前交叉韌帶重建聯合內側半月板部分切除術后不同屈膝狀態下脛股關節生物力學變化的有限元分析

張曉輝 王 俊 廖八根

1.廣州體育學院運動醫學室，廣東廣州 515500；2.高尚醫學影像廣州中心，廣東廣州 515500

前交叉韌帶斷裂是臨床常見的運動損傷，前交叉韌帶重建術（anterior cruciate ligament reconstruction，ACLR)對穩定膝關節起著關鍵的作用，但ACLR 術后中、長期膝關節患骨性關節炎風險仍很高[1-3]，特別是聯合部分半月板切除術者[4-5]。膝關節生物力學的改變在膝骨關節炎（knee osteoarthritis，KOA）的發病機制中起著關鍵作用[6]，包括脛股接觸面積和應力、半月板的形變位移等均可能會導致軟骨的形態特征改變，誘發骨性關節炎。有限元分析可根據復雜的解剖結構及邊界條件設定后，加載負荷分析骨關節的力學變化[7-12]。使用膝關節有限元模型進行仿真可直觀地了解脛股關節的生物力學特征[13]，但目前基于不同屈膝狀態下建立的術后有限元模型研究較少，膝關節軟骨、半月板在不同運動負荷中的力學行為特征仍有待闡明。本研究擬構建ACLR 聯合內側半月板部分切除術（partial medial meniscectomy，PMM）術后不同關節活動度的有限元模型以闡明其力學特征，為臨床康復提供參考信息。

1 資料與方法

1.1 一般資料

選取2018 年6 月于廣州體育學院運動醫學室行右膝ACLR 聯合PMM 的35 歲男性患者1 例為研究對象。實驗方案經廣州體育學院運動醫學室人體實驗倫理委員會批準（2020DWLL-008），患者簽署知情同意書。本研究起止時間為：2020 年2 月至5 月。

1.2 實驗設備與數據采集

①核磁共振（SIEMENS 3.0T Skyra，德國）選擇掃描3D 質子密度加權成像序列，研究對象以仰臥膝關節伸直位。②聯想ThinkStation 工作站（Windows 10.0操作系統，CPU P330，I7-9700K 8 核，主頻3.6 GHz，顯存32 GB）。③軟件：Mimics 20.0（Materialise 公司，比利時），Geomagic Studio 2013（Raindrop 公司，美國），Solidworks 2018（Dassault Systemes，美國），網格處理軟件Hypermesh（Altair 公司，美國），有限元分析軟件ANSYS 17.0（ANSYS 公司，美國）。

1.3 建模方法

①將核磁掃描的DICOM 文件導入Mimics 20.0，調節灰度值，設置閾值、手工編輯圖層工具修整模型后導出為STL 格式，見圖1。②采用Geomagic Studio 2013 對STL 格式的模型進行去除釘狀物和多余特征處理，使用精確曲面模塊探測輪廓線得到輪廓線模型，生成曲面模型并導出為STP 幾何格式，見圖2。③使用Solidworks 2018 對幾何模型特征識別和曲面診斷、修復，建立膝關各結構的不同彎曲角度模型，保存為SLDPRT 格式，見圖3。④將幾何模型導入到ANSYS 17.0 軟件中，建立Static Structural 分析類型，在分析材料庫中分別建立骨骼、半月板、關節軟骨、韌帶等材料屬性參數，對模型賦予相關的材料屬性。

圖1 Mimics 圖像處理

圖2 膝關節曲面模型處理圖

圖3 構建膝關節分析模型

1.4 材料屬性

本研究關注軟骨和半月板的應力和相對運動，不考慮骨骼的形變，將骨骼視為密質骨，定義其為均勻各向同性材料。黏彈性材料在承受負載后短時內不會出現明顯變化，因此將軟骨及半月板定義為線彈性各向同性材料，韌帶具有超彈性，視為各向同性材料[14]，具體參數見表1。

表1 骨骼、軟骨與韌帶的材料屬性參數

1.5 邊界條件

邊界條件設定：股骨屈伸運動受限，維持膝伸直位，內外翻和軸向旋轉自由度及3 個方向的平移自由度不受約束，脛腓骨遠端固定。內側半月板內緣與內側副韌帶捆綁連接。

1.6 加載條件

加載條件設定：脛腓骨遠端面固定，對股骨施加轉動位移載荷，X 軸為股骨內外髁中心的連線，股骨繞X 軸分別旋轉0°、30°、60°。基于Ahmed 等[15]和王俊然等[16]的研究對模型施加載荷：在股骨頂端的截面上，沿豎直向下的方向加載1150 N 的壓縮力；在股骨內外髁中點連線的對股骨施加134 N 的股骨后向推力。

