后穩定型全膝關節假體已經被廣泛應用于骨科臨床治療膝骨關節炎，但是脛骨襯墊立柱的磨損、斷裂以及假體松動等失效問題依然困擾著患者和醫生。了解患者體內膝關節假體的生物力學特性有利于降低術后的假體翻修率和患者不滿意度。本文針對6種不同后穩定型全膝關節假體分別建立了全膝關節置換的骨肌多體動力學模型，在模擬走路、右轉和下蹲3種生理活動下，對比研究了6種后穩定型全膝關節假體的生物力學差異。結果表明，在走路、右轉和下蹲活動中PFC Sigma和 Scorpio NGR兩種假體的立柱所受接觸力較大，增加了立柱斷裂和磨損破壞以及假體早期松動的風險。Gemini SL的螺旋型立柱設計更有利于膝關節的內外旋轉運動，同時避免了立柱邊沿接觸磨損。后穩定型全膝關節假體矢狀面較低的關節面匹配度設計和較晚的立柱-凸輪相遇接觸設計將導致較大的前后平移運動。本文為臨床指導醫生選擇、改進假體設計和降低假體失效提供了理論支撐。
引用本文： 陳瑱賢, 張志峰, 高永昌, 張靜, 郭磊, 靳忠民. 后穩定型全膝關節假體的骨肌多體動力學研究. 生物醫學工程學雜志, 2022, 39(4): 651-659. doi: 10.7507/1001-5515.202203023 復制
引言
自從20世紀70年代中期以來，各種各樣的后穩定型全膝關節假體產品被開發和應用于膝關節的初次置換和翻修手術[1]。立柱-凸輪機構是后穩定型全膝關節假體的顯著設計特征，該特征替代患者的后交叉韌帶功能，有利于限制股骨相對于脛骨的前后平移運動[2]，避免股骨髁的異常向前滾動[3-4]，產生更接近自然的膝關節運動[5]，并防止膝關節屈曲活動時脛骨向后的半脫位[6]。但是，脛骨襯墊立柱的磨損、變形和破壞[3,6-7]等失效問題制約了全膝關節置換手術的發展，顯著影響了患者術后的滿意度。同時，雖然后穩定型全膝關節假體作為和后交叉韌帶保留型全膝關節假體一樣流行的產品[8]，但和后者相比，后穩定型全膝關節假體的15年生存率僅為77%[9]，膝關節置換后的翻修風險高達45%[10]。全膝關節假體的設計是影響全膝關節置換術后臨床問題的重要因素。因此，研究和了解后穩定型全膝關節假體在人體內工作時的生物力學性能對改善假體設計和減少假體臨床失效問題具有重要的指導意義和現實需求。
前人針對后穩定型全膝關節假體的立柱-凸輪設計對體內膝關節運動學的影響開展了大量研究[11-17]，而對立柱-凸輪設計的接觸力學研究較少[2,6]。Fitzpatrick等[2]模擬分析了8種后穩定型全膝關節假體產品的脛骨襯墊立柱在人體下蹲活動中的接觸應力。Watanabe等[6]比較了膝關節深屈曲情況下圓形立柱-凸輪設計與方形立柱-凸輪設計中脛骨襯墊立柱的接觸應力。Huang等[18]發現曲面對曲面的立柱-凸輪設計有利于減少脛骨部件立柱上的應力集中。綜上所述，前人僅對下蹲和膝關節深屈曲活動下的立柱-凸輪設計特征進行了研究，尚未同時考慮平地行走、下蹲和右轉步態等基礎、常見的生理活動，不同后穩定型全膝關節假體在不同生理活動下的生物力學性能還有待研究。
此外，骨肌系統的多體動力學模型已被廣泛應用于臨床醫學領域[19]。前人在評估全膝關節假體的接觸力學和關節運動時采用了傳統的局部有限元建模分析方法[2,6,18,20]，沒有考慮人體下肢的骨骼肌肉系統，也忽略了膝關節假體設計對關節受力和運動的影響。現在，全膝關節置換的下肢骨肌多體動力學建模方法的發展為在體生物力學環境下評估膝關節假體性能提供了有效手段。國外，Mizu-Uchi等[21]基于LifeMOD軟件、Smith等[22]基于SIMM+ SD/Fast軟件、Kia等[23]基于ADAMS軟件、Kebbach等[24]基于SIMPACK+Simulink軟件、Marra等[25]基于Anybody軟件分別開發了全膝關節置換的骨肌多體動力學模型。國內，本團隊[26]和李宏偉等[27]基于Anybody軟件、崔偉玲等[28]和劉佳耕等[29]基于OpenSim軟件也分別開發了全膝關節置換的骨肌多體動力學模型。然而，到目前為止，不同生理活動下基于下肢骨肌多體動力學建模方法的不同后穩定型全膝關節假體的生物力學性能尚未對比研究。
本文基于前期已建立和驗證的個體化全膝關節置換的下肢骨肌多體動力學建模框架[26]，針對6種臨床使用的后穩定型全膝關節假體建立了相應的骨肌多體動力學模型，在模擬患者步態行走、下蹲和右轉生理活動下，對比研究不同后穩定型全膝關節假體的生物力學差異，以期為臨床后穩定型全膝關節假體的選擇和優化設計提供參考依據。
1 材料和方法
基于骨肌多體動力學建模軟件Anybody（版本6.3）和第五屆“Grand Challenge Competition to Predict In Vivo Knee Loads”大賽項目（https://simtk.org/home/kneeloads）開源的一名男性患者（身高180 cm，體重75 kg）的計算機斷層掃描（computed tomography，CT）數據和站立、走路、右轉以及下蹲運動測量數據，本文利用已驗證的個體化全膝關節置換的下肢骨肌多體動力學建模框架[26]，針對逆向反求建模獲得的6種不同后穩定型膝關節假體構建了相應的全膝關節置換的下肢骨肌多體動力學模型，并模擬了患者行走、下蹲和右轉3種日常生理活動。這6種不同后穩定型全膝關節假體分別是Attune（DePuy，美國）、PFC Sigma（DePuy，美國）、Gemini SL（Link，德國）、Genesis II（Smith&Nephew，英國）、Scorpio NGR（Stryker，美國）、NexGen LPS-Flex（Zimmer，美國）（見圖1）。
圖1
6種不同的后穩定型全膝關節假體設計
Figure1.
