引用本文： 魏文興, 聶涌, 吳元剛, 沈彬. 人工全膝關節置換術后假性低位髕骨對髕股關節影響的生物力學研究. 中國修復重建外科雜志, 2021, 35(7): 841-846. doi: 10.7507/1002-1892.202101166 復制
人工全膝關節置換術（total knee arthroplasty，TKA）是治療重度骨關節炎常用方法，能夠有效緩解膝關節疼痛和改善功能[1]。但 TKA 術后并發癥也不容忽視，會影響患者對手術的滿意度[2]。研究表明髕骨高度會影響 TKA 療效，假性低位髕骨是術后并發癥之一，發生率為 21%～47%[3-6]，主要是術后膝關節關節線抬高或過度軟組織松解造成髕骨遠離股骨滑車，進而導致髕骨位置相對低位，但無髕韌帶短縮。該并發癥與術后膝關節活動受限和疼痛等發生密切相關[3]。Kazemi 等[3]的研究顯示與正常髕骨患者相比，假性低位髕骨患者 TKA 術后膝關節疼痛、功能評分等臨床療效指標明顯較差；Babazadeh 等[7]發現膝關節關節線變化幅度超過 5 mm 的患者，TKA 療效不理想。
有限元分析是研究膝關節生物力學特性的重要手段之一，利用近似計算進行真實物理系統模擬和分析，目前廣泛用于預測 TKA 術后假體位置不良、假體磨損的發生以及選擇理想假體材料等方面的研究。髕股關節在膝關節屈伸運動中起著重要作用，通過增加膝關節伸肌群力臂以提高股四頭肌作用[8]，目前有關 TKA 術后假性低位髕骨對髕股關節的生物力學影響尚未明確。為此，本研究通過建立 TKA 有限元模型，模擬 TKA 術后不同髕骨高度在不同屈曲角度下的髕股關節應力，研究假性低位髕骨對髕股關節的生物力學影響，分析應力作用規律，為進一步研究防治 TKA 術后假性低位髕骨的方法提供生物力學依據。
1 材料與方法
1.1 有限元模型的構建
1.1.1 研究對象及影像學數據獲取
選取2 名健康男性志愿者，膝關節無退行性變及外傷史。采用 16 排雙螺旋 CT （Siemens 公司，德國）掃描左側膝關節，獲得 481 個斷層數據。采用 3.0T MRI（Siemens 公司，德國）掃描左側膝關節，獲得 128 個斷層數據。CT 及 MRI 檢查提示志愿者膝關節均無軟骨、半月板及軟組織損傷。
1.1.2 構建正常膝關節有限元模型
將 DICOM 格式的 CT 和 MRI 數據導入 Mimics medical 21.0 軟件（Materialise 公司，比利時）。利用軟件閾值分割功能和區域增長功能生成“Mask”文件，形成股骨遠端、脛骨近端、腓骨近端、髕骨、髕韌帶、股四頭肌肌腱和內、外側副韌帶的三維表面模型；轉換為 STL 格式文件并導入 Geomagic Studio 12.0 軟件（Geomagic 公司，美國），對各模型的空隙、尖角等進行平滑處理，生成股骨、脛骨和髕骨軟骨模型；將骨性結構、韌帶、肌腱和軟骨結構的 STEP 格式文件導入 Abaqus CAE v.6.14.4 軟件（Simulia 公司，美國），進行屬性定義、網格劃分和材料賦值，并利用 ASSEMBLY 模塊進行組裝，構建正常膝關節有限元模型。
1.1.3 構建 TKA 有限元模型
