 650032, China)

Abstract:Objective To study the reconstruction of three dimensional finite element model based on two-dimensional MRI image data of the knee joint. To explore the stress effects on knee joint from the different sizes of osteochondral defect simulated on the medial femoral condyle after total medial meniscectomy with finite element analysis. Methods A fidelity 3-digital knee model including bones, articular cartilage, menisci and ligaments based on two-dimensional MRI image data was reconstructed. Then we developed a model of a total medial meniscectomy. Six full-thickness cartilage defects (0.49, 0.80, 1.0, 1.70, 2.56 and 3.24 cm2) were simulated on the medial femoral cartilage, which corresponded to the most often damaged condyle. A compressive load of 1,150 N was applied at the top surface of the femur, which corresponded to the load of the gait cycle for a full extension position. The maximalshear stress and maximal compressive stress were investigated. Results The contact stress of both the medial compartment and the lateral compartment of the knee joint was obviously affected by the different sizes of osteochondral defect simulated on the medial femoral condyle after total medial meniscectomy. But the impact of the medial compartment was more obvious than the lateral compartment. Conclusions A 3-digital fidelity knee model can provides a better understanding of the healthy knee contact behavior, and investigates the effect of cartilage defects simulatedbook=66,ebook=71on the medial femoral cartilage after total medial meniscectomy on the knee biomechanics.

Keywords:knee joint; osteochondral defect; biomechanical; finite element analysis; meniscectomy

[通信作者]李彥林，E-mail：852387873@qq.com；Tel：15987186373

*基金項目：云南省創新團隊項目（No：2014HC018）；云南省國際合作項目（No：2013IA004）；云南省醫學學科帶頭人培養基金（No：D-201207）

收稿日期：2015-09-18

文章編號：1005-8982（2016）08-0065-06

DOI:10.3969/j.issn.1005-8982.2016.08.014

中圖分類號：R684.3

文獻標識碼：A