引用本文： 陳城, 楊云峰, 李兵, 夏江, 趙有光, 朱輝, 周海超, 李勇奇, 李振東, 和文寶, 張藝, 黃輝. 內翻型踝關節炎有限元模型的建立及不同脛骨遠端關節面正位角矯正模型的生物力學分析. 中國修復重建外科雜志, 2023, 37(7): 796-801. doi: 10.7507/1002-1892.202302078 復制
踝關節面積遠小于膝關節和髖關節，輕微力學環境改變即可導致關節接觸面積和壓力發生較大變化[1]。踝關節內、外翻會導致關節承受不對稱負荷，產生異常應力分布[2]，加速關節退變。踝關節炎是一種致畸、致殘性疾病，嚴重影響患者生活質量與心理健康[3]。依據下肢冠狀面力線，踝關節炎可分為內翻、外翻和中立3種類型，其中內翻型踝關節炎患者最多，占55%[4]。踝上截骨術是治療內翻型踝關節炎的有效方法，包括內側撐開截骨術、外側閉合截骨術、圓弧形截骨術[5]，其中內側撐開截骨術是最常用術式。術中通過調整下肢力線，將應力轉移至踝關節軟骨尚未嚴重退化的區域，使踝關節應力分散再次趨于平衡，臨床應用療效滿意[6-8]。脛骨遠端關節面正位角（tibial anterior surface angle，TAS）是踝上截骨術重要考量因素，但對于截骨術中該角度矯正范圍尚未達成共識[9]。
足踝部由多條韌帶、肌腱以及多個關節構成，尸體生物力學造模大多使用正常下肢標本，很難精確模擬足踝部疾病的復雜病理狀態，進而不能獲得有效的病理狀態下生物力學分析結果。而有限元分析很好地解決了這一難題，可用于模擬和量化足踝關節病理和生理生物力學，特別是控制混雜因素比較不同條件的影響[10-11]。目前有關內翻型踝關節炎的有限元模型構建及相關分析研究較少。為此，本研究旨在建立內翻型踝關節炎三維有限元模型，分析對比不同TAS矯正模型的脛距關節和距腓關節Von Mises應力分布及其應力峰值差異，以期為臨床踝上截骨術中評估矯正程度提供參考。
1 研究對象與方法
1.1 研究對象及數據、軟件
以2022年10月同濟大學附屬同濟醫院收治的1例左側內翻型踝關節炎女性患者作為研究對象，年齡56歲，身高165 cm，體質量70 kg。經X線片檢查，排除踝關節骨折、腫瘤、結核等骨質破壞疾病。踝關節炎Takakura分期為Ⅱ期，負重位X線片測量TAS 78°，脛骨遠端關節面側位角（tibial lateral surface angle，TLS）83°。
同濟大學附屬同濟醫院影像科CT室完成患側踝關節CT 掃描。掃描條件：120 kV、125 mA、層厚 0.625 mm，范圍為脛腓骨遠端至跖骨遠端。將掃描數據以 DICOM 格式保存。
軟件：Mimics 21.0軟件（Materialise公司，比利時）；Geomagic Wrap 2021軟件（Raindrop公司，美國）；Solidworks 2017軟件（Solidworks公司，美國）；Workbench 17.0軟件（ANSYS公司，美國）。
1.2 踝關節三維有限元模型建立
將CT數據導入Mimics 21.0軟件中，利用不同組織密度差異，采用“閾值分割”功能將軟組織和骨骼分開，使用“區域增長”功能分離脛骨、腓骨、距骨、跟骨，保存所得蒙版。將建立的蒙版通過“三維計算”功能，建立骨骼三維模型（圖1a）。將骨骼三維模型以STL格式導入至Geomagic Wrap 2021軟件，進行光滑處理，消除釘狀物，填充表面所有空洞，使其成為封閉且光滑的NURBS曲面模型。然后以STP格式導入Solidworks 2017軟件中建立實體模型，參考每條韌帶的解剖起止點，繪出通過韌帶起止點的三維曲線，建立下脛腓前韌帶、下脛腓后韌帶、脛腓骨間膜、外側韌帶、內側三角韌帶、跟距骨間韌帶。最終建立踝關節骨骼-軟骨-韌帶實體模型（圖1b）。
圖1
內翻型踝關節炎三維有限元模型建立
a. 在Mimics 21.0軟件中建立骨骼三維模型；b. 在Solidworks 2017軟件中建立骨骼-軟骨-韌帶實體模型；c. 在Workbench 17.0軟件中建立網格模型
Figure1. Establishment of the finite element model of varus-type ankle arthritisa. The three-dimensional model of bone was established by Mimics 21.0 software; b. The solid model of bone-cartilage -ligament was established by Solidworks 2017 software; c. The meshed model was establised by Workbench 17.0 software
1.3 單元設置及材料屬性
將骨骼、軟骨、韌帶定義為各向同性，均質連續。根據本研究目的，參考既往人體踝關節相關力學數據[12]確定模型材料屬性。皮質骨、松質骨、軟骨、韌帶彈性模量分別為9 600、730、10、260 MPa，泊松比分別為0.3、0.2、0.4、0.4。
1.4 模型劃分網格及邊界和約束條件
將上述骨骼-軟骨-韌帶實體模型以STEP格式導入Workbench 17.0軟件中，使用軟件自帶的網格劃分工具，三維有限元模型均采用四面體網格劃分。將Relevance選項設置為100，網格精細度設置為Fine，骨骼尺寸設置為1.5 mm，軟骨尺寸設置為0.3 mm，按照相同標準劃分網格（圖1c）。
邊界條件見圖2，將松質骨與皮質骨、韌帶與皮質骨設置為綁定接觸，軟骨與皮質骨設置為無摩擦接觸。將跟骨結節和前部進行約束。依據腓骨和脛骨分別承受體質量的1/6、5/6[13]，模擬人體單足負重，在患足脛骨表面施加290 N垂直向下壓力，腓骨表面施加60 N垂直向下壓力。
圖2
在Workbench 17.0軟件中模型邊界和約束條件
Figure2.