Six different designs of posterior-stabilized total knee prostheses
1.1 全膝關節置換的骨肌多體動力學建模
本文基于Anybody軟件提供的人體通用模型（AnyBody Managed Model Repository，版本1.6.2），通過模型縮放、肌肉募集優化、關節置換、接觸建模、韌帶建模建立全膝關節置換的骨肌多體動力學模型。通用人體骨骼肌肉模型是基于“Twente Lower Extremity Model （TLEM）”[30]人體測量數據庫建立的，模型體節包括頭骨、軀干、盆骨、股骨、髕骨、脛骨、距骨和腳，相鄰體節之間通過關節連接并實現運動約束。人體模型僅考慮了下肢160個肌肉束以減少計算時間，每根肌肉通過起始點和插入點附著在骨頭表面，通過曲面包裹來模擬肌肉的作用路徑。
利用大賽提供的這名男性患者的下肢CT數據，通過Mimics軟件（版本17，Materialise NV，比利時）反求建模獲得股骨和脛骨的三維幾何模型。通過Geomagic studio軟件（版本12，Geomagic，美國）提取通用模型和患者股骨和脛骨幾何表面的解剖特征點坐標，采用個體化骨縮放方法[25]將通用模型的股骨和脛骨幾何形狀縮放成個體化患者的骨幾何形狀。除通用模型股骨和脛骨以外的其他骨幾何，根據患者的身高、體重、站立時的運動學標記位置，采用長度-質量-脂肪比例縮放定律進行縮放。在骨幾何形狀縮放過程中，通用模型的肌肉和韌帶附著點隨著骨幾何表面形狀的變形而實現線性個體化調整[31]。每個肌肉的強度計算考慮了肌肉的生理橫截面積及其系數27 N/cm2。膝關節屈肌和伸肌還考慮了35%的肌肉強度衰減以模擬膝關節置換手術對周圍軟組織造成的松弛影響[25]。
骨肌模型包括很多肌肉單元，這些肌肉單元的數目大于模型自由度的數目，肌肉募集時就會產生冗余問題。Anybody將逆動力學分析中求解肌肉募集問題轉變成了一個最小優化問題。此外，骨肌模型中的肌肉有一個比較寬的起始和插入面，因此很多肌肉被分成很多肌肉束。肌肉的這樣一個細分會影響肌肉力和關節反作用力的評估[32]。因此，本文引入了一個基于肌肉體積的加權系數Vi，以此來解釋細分和非細分肌肉間力的分配。新的肌肉募集準則優化方程如下：
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式中：G(f (M)) 為優化的目標函數，M為肌肉，f (M) 為肌肉力，n(M) 為肌肉數目，fi(M) 為第i個肌肉力，C 為所有未知力的系數矩陣，f 為由肌肉力和關節反作用力組成的未知力矩陣，d為外力、慣性力等約束矩陣。對于細分的肌肉，Vi 是每束肌肉單元的體積占該肌肉體積的一個分數比例。
在骨科醫生的指導下，對縮放后的骨肌模型進行膝關節截骨模擬。依據患者股骨遠端內外寬度尺寸，選用了寬度一致的6種不同后穩定型全膝關節假體模型，然后分別以STL格式導入骨肌模型，對原有簡化的膝關節模型進行置換，分別針對不同假體建立全膝關節置換的骨肌模型（見圖2）。所有假體依據臨床手術要求安裝，膝關節假體的關節線采用了同一位置。對于置換后的膝關節，股骨部件、脛骨托盤和髕骨部件分別與股骨、脛骨和髕骨剛性固定約束，脛骨襯墊與脛骨托盤剛性固定約束。基于Anybody FDK（force-dependent kinematics）方法[25-26]，將骨肌模型的股骨脛骨關節定義為6個自由度關節，股骨髕骨關節定義為5個自由度關節，連接髕骨和脛骨肌腱的剛性約束使得股骨髕骨關節喪失了1個自由度。
圖2
全膝關節置換的骨肌模型
Figure2.
Musculoskeletal model of total knee arthroplasty
在股骨部件表面與脛骨襯墊內側、外側和立柱表面間建立了3個接觸對，股骨部件表面與髕骨部件表面間建立了1個接觸對。基于彈性基理論建立了4個柔性接觸模型，利用線性力-滲透體積定律［見式(4)］通過計算接觸面幾何所有三角網格頂點的接觸分力之和來分別計算相應接觸面的接觸力。三角網格頂點的接觸分力（Fi）與相應滲透體積（Vi）的關系定義為
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式中，PV為材料參數接觸壓力模量，可以通過式(5)計算獲得。pi和di是接觸壓力和滲透深度，Ai是單位接觸面積。脛骨襯墊是非線性超高分子量聚乙烯材料，v和h是超高分子量聚乙烯材料的泊松比和脛骨襯墊厚度，εo=0.059 7，Po=18.4 MPa，n=3，基于先前的研究[33]，接觸壓力模量PV定義為1.24e11 N/m3。
膝關節置換后的關節穩定性是由關節周圍肌肉力和韌帶力及關節接觸力平衡實現。為了穩定膝關節，在脛股骨關節和髕股骨關節周圍建立了韌帶模型（見圖2），具體包括膝關節內側旁系韌帶、外側旁系韌帶、后內側韌帶和內、外側髕骨韌帶。通過定義韌帶作用時包裹在人工膝關節假體和骨骼表面來模擬韌帶作用路徑。所有韌帶采用分段力-位移相對關系的非線性彈性單元來模擬韌帶的解剖學功能束，如下：
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式中，f為作用力，k為韌帶剛度，?l為非線性應變參數0.03，?為韌帶在力作用下的應變，L為韌帶長度。Lo為韌帶零載荷長度，主要取決于韌帶的初始長度Lr和參考應變?r，韌帶材料參數來自文獻[34]。
1.2 行走、右轉、下蹲運動的動力學仿真
將運動測量實驗獲得的行走、右轉以及下蹲運動的C3D數據，分別導入全膝關節置換的骨肌模型，建立人體實驗采集Marker熒光標記點和骨肌模型虛擬Marker標記點的對應關系，通過逆向運動學分析驅動骨肌模型模擬人體行走、右轉和下蹲運動，分析不同生理活動下各體節的位置、速度和加速度變化信息以及關節的運動角度。
將行走、右轉以及下蹲運動測量實驗時獲得的足底反作用力數據導入骨肌模型，結合上述逆向運動學分析獲得的體節位置、速度和加速度變化信息以及關節運動角度，通過逆向動力學分析驅動骨肌模型進行行走、右轉、下蹲運動的動力學仿真（見圖3），求解肌肉募集優化函數，同時計算脛骨襯墊內側和外側接觸力，襯墊立柱接觸力以及屈曲伸展運動、內外旋轉運動和前后平移運動范圍。
圖3
行走、右轉、下蹲模擬
Figure3.