基于正常膝關節有限元模型，選擇合適大小的人工全膝關節假體，通過 Mimics medical 21.0 軟件提取假體 CT 數據，獲得 TKA 假體的股骨組件（鈷鉻鉬合金）、脛骨組件（鈦合金）和高分子聚乙烯墊片的 STL 格式文件，導入 Geomagic Studio 12.0 軟件進行表面處理并輸出為 STEP 格式文件。將該文件導入 Abaqus CAE v.6.14.4 軟件，利用布爾運算模擬 TKA，獲得截骨后的股骨和脛骨模型。其中，脛骨平臺在冠狀面 0° 位，后傾角統一設定為 5°，截骨厚度與高分子聚乙烯墊片厚度均為 8 mm。將 TKA 假體利用 ASSEMBLY 模塊組裝至相應位置，建立 TKA 有限元模型，并與既往研究結果[9-10]比較，以驗證模型有效性。
將 TKA 有限元模型設計為屈曲 30°、60°、90°。根據假性低位髕骨定義，測量時表現為 Insall-Salvafi（IS）指數為 0.8～1.2、Blackburne-Peel（BP）指數<0.5[11-13]；正常髕骨 IS、BP 指數均在正常范圍，即 IS 指數 0.8~1.2 且 BP 指數 0.5~1.1；高位髕骨 IS、BP 指數均大于正常范圍，即 IS 指數>1.2 且 BP 指數>1.1。以此設計假性低位髕骨、正常髕骨、高位髕骨 TKA 有限元模型，共 9 組。依據 2 名志愿者膝關節數據共建立 18 個 TKA 有限元模型。見圖1。
圖1
TKA 術后屈曲 30° 不同髕骨高度的有限元模型
a. 假性低位髕骨模型（IS 指數=0.82，BP 指數=0.45）；b. 正常髕骨模型（IS 指數=1.06，BP 指數=1.03）；c. 高位髕骨模型（IS 指數=1.23，BP 指數=1.20）
Figure1. Finite element model of different patellar heights at 30° flexion after TKAa. Finite element model of pseudo-patella baja (IS ratio=0.82, BP ratio=0.45); b. Finite element model of normal patella (IS ratio=1.06, BP ratio=1.03); c. Finite element model of patella alta (IS ratio=1.23, BP ratio=1.20)
1.2 網格劃分與相互作用設置
對所有模型采用線性十節點修正四面體單元進行網格劃分。基于網格收斂性分析，網格單元邊長設置為 2 mm。對于正常膝關節有限元模型，設定骨與軟骨之間、骨與韌帶之間以及脛骨與半月板之間為綁定；股骨軟骨與脛骨軟骨、股骨軟骨與半月板上表面設定為無穿透、無摩擦小滑動接觸。對于 TKA 有限元模型，設定脛骨假體與骨之間為綁定，髕骨關節面與股骨假體表面間、股骨假體與高分子聚乙烯墊片間設定為無穿透、無摩擦小滑動接觸。
1.3 材料屬性賦值方法
根據文獻［14］設置軟骨、半月板、皮質骨及 TKA 假體股骨組件、脛骨組件和高聚乙烯墊片為各向同性、線彈性材料，并賦予楊氏彈性模量（E）和泊松比；松質骨進行對象特異性非均勻材料屬性賦值（表1）。利用 CT 值（以 HU 作為單位）采用 200 種材料屬性對松質骨中每一單元獨立賦予骨表觀密度（ρapp）和E，且松質骨泊松比設定為 0.20。參照課題組既往研究[15]，根據 CT 值取值范圍，定義 CT 值與 ρapp（g/cm3）的關系為 ρapp= 0.02476+0.00128×CT 值。根據 Morgan 等[16]的研究，采用 ρapp 與E的關系為E=8 920×（ρapp）1.83。利用 Mimics medical 21.0 軟件中 Materials 模塊，將以上兩個公式代入，可實現松質骨的對象特異性賦值。
表1
TKA 有限元模型各材料屬性賦值情況
Table1.