1.7 膝關節有限元模型的驗證

本模型與Shirazi 等[17]邊界條件和中立位0°相同的加載的結果基本相同，可認為此模型有效。

2 結果

2.1 膝關節有限元模型的建立

本模型單元總數為582 044，節點總數為391 670，高度模擬了膝關節的結構和材料特性。見圖4。

圖4 加載后的膝關節有限元模型

2.2 股骨髁軟骨關節、脛骨平臺軟骨、半月板的接觸應力情況

屈膝0°，即膝關節伸直時，股骨髁軟骨應力集中于中部，脛骨平臺軟骨應力主要集中于中、后部，內側半月板應力集中于被切除的殘留端；30°、60°時股骨髁軟骨應力均集中于后部；30°時脛骨平臺軟骨應力主要集中于前外側，60°時集中于中部；內側半月板30°時應力集中于在前部，60°時在中部。見圖5（封四）。內側股骨髁軟骨、脛骨平臺軟骨的最大應力由大到小依次為屈膝60°、0°、30°，外側股骨髁軟骨及脛骨平臺軟骨、內側半月板的最大應力由大到小依次為屈膝60°、30°、0°，外側半月板最大應力由大到小依次為屈膝30°、60°、0°，內側脛骨平臺與股骨髁軟骨不同屈膝角度的最大應力均大于外側，內側半月板最大應力在屈膝0°、30°時小于外側，屈膝60°時大于外側。見圖6。

圖5 不同屈膝角度下股骨髁軟骨.脛骨平臺軟骨及半月板應力云圖

圖6 有限元加載后不同屈膝角度下股骨髁軟骨、脛骨平臺軟骨及半月板最大應力條形圖

2.3 半月板形變位移特征

各角度下內側半月板形變位移均小于外側。當伸直0°時雙側半月板位移方向相同，前角與體部均向前方位移，后角向后側位移；屈30°時內側半月板體部及后角向后側位移，外側半月板前角向后側位移，體部向兩側邊緣位移，60°時內側半月板向后側位移，外側半月板前后角向后側位移，體部向后方位移。見圖7（封四）。

圖7 不同屈膝角度下半月板位移矢量圖

3 討論

ACLR 聯合PMM 后繼發KOA 的發生率較高，有限元模型有助于全面地了解膝關節的生物力學特征。前期已有研究證實膝關節有限元分析計算模型的有效性[18-23]，但既往多數研究為伸直位0°的靜態分析，對關節內應力的動態變化未能完整再現。本研究構建了ACLR 聯合PMM 術后膝關節有限元模型，在不同屈膝狀態下施加載荷進行仿真分析，旨在闡明脛-股關節的生物力學特性。

本研究中，模型伸直0°時有限元模擬結果與既往研究[16-17]在應力分布、峰值數相似，提示該模型的可靠性，且隨著膝關節的屈曲角度加大，脛股關節的接觸面積逐漸增大。在力學行為上，最大應力隨著屈曲度加大逐漸向后移：0°的屈膝時，脛股關節的接觸區域主要發生在中部，且接觸面積相對較小；而從30°屈膝至60°時，接觸區域逐漸后移到脛股關節后部，接觸部分的最大應力隨著增加。膝關節半月板起著承受應力，通過形變吸收震蕩、分散應力的作用。正常人伸直位對膝關節內側間室的接觸壓強數值大于外側間室。本研究結果顯示ACLR 聯合PMM 術后患者與健康人不同的力學特征：0°、30°時外側半月板最大應力大于內側，脛股關節內側軟骨接觸區域的接觸應力大于外側，在股骨髁與半月板接觸區域外側最大應力于內側。原因可能是：PMM 術后內側半月板的環向承載能力減弱，內側關節間隙增大脛股關節軟骨接觸面積減小。在0°和30°軸向加載過程中，外側半月板發生正常的軸向形變并向邊緣處移動，而在內側脛股關節間隙相對較大，內側半月板殘余邊緣處產生局部擠壓變形，股骨遠端的軸向位移，與內側脛骨平臺軟骨直接接觸使之最大應力增大，此時內側半月板最大應力小于外側；而隨著屈膝加大到60°，關節腔壓力增大且最大應力集中于關節后部，內側半月板形變及位移作用減弱致使該區域的內側關節軟骨及半月板殘余端接最大應力大于外側。

Dong 等[24]對各類型半月板損傷模型研究提示：軟骨在垂直應力下應力值與不同損傷類型及程度有關，且從不同屈曲角度驗證了峰值剪切主應力和峰值壓縮主應力，表明PMM 術后半月板環向強度的下降，半月板在載荷下形變作用減弱，使關節的最大應力隨著增大。本研究則從不同關節活動下展現半月板在應力載荷形變位移特征：外側半月板的最大位移值大于內側，0°最大形變位于其體部，屈30°、60°則在體部與后角外側較內側形變更大。應力的傳遞過程，剪切應力的集中出現在半月板切除的部位，造成異常超載的現象的原因可能是內側半月板與軟骨的接觸面積減少，緩沖作用下降，隨著屈曲角度加大，半月板向后位移這種現象更有明顯。

本研究所顯示的軟骨應力、半月板位移變化可能與壓縮載荷下的瞬時效應有關，有研究提示，如脛股關節長期較高的剪切應力可能會導致關節力學紊亂，從而使軟骨基質的張力降低從而觸發KOA 發生[25]。內側半月板最大應力峰值較大且該側軟骨具有最大應力隨屈膝角度加大而增加的力學行為特征，對揭示KOA 的發生及演變具有潛在價值。結合上述研究結果，本研究有助于理解此類損傷術后繼發KOA 的臨床機制[26-27]。基于以上結果可推測：ACLR 聯合PMM 術后長期在屈膝度加大時承受相應負荷，可能是觸發內側脛股關節發生KOA 力學因素。本研究存在一些局限之處：為單一病例研究，尚未構建手術前后的模型對照；未對各損傷類型進行比較分析，在真實運動環境中脛股關節的應力特征有待進一步研究。