Simulation of walking, right-turning and squatting
2 結果
行走、右轉和下蹲生理活動下脛骨襯墊立柱的接觸受力呈現出不同情況（如圖4所示）。在行走步態中，PFC Sigma和Scorpio NGR假體的立柱承受了較大的接觸力，Gemini SL假體的立柱承受了較小的接觸力，PFC Sigma假體立柱的最大接觸力為351 N。在右轉步態中，PFC Sigma和Scorpio NGR假體的立柱同樣承受了較大的接觸力，PFC Sigma假體立柱的最大接觸力為182 N。和行走步態相比，右轉步態中Gemini SL假體的立柱不受力。Attune和NexGen LPS-Flex假體的立柱在整個行走步態和右轉步態周期內都不受力。Genesis II的立柱僅在行走步態和右轉步態的擺動相承受較小的接觸力。在下蹲活動中，隨著膝關節屈曲角度的增大，膝關節假體立柱的接觸力也隨之增大。不同的是，PFC Sigma、Scorpio NGR和Genesis II假體從屈膝運動開始立柱和凸輪就發生了接觸，而Gemini SL、Attune和NexGen LPS-Flex假體的立柱分別在下蹲周期43%、62%和80%時才發生立柱和凸輪接觸。在下蹲屈膝90°時，Scorpio NGR、Genesis II、Gemini SL、PFC Sigma、NexGen LPS-Flex和Attune假體的最大接觸力依次是796、561、468、451、234、203 N。
圖4
6種膝關節假體在行走、右轉和下蹲模擬下的立柱接觸力
Figure4.
Post contact forces of six knee prostheses under walking, right-turning and squatting simulation
行走、右轉和下蹲生理活動下膝關節的接觸受力情況如圖5所示。在行走步態和右轉步態站立相，Gemini SL和Scorpio NGR假體的內外側關節接觸力顯著不同，Gemini SL假體的內側關節接觸力較大，外側接觸力較小，而Scorpio NGR假體的內外側關節接觸力情況剛好相反。Attune、Genesis II和NexGen LPS-Flex假體的內側關節接觸力在站立相周期內相近。在行走步態和右轉步態的擺動相，NexGen LPS-Flex假體承受的內側關節接觸力較大而Genesis II假體承受的內側關節接觸力較小。在行走步態和右轉步態站立相，膝關節總接觸力受假體設計差異影響較小。在下蹲活動過程中，6種膝關節假體的內側關節接觸力呈現較大差異，外側關節接觸力在膝關節屈膝角度超過50°后呈現較大差異，其中PFC Sigma、Attune和Genesis II假體的內側關節接觸力相近。Scorpio NGR假體在膝關節屈膝0～50°過程中內側關節接觸力較大，而在屈膝50～90°過程中內側關節接觸力較小。PFC Sigma假體在膝關節屈膝角度超過50°后外側關節承載較大。在下蹲膝關節屈膝角度超過50°后，6種膝關節假體中Scorpio NGR假體承載了較小的關節總接觸力，而PFC Sigma假體承載了較大的關節總接觸力。此外，對比行走步態，人體在右轉步態中內側關節接觸力較小，外側關節接觸力較大，最大關節總接觸力相當于行走步態最大關節總接觸力的85.7%。
圖5
6種膝關節假體在行走、右轉和下蹲模擬下的膝關節內側、外側和總接觸力
Figure5.
Medial, lateral and total knee contact forces of six knee prostheses under walking, right-turning and squatting simulation
行走、右轉和下蹲生理活動下膝關節的屈曲伸展運動、內外旋轉運動和前后平移運動情況如圖6所示。膝關節的屈曲伸展運動在三種生理活動下基本不受膝關節假體差異的影響。膝關節內外旋轉運動和前后平移運動受膝關節假體關節面設計和立柱凸輪設計的影響較大。在行走步態中，PFC Sigma假體獲得的內外旋轉運動范圍較小（?0.6～1.4°），Scorpio NGR假體獲得的前后平移運動范圍較小（?0.6～1.4 mm），而NexGen LPS-Flex假體獲得的前后平移運動范圍較大（?2.3～5.3 mm）。在右轉步態中，Genesis II和Gemini SL假體獲得的內外旋轉運動范圍較大，分別為?1.8～5.7°和?1.3～5.3°；NexGen LPS-Flex、Genesis II和Gemini SL假體獲得的前后平移運動范圍較大，分別為?2.6～4.6 mm、?2.3～4.2 mm和?3.7～3.6 mm。在下蹲活動中，Gemini SL假體獲得的內外旋轉運動范圍較大（?5.1～4.5°），NexGen LPS-Flex獲得的前后平移運動范圍較大（?0.3～7.6 mm）。在行走步態、右轉步態和下蹲運動過程中，Genesis II假體的前后平移運動呈現了和其他假體不同的趨勢。
圖6
6種膝關節假體在行走、右轉和下蹲模擬下的屈曲伸展、內外旋轉和前后平移運動
Figure6.