Material properties of finite element model after TKA
此外，根據文獻［17］將韌帶和肌腱定義為各向同性、超彈性材料，并使用 Neo-Hooke 模型定義材料。能量密度方程：ψ= C1（I1–3）。其中 C1 為初始剪切模量，I1 為 Cauchy-Green 應變張量第一修正不變量。股四頭肌肌腱、髕腱、內側副韌帶和外側副韌帶 C1 取值分別為 2.75、2.75、1.44 和 1.44[18-19]。
1.4 模型受力分析
設定有限元分析模式為 static general，設置初始時間增量為 1。邊界條件：固定脛、腓骨遠端所有方向自由度；載荷設置：在膝關節屈曲 30°、60° 和 90° 時分別施加沿股四頭肌方向的 475、650、825 N 拉力，模擬股四頭肌收縮[20]。
1.5 觀測指標
① von Mise 應力云圖，以不同顏色表示應力等級，并在各有限元模型中顯示，直觀反映髕股關節面應力大小及分布情況。② 不同髕骨高度、不同屈曲角度條件下，髕股關節高接觸應力值和平均接觸面積。其中，高接觸應力值為基于 2 名志愿者數據構建的 TKA 有限元模型，以 von Mise 應力云圖高應力區域從高到低取前 15 個節點的應力值；對同一髕骨高度的不同屈曲角度模型以及同一屈曲角度的不同髕骨高度模型進行比較。平均接觸面積是基于 2 名志愿者數據構建的 TKA 有限元模型測量髕股關節接觸面積，取均值。
1.6 統計學方法
使用 GraphPad Prism 8 軟件進行統計分析。髕股關節高接觸應力值符合正態分布，數據以均數±標準差表示，組間比較采用單因素方差分析，兩兩比較采用 SNK 檢驗；檢驗水準取雙側α=0.05。
2 結果
2.1 TKA 有限元模型驗證
于膝關節屈曲 30° TKA 術后正常髕骨有限元模型上，沿股四頭肌方向施加 475 N 壓力，髕股關節接觸應力值為（1.29±0.41）MPa，與既往文獻報道結果相似[9-10]，模型驗證有效。
2.2 髕股關節 von Mise 應力云圖
von Mise 應力云圖顯示，膝關節屈曲過程中，應力主要集中在髕股關節面內側，且接觸點隨著屈曲角度增加逐漸上移。隨著膝關節屈曲角度增加，髕股關節面內、外側應力隨之增大；而隨著髕骨高度增加，髕股關節面內、外側應力隨之減小。見圖2。
圖2
TKA 術后不同髕骨高度模型在不同膝關節屈曲角度時 von Mise 應力云圖
a、b. 基于 2 名志愿者數據建立的模型
Figure2. The von Mise stress nephogram of different patellar height models at different degree of knee flexions after TKAa, b. The models based on the data of two volunteers
2.3 髕股關節高接觸應力值
基于 2 名志愿者數據建立的 TKA 有限元模型中，髕骨高度和膝關節屈曲角度對髕股關節高接觸應力值的影響變化趨勢基本一致。同一髕骨高度模型中，隨著膝關節屈曲角度增大，髕股關節高接觸應力值總體呈增大趨勢（P<0.05）；其中 1 個高位髕骨模型髕股關節高接觸應力值在屈曲 90° 時較 60° 時略減小，但仍高于 30°。在同一屈曲角度時，隨著髕骨高度增加，髕股關節高接觸應力值逐漸減小（P<0.05）；假性低位髕骨模型髕股關節高接觸應力值均大于正常髕骨和高位髕骨模型（P<0.05）。見圖3。
圖3
TKA 有限元模型測量髕股關節高接觸應力值
a、b. 基于兩名志愿者數據建立的模型
Figure3. The high contact stress of patellofemoral joint of different patellar heights and different degree of knee flexiona, b. The models based on the data of two volunteers
2.4 髕股關節平均接觸面積
同一髕骨高度模型中，髕股關節平均接觸面積隨膝關節屈曲角度增大而增大；同一屈曲角度時，髕股關節平均接觸面積隨著髕骨高度增高而減小。見圖4。假性低位髕骨模型在膝關節屈曲過程中，髕股關節平均接觸面積均大于正常髕骨和高位髕骨模型。
圖4
膝關節不同屈曲角度時各髕骨高度模型的髕股關節平 均接觸面積
Figure4.
The average contact area of patellofemoral joint of different patellar height models at different degree of knee flexion
3 討論
本研究基于 TKA 術后不同髕骨高度有限元模型進行分析，結果表明 TKA 術后髕骨高度會影響髕股關節面接觸應力的分布。von Mise 應力云圖顯示，TKA 術后假性低位髕骨模型的髕股關節面接觸點和應力分布主要集中在髕股關節面內側，且隨著膝關節屈曲角度增大而上移、增大。當 TKA 術后處于假性低位髕骨時，在膝關節屈曲 30°、60° 和 90° 時，髕股關節高接觸應力值均大于正常髕骨及高位髕骨者。
Luyckx 等[21]研究發現，正常膝關節的髕股關節接觸應力會隨著膝關節屈曲角度增大而增大、髕骨高度增高而減小；而在后穩定型 TKA 后，髕股關節接觸應力值先隨著膝關節屈曲角度增大而增大，達峰值后減小，同時在膝關節屈曲角度較小時，假性低位髕骨者的髕股關節接觸應力值高于高位髕骨者，而接觸應力增加可能導致膝前疼痛、髕股關節炎等并發癥。本研究與 Luyckx 等[21]研究結果一致。但 Innocenti 等[22]研究結果與之相反，其結果表明相較于正常髕骨，假性低位髕骨會減小髕股關節最大接觸應力值，而高位髕骨會增大髕股關節最大接觸應力值。但其研究將骨和假體設定為剛體，未考慮骨和假體材料屬性對有限元結果的影響。
本研究還觀察了髕軟骨和股骨假體在膝關節屈曲時的接觸面積。Luyckx 等[21]研究顯示當 TKA 術后處于假性低位髕骨時，髕股關節接觸面積顯著大于正常髕骨和高位髕骨者，其初始接觸點隨髕骨高度增加而向遠端位移。本研究結果與 Luyckx 等[21]研究結果相似，結果提示隨著膝關節屈曲角度增大，髕骨關節面接觸點位置逐漸向上移動，且接觸面積逐步增大。
TKA 術后假性低位髕骨主要是因關節線抬高所致。K?nig 等[23]研究表明 TKA 翻修術后關節線抬高會增大髕股關節接觸應力，進而導致關節疼痛、高分子聚乙烯墊片磨損和活動受限等并發癥。Singerman 等[24]也發現膝關節關節線抬高 10 mm 會增加患者行走和爬樓時脛骨-股骨關節和髕股關節接觸應力，而且在爬樓時接觸應力增加程度比行走時更顯著。Tanikawa 等[25]研究發現 TKA 術后髕股關節接觸應力增高和生物力學改變與術后膝前疼痛等并發癥的發生相關。但該研究未采用生理載荷量模擬股四頭肌收縮，其結論有待進一步研究明確。本研究采用載荷隨著膝關節屈曲角度增加而線性增大的方式模擬股四頭肌收縮，增強了有限元分析結果的真實性、可靠性。本研究結果提示術中保留或恢復膝關節關節線位置，可避免 TKA 術后假性低位髕骨的發生，對改善 TKA 臨床療效具有重要意義。
本研究有限元模型是根據 IS 指數和 BP 指數劃分 TKA 術后髕骨高度，并對骨性結構采用對象特異性賦值方法，保證盡可能精確模擬真實情況。但研究仍存在一定局限性。首先，本研究是靜態條件下受力情況分析，僅選取了 3 個膝關節屈曲角度，髕股關節在膝關節連續屈伸條件下的動態生物力學有待進一步研究。其次，本研究載荷設置僅以線性增長方式確定股四頭肌方向拉力，較為單一，需要增加動態載荷等情況的分析。最后，本研究僅納入 2 名志愿者數據，結論有待擴大樣本量研究。
綜上述，TKA 術后假性低位髕骨會導致髕股關節接觸應力增高，進而增大了術后膝前疼痛、髕股關節炎等并發癥的發生風險。但該結論仍需尸體標本生物力學研究和臨床研究進一步證實，進而為防治 TKA 術后假性低位髕骨提供參考。