Flexion-extension rotation, internal-external rotation and anterior-posterior translation of six knee prostheses under walking, right- turning and squatting simulation
3 討論
立柱-凸輪設計是后穩定型全膝關節假體的典型結構特征，立柱-凸輪設計的變化不僅與生理活動下立柱的受力密切相關，還影響著膝關節的關節運動功能。同時，膝關節假體關節面的設計變化使得后穩定型全膝關節假體的生物力學差異更加復雜。本文借助全膝關節置換的骨肌多體動力學建模方法，在人體日常生活中典型的平地行走步態、右轉步態和下蹲運動的動力學條件下，對比研究了6種臨床使用的后穩定型全膝關節假體在體內的受力和運動情況，全面評估和理解這些假體的接觸力學和運動學，為臨床后穩定型全膝關節假體的選擇和優化設計提供了參考依據。
立柱-凸輪設計的目的是引導和限制膝關節運動，因此脛骨襯墊的立柱應避免承載。立柱承受接觸力不僅會導致立柱的磨損和斷裂，還會引發脛骨托盤固定界面的松動問題。然而，本文發現PFC Sigma和Scorpio NGR假體在行走步態和右轉步態中立柱承受了較大的接觸力，可能與立柱-凸輪的邊沿接觸有關，這大大增加了立柱磨損斷裂和假體松動的風險。前人的研究已表明方形的立柱設計比圓形的立柱設計更容易產生邊沿接觸，更容易產生應力集中導致較大的受力[6]。PFC Sigma假體就是采用方形的立柱設計，不僅極大地限制了關節活動，還導致出現較大的接觸力。在下蹲屈膝過程中立柱的受力情況與行走步態、右轉步態過程不同，前人的研究僅考慮下蹲屈膝條件來評估設計性能，不能全面理解產品的性能和功能。在下蹲屈膝過程中，Scorpio NGR假體的立柱承受了最大的接觸力，其次是Genesis II假體。Akasaki等[35]通過實驗也發現Scorpio NGR假體在屈膝90°時的立柱受力明顯比PFC Sigma假體的受力大，圖4結果不僅再次證實這一點，同時還表明在行走步態和右轉步態中，Scorpio NGR假體的立柱受力明顯也比PFC Sigma假體的受力大。這兩種假體立柱的受力差異不僅受立柱-凸輪設計的影響，還受到立柱與股骨部件髁間結構設計的影響，在行走步態和右轉步態中立柱和股骨部件髁間結構發生了接觸。
后穩定型全膝關節假體的內外側接觸力和總接觸力變化主要與假體的關節面設計有關，關節面設計的差異主要影響的是內外側接觸力分布的變化[36]。在行走步態和右轉步態的站立相，6種膝關節假體中Gemini SL假體的內側關節接觸力較大，外側接觸力較小，而Scorpio NGR假體的內外側關節接觸力情況剛好相反。站立相膝關節內外側關節接觸力的變化主要取決于假體矢狀面的匹配度設計以及股骨遠端半徑的大小。然而，在行走步態和右轉步態的擺動相，6種膝關節假體中NexGen LPS-Flex假體的內側關節接觸力較大，Genesis II假體的內側關節接觸力較小。這些差異主要來自股骨后髁屈膝30～60°接觸部分的后髁半徑設計。而股骨后髁屈膝大于60°接觸部分的后髁半徑設計差異在屈膝角度超過60°的下蹲活動中更加明顯。如圖1所示，6種膝關節假體的股骨后髁采用了不同的單半徑或多半徑設計策略，這是造成深度屈膝情況下膝關節接觸力變化的重要原因。
立柱-凸輪設計變化與膝關節運動學密切相關[13-14]，螺旋狀的立柱設計更有利于在弓步和跪姿情況下獲得生理的脛骨內旋運動[14]。Gemini SL假體就采用了螺旋狀的立柱設計，獲得了較好的內外旋轉活動功能。6種假體產品中，Gemini SL和Genesis II假體立柱-凸輪采用了曲面對曲面的設計，同時后面和側面連接平滑。曲面對曲面的立柱-凸輪設計有利于獲得更好的膝關節內外旋轉功能[37]。雖然Scorpio NGR和Attune假體立柱后面的曲面設計使其在行走步態中也獲得了較大的內外旋轉運動范圍，但是由于這兩種假體的立柱后面和側面存在邊沿而非曲面過渡設計，從而導致在右轉步態中它們的內外旋轉運動范圍與方形立柱設計相似，小于Gemini SL和Genesis II假體。PFC Sigma假體的立柱設計極大地限制了膝關節的內外旋轉功能，在行走步態、右轉步態和下蹲活動中膝關節的內外旋轉運動范圍在6種假體中最小。
膝關節的前后平移運動和內外旋轉運動在人體負重活動中高度依賴于脛骨襯墊的幾何設計[11]。結合圖4和圖6發現，較早的立柱-凸輪碰面接觸設計限制了膝關節的前后平移運動，PFC Sigma和Scorpio NGR假體的脛骨襯墊立柱和股骨部件的凸輪以及髁間結構接觸，限制了膝關節前后平移的范圍，脛骨襯墊前側較高的邊沿設置也起到了一定限制作用。圖4和圖6的結果再一次表明了膝關節的前后平移運動與襯墊內外側關節面設計的關系[1]，膝關節假體內外側關節面在矢狀面較低的匹配度設計導致了較大的前后平移運動范圍[34]。Gemini SL、Genesis II和NexGen LPS-Flex假體的脛骨襯墊關節面在矢狀面采用了較大的曲率半徑，較平的關節面設計讓假體獲得了較大的前后平移運動范圍。其中Genesis II假體的前后平移運動呈現了和其他假體不一樣的趨勢，主要原因是該假體不僅采用了較平的關節面設計，同時脛骨襯墊前側邊沿采用了較低的設計，關節面接觸點設計偏前側，而傳統的關節面接觸點設計位于脛骨襯墊前后長度的2/3處以優化膝關節伸展機制[11]，上述這些有別于其他假體的幾何設計導致了不一樣的運動趨勢。對于脛骨后傾角較大的患者，立柱-凸輪設計和關節面匹配度設計應當限制股骨的向前滑移運動，否則會加劇股骨的向前滑移運動而產生矢狀面的脛骨襯墊校準問題[38]。
本文仍存在一些局限性。首先，CT數據無法獲取準確的肌肉解剖信息，本文下肢肌肉模型的附著點是根據骨縮放變形而近似調整的，所以肌肉模型的精確建模及其對結果的影響應當在未來的工作中加以明確。其次，受實驗數據限制，當前模型僅考慮了行走、右轉和下蹲三個典型運動，且僅考慮了一個患者的運動數據。膝關節假體的運動學高度依賴于人體的日常活動[39]，所以膝關節假體設計應考慮更多的生理活動和不同患者走路姿態的差異。立柱-凸輪的接觸機制受到患者步態活動、肌肉和關節因素的影響[11]。第三，受當前軟件和方法的限制，本文未考慮關節接觸面的摩擦系數。此外，本文考慮的6種后穩定型全膝關節假體除了立柱-凸輪設計存在差異外，關節面設計也存在差異，所以研究結果也受到了關節面設計的影響。同時，置換手術中選擇不同假體尺寸所帶來的影響也未被考慮。因此，本文僅反映了目前后穩定型全膝關節假體產品的動力學差異，最優的后穩定型全膝關節假體設計方案需要在未來的工作中同時考慮立柱-凸輪設計與關節面設計的參數變化來確定。
4 結論
本文采用全膝關節置換的骨肌多體動力學建模方法，對比研究了6種臨床使用的后穩定型全膝關節假體的生物力學性能。6種膝關節假體在走路、右轉和下蹲活動中呈現了不同的力學性能和運動功能，這表明膝關節假體的研發應考慮更多的日常生理活動條件。PFC Sigma和Scorpio NGR假體在行走步態和右轉步態中脛骨襯墊立柱承受了較大的接觸力，這兩種假體的磨損和松動風險較大。襯墊立柱后面與側面的非曲面平滑設計會限制膝關節的內外旋轉運動，6種假體中Gemini SL的螺旋型立柱設計更有利于膝關節的內外旋轉運動和避免了立柱邊沿接觸磨損。后穩定型全膝關節假體的前后平移運動同時受到立柱-凸輪設計和內外側關節面匹配度設計的影響，矢狀面較低的關節面匹配度設計和較晚的立柱-凸輪相遇接觸設計將導致較大的前后平移運動。國產后穩定型的全膝關節假體設計可以借鑒這些產品的生物力學結果進行優化，設計出符合國人特征的假體。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：靳忠民和陳瑱賢構思并設計了研究方案，陳瑱賢和張志峰執行了建模仿真和撰寫論文，高永昌、張靜、郭磊和靳忠民討論并修改了論文。
引言
自從20世紀70年代中期以來，各種各樣的后穩定型全膝關節假體產品被開發和應用于膝關節的初次置換和翻修手術[1]。立柱-凸輪機構是后穩定型全膝關節假體的顯著設計特征，該特征替代患者的后交叉韌帶功能，有利于限制股骨相對于脛骨的前后平移運動[2]，避免股骨髁的異常向前滾動[3-4]，產生更接近自然的膝關節運動[5]，并防止膝關節屈曲活動時脛骨向后的半脫位[6]。但是，脛骨襯墊立柱的磨損、變形和破壞[3,6-7]等失效問題制約了全膝關節置換手術的發展，顯著影響了患者術后的滿意度。同時，雖然后穩定型全膝關節假體作為和后交叉韌帶保留型全膝關節假體一樣流行的產品[8]，但和后者相比，后穩定型全膝關節假體的15年生存率僅為77%[9]，膝關節置換后的翻修風險高達45%[10]。全膝關節假體的設計是影響全膝關節置換術后臨床問題的重要因素。因此，研究和了解后穩定型全膝關節假體在人體內工作時的生物力學性能對改善假體設計和減少假體臨床失效問題具有重要的指導意義和現實需求。
前人針對后穩定型全膝關節假體的立柱-凸輪設計對體內膝關節運動學的影響開展了大量研究[11-17]，而對立柱-凸輪設計的接觸力學研究較少[2,6]。Fitzpatrick等[2]模擬分析了8種后穩定型全膝關節假體產品的脛骨襯墊立柱在人體下蹲活動中的接觸應力。Watanabe等[6]比較了膝關節深屈曲情況下圓形立柱-凸輪設計與方形立柱-凸輪設計中脛骨襯墊立柱的接觸應力。Huang等[18]發現曲面對曲面的立柱-凸輪設計有利于減少脛骨部件立柱上的應力集中。綜上所述，前人僅對下蹲和膝關節深屈曲活動下的立柱-凸輪設計特征進行了研究，尚未同時考慮平地行走、下蹲和右轉步態等基礎、常見的生理活動，不同后穩定型全膝關節假體在不同生理活動下的生物力學性能還有待研究。
此外，骨肌系統的多體動力學模型已被廣泛應用于臨床醫學領域[19]。前人在評估全膝關節假體的接觸力學和關節運動時采用了傳統的局部有限元建模分析方法[2,6,18,20]，沒有考慮人體下肢的骨骼肌肉系統，也忽略了膝關節假體設計對關節受力和運動的影響。現在，全膝關節置換的下肢骨肌多體動力學建模方法的發展為在體生物力學環境下評估膝關節假體性能提供了有效手段。國外，Mizu-Uchi等[21]基于LifeMOD軟件、Smith等[22]基于SIMM+ SD/Fast軟件、Kia等[23]基于ADAMS軟件、Kebbach等[24]基于SIMPACK+Simulink軟件、Marra等[25]基于Anybody軟件分別開發了全膝關節置換的骨肌多體動力學模型。國內，本團隊[26]和李宏偉等[27]基于Anybody軟件、崔偉玲等[28]和劉佳耕等[29]基于OpenSim軟件也分別開發了全膝關節置換的骨肌多體動力學模型。然而，到目前為止，不同生理活動下基于下肢骨肌多體動力學建模方法的不同后穩定型全膝關節假體的生物力學性能尚未對比研究。
本文基于前期已建立和驗證的個體化全膝關節置換的下肢骨肌多體動力學建模框架[26]，針對6種臨床使用的后穩定型全膝關節假體建立了相應的骨肌多體動力學模型，在模擬患者步態行走、下蹲和右轉生理活動下，對比研究不同后穩定型全膝關節假體的生物力學差異，以期為臨床后穩定型全膝關節假體的選擇和優化設計提供參考依據。
1 材料和方法
基于骨肌多體動力學建模軟件Anybody（版本6.3）和第五屆“Grand Challenge Competition to Predict In Vivo Knee Loads”大賽項目（https://simtk.org/home/kneeloads）開源的一名男性患者（身高180 cm，體重75 kg）的計算機斷層掃描（computed tomography，CT）數據和站立、走路、右轉以及下蹲運動測量數據，本文利用已驗證的個體化全膝關節置換的下肢骨肌多體動力學建模框架[26]，針對逆向反求建模獲得的6種不同后穩定型膝關節假體構建了相應的全膝關節置換的下肢骨肌多體動力學模型，并模擬了患者行走、下蹲和右轉3種日常生理活動。這6種不同后穩定型全膝關節假體分別是Attune（DePuy，美國）、PFC Sigma（DePuy，美國）、Gemini SL（Link，德國）、Genesis II（Smith&Nephew，英國）、Scorpio NGR（Stryker，美國）、NexGen LPS-Flex（Zimmer，美國）（見圖1）。
圖1
6種不同的后穩定型全膝關節假體設計
Figure1.