作者貢獻：所有作者均參與文章的構思、設計；魏文興負責查閱文獻、有限元模型的構建和分析、撰寫文章初稿；沈彬負責指導文章寫作、審閱和修改文章；吳元剛負責部分有限元模型的構建；聶涌負責部分有限元模型的構建和文章審閱。
利益沖突：所有作者聲明，在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突。
人工全膝關節置換術（total knee arthroplasty，TKA）是治療重度骨關節炎常用方法，能夠有效緩解膝關節疼痛和改善功能[1]。但 TKA 術后并發癥也不容忽視，會影響患者對手術的滿意度[2]。研究表明髕骨高度會影響 TKA 療效，假性低位髕骨是術后并發癥之一，發生率為 21%～47%[3-6]，主要是術后膝關節關節線抬高或過度軟組織松解造成髕骨遠離股骨滑車，進而導致髕骨位置相對低位，但無髕韌帶短縮。該并發癥與術后膝關節活動受限和疼痛等發生密切相關[3]。Kazemi 等[3]的研究顯示與正常髕骨患者相比，假性低位髕骨患者 TKA 術后膝關節疼痛、功能評分等臨床療效指標明顯較差；Babazadeh 等[7]發現膝關節關節線變化幅度超過 5 mm 的患者，TKA 療效不理想。
有限元分析是研究膝關節生物力學特性的重要手段之一，利用近似計算進行真實物理系統模擬和分析，目前廣泛用于預測 TKA 術后假體位置不良、假體磨損的發生以及選擇理想假體材料等方面的研究。髕股關節在膝關節屈伸運動中起著重要作用，通過增加膝關節伸肌群力臂以提高股四頭肌作用[8]，目前有關 TKA 術后假性低位髕骨對髕股關節的生物力學影響尚未明確。為此，本研究通過建立 TKA 有限元模型，模擬 TKA 術后不同髕骨高度在不同屈曲角度下的髕股關節應力，研究假性低位髕骨對髕股關節的生物力學影響，分析應力作用規律，為進一步研究防治 TKA 術后假性低位髕骨的方法提供生物力學依據。
1 材料與方法
1.1 有限元模型的構建
1.1.1 研究對象及影像學數據獲取
選取2 名健康男性志愿者，膝關節無退行性變及外傷史。采用 16 排雙螺旋 CT （Siemens 公司，德國）掃描左側膝關節，獲得 481 個斷層數據。采用 3.0T MRI（Siemens 公司，德國）掃描左側膝關節，獲得 128 個斷層數據。CT 及 MRI 檢查提示志愿者膝關節均無軟骨、半月板及軟組織損傷。
1.1.2 構建正常膝關節有限元模型
將 DICOM 格式的 CT 和 MRI 數據導入 Mimics medical 21.0 軟件（Materialise 公司，比利時）。利用軟件閾值分割功能和區域增長功能生成“Mask”文件，形成股骨遠端、脛骨近端、腓骨近端、髕骨、髕韌帶、股四頭肌肌腱和內、外側副韌帶的三維表面模型；轉換為 STL 格式文件并導入 Geomagic Studio 12.0 軟件（Geomagic 公司，美國），對各模型的空隙、尖角等進行平滑處理，生成股骨、脛骨和髕骨軟骨模型；將骨性結構、韌帶、肌腱和軟骨結構的 STEP 格式文件導入 Abaqus CAE v.6.14.4 軟件（Simulia 公司，美國），進行屬性定義、網格劃分和材料賦值，并利用 ASSEMBLY 模塊進行組裝，構建正常膝關節有限元模型。
1.1.3 構建 TKA 有限元模型