Six different designs of posterior-stabilized total knee prostheses
1.1 全膝關節置換的骨肌多體動力學建模
本文基于Anybody軟件提供的人體通用模型（AnyBody Managed Model Repository，版本1.6.2），通過模型縮放、肌肉募集優化、關節置換、接觸建模、韌帶建模建立全膝關節置換的骨肌多體動力學模型。通用人體骨骼肌肉模型是基于“Twente Lower Extremity Model （TLEM）”[30]人體測量數據庫建立的，模型體節包括頭骨、軀干、盆骨、股骨、髕骨、脛骨、距骨和腳，相鄰體節之間通過關節連接并實現運動約束。人體模型僅考慮了下肢160個肌肉束以減少計算時間，每根肌肉通過起始點和插入點附著在骨頭表面，通過曲面包裹來模擬肌肉的作用路徑。
利用大賽提供的這名男性患者的下肢CT數據，通過Mimics軟件（版本17，Materialise NV，比利時）反求建模獲得股骨和脛骨的三維幾何模型。通過Geomagic studio軟件（版本12，Geomagic，美國）提取通用模型和患者股骨和脛骨幾何表面的解剖特征點坐標，采用個體化骨縮放方法[25]將通用模型的股骨和脛骨幾何形狀縮放成個體化患者的骨幾何形狀。除通用模型股骨和脛骨以外的其他骨幾何，根據患者的身高、體重、站立時的運動學標記位置，采用長度-質量-脂肪比例縮放定律進行縮放。在骨幾何形狀縮放過程中，通用模型的肌肉和韌帶附著點隨著骨幾何表面形狀的變形而實現線性個體化調整[31]。每個肌肉的強度計算考慮了肌肉的生理橫截面積及其系數27 N/cm2。膝關節屈肌和伸肌還考慮了35%的肌肉強度衰減以模擬膝關節置換手術對周圍軟組織造成的松弛影響[25]。
骨肌模型包括很多肌肉單元，這些肌肉單元的數目大于模型自由度的數目，肌肉募集時就會產生冗余問題。Anybody將逆動力學分析中求解肌肉募集問題轉變成了一個最小優化問題。此外，骨肌模型中的肌肉有一個比較寬的起始和插入面，因此很多肌肉被分成很多肌肉束。肌肉的這樣一個細分會影響肌肉力和關節反作用力的評估[32]。因此，本文引入了一個基于肌肉體積的加權系數Vi，以此來解釋細分和非細分肌肉間力的分配。新的肌肉募集準則優化方程如下：
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式中：G(f (M)) 為優化的目標函數，M為肌肉，f (M) 為肌肉力，n(M) 為肌肉數目，fi(M) 為第i個肌肉力，C 為所有未知力的系數矩陣，f 為由肌肉力和關節反作用力組成的未知力矩陣，d為外力、慣性力等約束矩陣。對于細分的肌肉，Vi 是每束肌肉單元的體積占該肌肉體積的一個分數比例。
在骨科醫生的指導下，對縮放后的骨肌模型進行膝關節截骨模擬。依據患者股骨遠端內外寬度尺寸，選用了寬度一致的6種不同后穩定型全膝關節假體模型，然后分別以STL格式導入骨肌模型，對原有簡化的膝關節模型進行置換，分別針對不同假體建立全膝關節置換的骨肌模型（見圖2）。所有假體依據臨床手術要求安裝，膝關節假體的關節線采用了同一位置。對于置換后的膝關節，股骨部件、脛骨托盤和髕骨部件分別與股骨、脛骨和髕骨剛性固定約束，脛骨襯墊與脛骨托盤剛性固定約束。基于Anybody FDK（force-dependent kinematics）方法[25-26]，將骨肌模型的股骨脛骨關節定義為6個自由度關節，股骨髕骨關節定義為5個自由度關節，連接髕骨和脛骨肌腱的剛性約束使得股骨髕骨關節喪失了1個自由度。
圖2
全膝關節置換的骨肌模型
Figure2.
Musculoskeletal model of total knee arthroplasty
在股骨部件表面與脛骨襯墊內側、外側和立柱表面間建立了3個接觸對，股骨部件表面與髕骨部件表面間建立了1個接觸對。基于彈性基理論建立了4個柔性接觸模型，利用線性力-滲透體積定律［見式(4)］通過計算接觸面幾何所有三角網格頂點的接觸分力之和來分別計算相應接觸面的接觸力。三角網格頂點的接觸分力（Fi）與相應滲透體積（Vi）的關系定義為
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式中，PV為材料參數接觸壓力模量，可以通過式(5)計算獲得。pi和di是接觸壓力和滲透深度，Ai是單位接觸面積。脛骨襯墊是非線性超高分子量聚乙烯材料，v和h是超高分子量聚乙烯材料的泊松比和脛骨襯墊厚度，εo=0.059 7，Po=18.4 MPa，n=3，基于先前的研究[33]，接觸壓力模量PV定義為1.24e11 N/m3。
膝關節置換后的關節穩定性是由關節周圍肌肉力和韌帶力及關節接觸力平衡實現。為了穩定膝關節，在脛股骨關節和髕股骨關節周圍建立了韌帶模型（見圖2），具體包括膝關節內側旁系韌帶、外側旁系韌帶、后內側韌帶和內、外側髕骨韌帶。通過定義韌帶作用時包裹在人工膝關節假體和骨骼表面來模擬韌帶作用路徑。所有韌帶采用分段力-位移相對關系的非線性彈性單元來模擬韌帶的解剖學功能束，如下：
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式中，f為作用力，k為韌帶剛度，?l為非線性應變參數0.03，?為韌帶在力作用下的應變，L為韌帶長度。Lo為韌帶零載荷長度，主要取決于韌帶的初始長度Lr和參考應變?r，韌帶材料參數來自文獻[34]。
1.2 行走、右轉、下蹲運動的動力學仿真
將運動測量實驗獲得的行走、右轉以及下蹲運動的C3D數據，分別導入全膝關節置換的骨肌模型，建立人體實驗采集Marker熒光標記點和骨肌模型虛擬Marker標記點的對應關系，通過逆向運動學分析驅動骨肌模型模擬人體行走、右轉和下蹲運動，分析不同生理活動下各體節的位置、速度和加速度變化信息以及關節的運動角度。
將行走、右轉以及下蹲運動測量實驗時獲得的足底反作用力數據導入骨肌模型，結合上述逆向運動學分析獲得的體節位置、速度和加速度變化信息以及關節運動角度，通過逆向動力學分析驅動骨肌模型進行行走、右轉、下蹲運動的動力學仿真（見圖3），求解肌肉募集優化函數，同時計算脛骨襯墊內側和外側接觸力，襯墊立柱接觸力以及屈曲伸展運動、內外旋轉運動和前后平移運動范圍。
圖3
行走、右轉、下蹲模擬
Figure3.
Simulation of walking, right-turning and squatting
2 結果
行走、右轉和下蹲生理活動下脛骨襯墊立柱的接觸受力呈現出不同情況（如圖4所示）。在行走步態中，PFC Sigma和Scorpio NGR假體的立柱承受了較大的接觸力，Gemini SL假體的立柱承受了較小的接觸力，PFC Sigma假體立柱的最大接觸力為351 N。在右轉步態中，PFC Sigma和Scorpio NGR假體的立柱同樣承受了較大的接觸力，PFC Sigma假體立柱的最大接觸力為182 N。和行走步態相比，右轉步態中Gemini SL假體的立柱不受力。Attune和NexGen LPS-Flex假體的立柱在整個行走步態和右轉步態周期內都不受力。Genesis II的立柱僅在行走步態和右轉步態的擺動相承受較小的接觸力。在下蹲活動中，隨著膝關節屈曲角度的增大，膝關節假體立柱的接觸力也隨之增大。不同的是，PFC Sigma、Scorpio NGR和Genesis II假體從屈膝運動開始立柱和凸輪就發生了接觸，而Gemini SL、Attune和NexGen LPS-Flex假體的立柱分別在下蹲周期43%、62%和80%時才發生立柱和凸輪接觸。在下蹲屈膝90°時，Scorpio NGR、Genesis II、Gemini SL、PFC Sigma、NexGen LPS-Flex和Attune假體的最大接觸力依次是796、561、468、451、234、203 N。
圖4
6種膝關節假體在行走、右轉和下蹲模擬下的立柱接觸力
Figure4.
Post contact forces of six knee prostheses under walking, right-turning and squatting simulation
行走、右轉和下蹲生理活動下膝關節的接觸受力情況如圖5所示。在行走步態和右轉步態站立相，Gemini SL和Scorpio NGR假體的內外側關節接觸力顯著不同，Gemini SL假體的內側關節接觸力較大，外側接觸力較小，而Scorpio NGR假體的內外側關節接觸力情況剛好相反。Attune、Genesis II和NexGen LPS-Flex假體的內側關節接觸力在站立相周期內相近。在行走步態和右轉步態的擺動相，NexGen LPS-Flex假體承受的內側關節接觸力較大而Genesis II假體承受的內側關節接觸力較小。在行走步態和右轉步態站立相，膝關節總接觸力受假體設計差異影響較小。在下蹲活動過程中，6種膝關節假體的內側關節接觸力呈現較大差異，外側關節接觸力在膝關節屈膝角度超過50°后呈現較大差異，其中PFC Sigma、Attune和Genesis II假體的內側關節接觸力相近。Scorpio NGR假體在膝關節屈膝0～50°過程中內側關節接觸力較大，而在屈膝50～90°過程中內側關節接觸力較小。PFC Sigma假體在膝關節屈膝角度超過50°后外側關節承載較大。在下蹲膝關節屈膝角度超過50°后，6種膝關節假體中Scorpio NGR假體承載了較小的關節總接觸力，而PFC Sigma假體承載了較大的關節總接觸力。此外，對比行走步態，人體在右轉步態中內側關節接觸力較小，外側關節接觸力較大，最大關節總接觸力相當于行走步態最大關節總接觸力的85.7%。
圖5
6種膝關節假體在行走、右轉和下蹲模擬下的膝關節內側、外側和總接觸力
Figure5.
Medial, lateral and total knee contact forces of six knee prostheses under walking, right-turning and squatting simulation
行走、右轉和下蹲生理活動下膝關節的屈曲伸展運動、內外旋轉運動和前后平移運動情況如圖6所示。膝關節的屈曲伸展運動在三種生理活動下基本不受膝關節假體差異的影響。膝關節內外旋轉運動和前后平移運動受膝關節假體關節面設計和立柱凸輪設計的影響較大。在行走步態中，PFC Sigma假體獲得的內外旋轉運動范圍較小（?0.6～1.4°），Scorpio NGR假體獲得的前后平移運動范圍較小（?0.6～1.4 mm），而NexGen LPS-Flex假體獲得的前后平移運動范圍較大（?2.3～5.3 mm）。在右轉步態中，Genesis II和Gemini SL假體獲得的內外旋轉運動范圍較大，分別為?1.8～5.7°和?1.3～5.3°；NexGen LPS-Flex、Genesis II和Gemini SL假體獲得的前后平移運動范圍較大，分別為?2.6～4.6 mm、?2.3～4.2 mm和?3.7～3.6 mm。在下蹲活動中，Gemini SL假體獲得的內外旋轉運動范圍較大（?5.1～4.5°），NexGen LPS-Flex獲得的前后平移運動范圍較大（?0.3～7.6 mm）。在行走步態、右轉步態和下蹲運動過程中，Genesis II假體的前后平移運動呈現了和其他假體不同的趨勢。
圖6
6種膝關節假體在行走、右轉和下蹲模擬下的屈曲伸展、內外旋轉和前后平移運動
Figure6.
Flexion-extension rotation, internal-external rotation and anterior-posterior translation of six knee prostheses under walking, right- turning and squatting simulation
3 討論
立柱-凸輪設計是后穩定型全膝關節假體的典型結構特征，立柱-凸輪設計的變化不僅與生理活動下立柱的受力密切相關，還影響著膝關節的關節運動功能。同時，膝關節假體關節面的設計變化使得后穩定型全膝關節假體的生物力學差異更加復雜。本文借助全膝關節置換的骨肌多體動力學建模方法，在人體日常生活中典型的平地行走步態、右轉步態和下蹲運動的動力學條件下，對比研究了6種臨床使用的后穩定型全膝關節假體在體內的受力和運動情況，全面評估和理解這些假體的接觸力學和運動學，為臨床后穩定型全膝關節假體的選擇和優化設計提供了參考依據。