基于正常膝關節有限元模型，選擇合適大小的人工全膝關節假體，通過 Mimics medical 21.0 軟件提取假體 CT 數據，獲得 TKA 假體的股骨組件（鈷鉻鉬合金）、脛骨組件（鈦合金）和高分子聚乙烯墊片的 STL 格式文件，導入 Geomagic Studio 12.0 軟件進行表面處理并輸出為 STEP 格式文件。將該文件導入 Abaqus CAE v.6.14.4 軟件，利用布爾運算模擬 TKA，獲得截骨后的股骨和脛骨模型。其中，脛骨平臺在冠狀面 0° 位，后傾角統一設定為 5°，截骨厚度與高分子聚乙烯墊片厚度均為 8 mm。將 TKA 假體利用 ASSEMBLY 模塊組裝至相應位置，建立 TKA 有限元模型，并與既往研究結果[9-10]比較，以驗證模型有效性。
將 TKA 有限元模型設計為屈曲 30°、60°、90°。根據假性低位髕骨定義，測量時表現為 Insall-Salvafi（IS）指數為 0.8～1.2、Blackburne-Peel（BP）指數<0.5[11-13]；正常髕骨 IS、BP 指數均在正常范圍，即 IS 指數 0.8~1.2 且 BP 指數 0.5~1.1；高位髕骨 IS、BP 指數均大于正常范圍，即 IS 指數>1.2 且 BP 指數>1.1。以此設計假性低位髕骨、正常髕骨、高位髕骨 TKA 有限元模型，共 9 組。依據 2 名志愿者膝關節數據共建立 18 個 TKA 有限元模型。見圖1。
圖1
TKA 術后屈曲 30° 不同髕骨高度的有限元模型
a. 假性低位髕骨模型（IS 指數=0.82，BP 指數=0.45）；b. 正常髕骨模型（IS 指數=1.06，BP 指數=1.03）；c. 高位髕骨模型（IS 指數=1.23，BP 指數=1.20）
Figure1. Finite element model of different patellar heights at 30° flexion after TKAa. Finite element model of pseudo-patella baja (IS ratio=0.82, BP ratio=0.45); b. Finite element model of normal patella (IS ratio=1.06, BP ratio=1.03); c. Finite element model of patella alta (IS ratio=1.23, BP ratio=1.20)
1.2 網格劃分與相互作用設置
對所有模型采用線性十節點修正四面體單元進行網格劃分。基于網格收斂性分析，網格單元邊長設置為 2 mm。對于正常膝關節有限元模型，設定骨與軟骨之間、骨與韌帶之間以及脛骨與半月板之間為綁定；股骨軟骨與脛骨軟骨、股骨軟骨與半月板上表面設定為無穿透、無摩擦小滑動接觸。對于 TKA 有限元模型，設定脛骨假體與骨之間為綁定，髕骨關節面與股骨假體表面間、股骨假體與高分子聚乙烯墊片間設定為無穿透、無摩擦小滑動接觸。
1.3 材料屬性賦值方法
根據文獻［14］設置軟骨、半月板、皮質骨及 TKA 假體股骨組件、脛骨組件和高聚乙烯墊片為各向同性、線彈性材料，并賦予楊氏彈性模量（E）和泊松比；松質骨進行對象特異性非均勻材料屬性賦值（表1）。利用 CT 值（以 HU 作為單位）采用 200 種材料屬性對松質骨中每一單元獨立賦予骨表觀密度（ρapp）和E，且松質骨泊松比設定為 0.20。參照課題組既往研究[15]，根據 CT 值取值范圍，定義 CT 值與 ρapp（g/cm3）的關系為 ρapp= 0.02476+0.00128×CT 值。根據 Morgan 等[16]的研究，采用 ρapp 與E的關系為E=8 920×（ρapp）1.83。利用 Mimics medical 21.0 軟件中 Materials 模塊，將以上兩個公式代入，可實現松質骨的對象特異性賦值。
表1
TKA 有限元模型各材料屬性賦值情況
Table1.