立柱-凸輪設計的目的是引導和限制膝關節運動，因此脛骨襯墊的立柱應避免承載。立柱承受接觸力不僅會導致立柱的磨損和斷裂，還會引發脛骨托盤固定界面的松動問題。然而，本文發現PFC Sigma和Scorpio NGR假體在行走步態和右轉步態中立柱承受了較大的接觸力，可能與立柱-凸輪的邊沿接觸有關，這大大增加了立柱磨損斷裂和假體松動的風險。前人的研究已表明方形的立柱設計比圓形的立柱設計更容易產生邊沿接觸，更容易產生應力集中導致較大的受力[6]。PFC Sigma假體就是采用方形的立柱設計，不僅極大地限制了關節活動，還導致出現較大的接觸力。在下蹲屈膝過程中立柱的受力情況與行走步態、右轉步態過程不同，前人的研究僅考慮下蹲屈膝條件來評估設計性能，不能全面理解產品的性能和功能。在下蹲屈膝過程中，Scorpio NGR假體的立柱承受了最大的接觸力，其次是Genesis II假體。Akasaki等[35]通過實驗也發現Scorpio NGR假體在屈膝90°時的立柱受力明顯比PFC Sigma假體的受力大，圖4結果不僅再次證實這一點，同時還表明在行走步態和右轉步態中，Scorpio NGR假體的立柱受力明顯也比PFC Sigma假體的受力大。這兩種假體立柱的受力差異不僅受立柱-凸輪設計的影響，還受到立柱與股骨部件髁間結構設計的影響，在行走步態和右轉步態中立柱和股骨部件髁間結構發生了接觸。
后穩定型全膝關節假體的內外側接觸力和總接觸力變化主要與假體的關節面設計有關，關節面設計的差異主要影響的是內外側接觸力分布的變化[36]。在行走步態和右轉步態的站立相，6種膝關節假體中Gemini SL假體的內側關節接觸力較大，外側接觸力較小，而Scorpio NGR假體的內外側關節接觸力情況剛好相反。站立相膝關節內外側關節接觸力的變化主要取決于假體矢狀面的匹配度設計以及股骨遠端半徑的大小。然而，在行走步態和右轉步態的擺動相，6種膝關節假體中NexGen LPS-Flex假體的內側關節接觸力較大，Genesis II假體的內側關節接觸力較小。這些差異主要來自股骨后髁屈膝30～60°接觸部分的后髁半徑設計。而股骨后髁屈膝大于60°接觸部分的后髁半徑設計差異在屈膝角度超過60°的下蹲活動中更加明顯。如圖1所示，6種膝關節假體的股骨后髁采用了不同的單半徑或多半徑設計策略，這是造成深度屈膝情況下膝關節接觸力變化的重要原因。
立柱-凸輪設計變化與膝關節運動學密切相關[13-14]，螺旋狀的立柱設計更有利于在弓步和跪姿情況下獲得生理的脛骨內旋運動[14]。Gemini SL假體就采用了螺旋狀的立柱設計，獲得了較好的內外旋轉活動功能。6種假體產品中，Gemini SL和Genesis II假體立柱-凸輪采用了曲面對曲面的設計，同時后面和側面連接平滑。曲面對曲面的立柱-凸輪設計有利于獲得更好的膝關節內外旋轉功能[37]。雖然Scorpio NGR和Attune假體立柱后面的曲面設計使其在行走步態中也獲得了較大的內外旋轉運動范圍，但是由于這兩種假體的立柱后面和側面存在邊沿而非曲面過渡設計，從而導致在右轉步態中它們的內外旋轉運動范圍與方形立柱設計相似，小于Gemini SL和Genesis II假體。PFC Sigma假體的立柱設計極大地限制了膝關節的內外旋轉功能，在行走步態、右轉步態和下蹲活動中膝關節的內外旋轉運動范圍在6種假體中最小。
膝關節的前后平移運動和內外旋轉運動在人體負重活動中高度依賴于脛骨襯墊的幾何設計[11]。結合圖4和圖6發現，較早的立柱-凸輪碰面接觸設計限制了膝關節的前后平移運動，PFC Sigma和Scorpio NGR假體的脛骨襯墊立柱和股骨部件的凸輪以及髁間結構接觸，限制了膝關節前后平移的范圍，脛骨襯墊前側較高的邊沿設置也起到了一定限制作用。圖4和圖6的結果再一次表明了膝關節的前后平移運動與襯墊內外側關節面設計的關系[1]，膝關節假體內外側關節面在矢狀面較低的匹配度設計導致了較大的前后平移運動范圍[34]。Gemini SL、Genesis II和NexGen LPS-Flex假體的脛骨襯墊關節面在矢狀面采用了較大的曲率半徑，較平的關節面設計讓假體獲得了較大的前后平移運動范圍。其中Genesis II假體的前后平移運動呈現了和其他假體不一樣的趨勢，主要原因是該假體不僅采用了較平的關節面設計，同時脛骨襯墊前側邊沿采用了較低的設計，關節面接觸點設計偏前側，而傳統的關節面接觸點設計位于脛骨襯墊前后長度的2/3處以優化膝關節伸展機制[11]，上述這些有別于其他假體的幾何設計導致了不一樣的運動趨勢。對于脛骨后傾角較大的患者，立柱-凸輪設計和關節面匹配度設計應當限制股骨的向前滑移運動，否則會加劇股骨的向前滑移運動而產生矢狀面的脛骨襯墊校準問題[38]。
本文仍存在一些局限性。首先，CT數據無法獲取準確的肌肉解剖信息，本文下肢肌肉模型的附著點是根據骨縮放變形而近似調整的，所以肌肉模型的精確建模及其對結果的影響應當在未來的工作中加以明確。其次，受實驗數據限制，當前模型僅考慮了行走、右轉和下蹲三個典型運動，且僅考慮了一個患者的運動數據。膝關節假體的運動學高度依賴于人體的日常活動[39]，所以膝關節假體設計應考慮更多的生理活動和不同患者走路姿態的差異。立柱-凸輪的接觸機制受到患者步態活動、肌肉和關節因素的影響[11]。第三，受當前軟件和方法的限制，本文未考慮關節接觸面的摩擦系數。此外，本文考慮的6種后穩定型全膝關節假體除了立柱-凸輪設計存在差異外，關節面設計也存在差異，所以研究結果也受到了關節面設計的影響。同時，置換手術中選擇不同假體尺寸所帶來的影響也未被考慮。因此，本文僅反映了目前后穩定型全膝關節假體產品的動力學差異，最優的后穩定型全膝關節假體設計方案需要在未來的工作中同時考慮立柱-凸輪設計與關節面設計的參數變化來確定。
4 結論
本文采用全膝關節置換的骨肌多體動力學建模方法，對比研究了6種臨床使用的后穩定型全膝關節假體的生物力學性能。6種膝關節假體在走路、右轉和下蹲活動中呈現了不同的力學性能和運動功能，這表明膝關節假體的研發應考慮更多的日常生理活動條件。PFC Sigma和Scorpio NGR假體在行走步態和右轉步態中脛骨襯墊立柱承受了較大的接觸力，這兩種假體的磨損和松動風險較大。襯墊立柱后面與側面的非曲面平滑設計會限制膝關節的內外旋轉運動，6種假體中Gemini SL的螺旋型立柱設計更有利于膝關節的內外旋轉運動和避免了立柱邊沿接觸磨損。后穩定型全膝關節假體的前后平移運動同時受到立柱-凸輪設計和內外側關節面匹配度設計的影響，矢狀面較低的關節面匹配度設計和較晚的立柱-凸輪相遇接觸設計將導致較大的前后平移運動。國產后穩定型的全膝關節假體設計可以借鑒這些產品的生物力學結果進行優化，設計出符合國人特征的假體。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：靳忠民和陳瑱賢構思并設計了研究方案，陳瑱賢和張志峰執行了建模仿真和撰寫論文，高永昌、張靜、郭磊和靳忠民討論并修改了論文。