Material properties of finite element model after TKA
此外，根據文獻［17］將韌帶和肌腱定義為各向同性、超彈性材料，并使用 Neo-Hooke 模型定義材料。能量密度方程：ψ= C1（I1–3）。其中 C1 為初始剪切模量，I1 為 Cauchy-Green 應變張量第一修正不變量。股四頭肌肌腱、髕腱、內側副韌帶和外側副韌帶 C1 取值分別為 2.75、2.75、1.44 和 1.44[18-19]。
1.4 模型受力分析
設定有限元分析模式為 static general，設置初始時間增量為 1。邊界條件：固定脛、腓骨遠端所有方向自由度；載荷設置：在膝關節屈曲 30°、60° 和 90° 時分別施加沿股四頭肌方向的 475、650、825 N 拉力，模擬股四頭肌收縮[20]。
1.5 觀測指標
① von Mise 應力云圖，以不同顏色表示應力等級，并在各有限元模型中顯示，直觀反映髕股關節面應力大小及分布情況。② 不同髕骨高度、不同屈曲角度條件下，髕股關節高接觸應力值和平均接觸面積。其中，高接觸應力值為基于 2 名志愿者數據構建的 TKA 有限元模型，以 von Mise 應力云圖高應力區域從高到低取前 15 個節點的應力值；對同一髕骨高度的不同屈曲角度模型以及同一屈曲角度的不同髕骨高度模型進行比較。平均接觸面積是基于 2 名志愿者數據構建的 TKA 有限元模型測量髕股關節接觸面積，取均值。
1.6 統計學方法
使用 GraphPad Prism 8 軟件進行統計分析。髕股關節高接觸應力值符合正態分布，數據以均數±標準差表示，組間比較采用單因素方差分析，兩兩比較采用 SNK 檢驗；檢驗水準取雙側α=0.05。
2 結果
2.1 TKA 有限元模型驗證
于膝關節屈曲 30° TKA 術后正常髕骨有限元模型上，沿股四頭肌方向施加 475 N 壓力，髕股關節接觸應力值為（1.29±0.41）MPa，與既往文獻報道結果相似[9-10]，模型驗證有效。
2.2 髕股關節 von Mise 應力云圖
von Mise 應力云圖顯示，膝關節屈曲過程中，應力主要集中在髕股關節面內側，且接觸點隨著屈曲角度增加逐漸上移。隨著膝關節屈曲角度增加，髕股關節面內、外側應力隨之增大；而隨著髕骨高度增加，髕股關節面內、外側應力隨之減小。見圖2。
圖2
TKA 術后不同髕骨高度模型在不同膝關節屈曲角度時 von Mise 應力云圖
a、b. 基于 2 名志愿者數據建立的模型
Figure2. The von Mise stress nephogram of different patellar height models at different degree of knee flexions after TKAa, b. The models based on the data of two volunteers
2.3 髕股關節高接觸應力值
基于 2 名志愿者數據建立的 TKA 有限元模型中，髕骨高度和膝關節屈曲角度對髕股關節高接觸應力值的影響變化趨勢基本一致。同一髕骨高度模型中，隨著膝關節屈曲角度增大，髕股關節高接觸應力值總體呈增大趨勢（P<0.05）；其中 1 個高位髕骨模型髕股關節高接觸應力值在屈曲 90° 時較 60° 時略減小，但仍高于 30°。在同一屈曲角度時，隨著髕骨高度增加，髕股關節高接觸應力值逐漸減小（P<0.05）；假性低位髕骨模型髕股關節高接觸應力值均大于正常髕骨和高位髕骨模型（P<0.05）。見圖3。
圖3
TKA 有限元模型測量髕股關節高接觸應力值
a、b. 基于兩名志愿者數據建立的模型
Figure3. The high contact stress of patellofemoral joint of different patellar heights and different degree of knee flexiona, b. The models based on the data of two volunteers
2.4 髕股關節平均接觸面積
同一髕骨高度模型中，髕股關節平均接觸面積隨膝關節屈曲角度增大而增大；同一屈曲角度時，髕股關節平均接觸面積隨著髕骨高度增高而減小。見圖4。假性低位髕骨模型在膝關節屈曲過程中，髕股關節平均接觸面積均大于正常髕骨和高位髕骨模型。
圖4
膝關節不同屈曲角度時各髕骨高度模型的髕股關節平 均接觸面積
Figure4.
The average contact area of patellofemoral joint of different patellar height models at different degree of knee flexion
3 討論
本研究基于 TKA 術后不同髕骨高度有限元模型進行分析，結果表明 TKA 術后髕骨高度會影響髕股關節面接觸應力的分布。von Mise 應力云圖顯示，TKA 術后假性低位髕骨模型的髕股關節面接觸點和應力分布主要集中在髕股關節面內側，且隨著膝關節屈曲角度增大而上移、增大。當 TKA 術后處于假性低位髕骨時，在膝關節屈曲 30°、60° 和 90° 時，髕股關節高接觸應力值均大于正常髕骨及高位髕骨者。
Luyckx 等[21]研究發現，正常膝關節的髕股關節接觸應力會隨著膝關節屈曲角度增大而增大、髕骨高度增高而減小；而在后穩定型 TKA 后，髕股關節接觸應力值先隨著膝關節屈曲角度增大而增大，達峰值后減小，同時在膝關節屈曲角度較小時，假性低位髕骨者的髕股關節接觸應力值高于高位髕骨者，而接觸應力增加可能導致膝前疼痛、髕股關節炎等并發癥。本研究與 Luyckx 等[21]研究結果一致。但 Innocenti 等[22]研究結果與之相反，其結果表明相較于正常髕骨，假性低位髕骨會減小髕股關節最大接觸應力值，而高位髕骨會增大髕股關節最大接觸應力值。但其研究將骨和假體設定為剛體，未考慮骨和假體材料屬性對有限元結果的影響。
本研究還觀察了髕軟骨和股骨假體在膝關節屈曲時的接觸面積。Luyckx 等[21]研究顯示當 TKA 術后處于假性低位髕骨時，髕股關節接觸面積顯著大于正常髕骨和高位髕骨者，其初始接觸點隨髕骨高度增加而向遠端位移。本研究結果與 Luyckx 等[21]研究結果相似，結果提示隨著膝關節屈曲角度增大，髕骨關節面接觸點位置逐漸向上移動，且接觸面積逐步增大。
TKA 術后假性低位髕骨主要是因關節線抬高所致。K?nig 等[23]研究表明 TKA 翻修術后關節線抬高會增大髕股關節接觸應力，進而導致關節疼痛、高分子聚乙烯墊片磨損和活動受限等并發癥。Singerman 等[24]也發現膝關節關節線抬高 10 mm 會增加患者行走和爬樓時脛骨-股骨關節和髕股關節接觸應力，而且在爬樓時接觸應力增加程度比行走時更顯著。Tanikawa 等[25]研究發現 TKA 術后髕股關節接觸應力增高和生物力學改變與術后膝前疼痛等并發癥的發生相關。但該研究未采用生理載荷量模擬股四頭肌收縮，其結論有待進一步研究明確。本研究采用載荷隨著膝關節屈曲角度增加而線性增大的方式模擬股四頭肌收縮，增強了有限元分析結果的真實性、可靠性。本研究結果提示術中保留或恢復膝關節關節線位置，可避免 TKA 術后假性低位髕骨的發生，對改善 TKA 臨床療效具有重要意義。
本研究有限元模型是根據 IS 指數和 BP 指數劃分 TKA 術后髕骨高度，并對骨性結構采用對象特異性賦值方法，保證盡可能精確模擬真實情況。但研究仍存在一定局限性。首先，本研究是靜態條件下受力情況分析，僅選取了 3 個膝關節屈曲角度，髕股關節在膝關節連續屈伸條件下的動態生物力學有待進一步研究。其次，本研究載荷設置僅以線性增長方式確定股四頭肌方向拉力，較為單一，需要增加動態載荷等情況的分析。最后，本研究僅納入 2 名志愿者數據，結論有待擴大樣本量研究。
綜上述，TKA 術后假性低位髕骨會導致髕股關節接觸應力增高，進而增大了術后膝前疼痛、髕股關節炎等并發癥的發生風險。但該結論仍需尸體標本生物力學研究和臨床研究進一步證實，進而為防治 TKA 術后假性低位髕骨提供參考。
作者貢獻：所有作者均參與文章的構思、設計；魏文興負責查閱文獻、有限元模型的構建和分析、撰寫文章初稿；沈彬負責指導文章寫作、審閱和修改文章；吳元剛負責部分有限元模型的構建；聶涌負責部分有限元模型的構建和文章審閱。
利益沖突：所有作者聲明，在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突。