The common boundary conditions and constraints of the model in Workbench 17.0 software
1.5 模型分組及測算
在Solidworks 2017軟件中根據TAS制備4組模型，分別為內翻型踝關節炎模型（內翻模型，TAS 78°）、正常模型（TAS 89°）、外翻5° 模型（TAS 94°）和外翻10° 模型（TAS 99°）。其中正常模型、外翻5° 模型和外翻10° 模型為在內翻型踝關節炎模型基礎上行斜形開口截骨術[14]，矯正至對應TAS角度。具體方法：在脛骨內側脛距關節面上5 cm、脛骨外側脛距關節面上0.5 cm 處構建面并模擬脛骨截骨，截骨厚度約為2 mm，不截腓骨。以脛骨外側脛距關節面上0.5 cm 處截骨線為軸線旋轉脛骨遠端、距骨及跟骨，旋轉角度為各模型TAS角度與內翻模型TAS的差值，分別為11°、16°、21°。利用布爾操作，對截骨后出現的骨缺損進行相應填充并組成一個整體。以上模型構建完成后導入Workbench 17.0 軟件，分別檢測Von Mises應力分布及應力峰值。
2 結果
2.1 模型有效性驗證
本研究建立的正常模型脛距關節面接觸應力值（0.9～2.3 MPa）與正常踝關節有限元模型脛距關節面接觸應力值（1.4～2.7 MPa）[15]接近，且距腓關節面和脛距關節面應力分布較均勻，未見明顯應力集中現象，與實際相符。提示本研究建立的有限元模型基本符合足部力學情況。
2.2 各組模型觀測結果
內翻模型節點數4 397 721，單元數3 080 253。最大應力出現在內側脛距關節面和頂部脛距關節面偏內側處，約為2.3 MPa；距腓關節面和頂部脛距關節面外側應力分布均勻，未見明顯應力集中現象。見圖3a。
圖3
各組有限元模型應力分布圖
從左至右分別為頂部、內側脛距關節面及距腓關節面 a. 內翻模型； b. 正常模型；c. 外翻5° 模型；d. 外翻10° 模型
Figure3. The Von Mises stress distribution of finite element model of each groupFrom left to right for the top, medial tibiotalar joint surfaces, and talofibular joint surface, respectively a. The varus model; b. The normal model; c. The 5° valgus model; d. The 10° valgus model
正常模型節點數4 682 396，單元數3 297 281。距腓關節面和脛距關節面應力分布較均勻，未見明顯應力集中現象。見圖3b。
外翻5° 模型節點數4 837 091，單元數3 418 584。最大應力出現在距腓關節面偏后側和頂部脛距關節面偏外側處，約為2.7 MPa；內側脛距關節面應力分布較均勻。見圖3c。
外翻10° 模型節點數4 969 347，單元數3 578 368。最大應力出現在距腓關節面偏后側和頂部脛距關節面偏外側處，約為3.1 MPa；內側脛距關節面應力較正常模型以及外翻5° 模型增加，最大應力約為1.8 MPa。見圖3d。
3 討論
目前，對于踝上截骨術中TAS矯正程度尚無定論。最新一項系統評價顯示，不同矯正程度患者臨床療效存在差異，但也可能與所納入研究質量不高有關[9]。有學者認為在踝上截骨術中糾正TAS至正常角度即可[16]，也有學者傾向于糾正至輕微外翻狀態[5，17]。Tanaka等[18]建議過度矯正TAS以補償踝關節內側軟骨缺失，僅在創傷后內翻畸形且軟骨保存完好情況下矯正至中立位。Haraguchi等[19]對24例（27足）踝上截骨術治療的內翻型踝關節炎患者平均隨訪2.8年，發現后踝關節受力中心位于外側80%的患者，其美國矯形足踝協會（AOFAS）評分改善程度顯著高于踝關節受力中心位于內側60%的患者。他們進一步提出踝上截骨術的主要目的在于外移踝關節受力中心而非單純糾正內翻畸形，單純將TAS糾正至正常是錯誤的。
Choi等[20]的尸體生物力學研究創建了6、8、10 mm 3種脛骨截骨間隙，踝上截骨線位于下脛腓近端。研究發現隨著截骨間隙增加，脛距關節接觸壓力和峰值壓力基本保持不變，而保留腓骨情況下距腓關節接觸壓力和峰值壓力增加。Stufkens等[21]的尸體生物力學研究創建了中立位和內外翻5°、10°、15° 模型，踝上截骨線位于脛骨遠端關節面近端10 mm。研究發現保留腓骨時，踝關節內翻則應力集中在外側，而踝關節外翻則應力集中在內側。腓骨截骨術會促進脛距關節應力分布轉移，這可能與腓骨對距骨移位具有阻擋作用有關。趙宏謀等[22]的研究也得到相似結果。然而，臨床觀察到內翻型踝關節炎患者內側軟骨最先磨損，磨損程度也大于外側，說明應力集中在內側而非外側，與尸體生物力學研究結果不符。我們分析主要原因在于尸體生物力學研究選用的是正常下肢（即TAS正常），無法很好地模擬內翻型踝關節炎患者病理狀態。此外，踝上截骨方式并非斜形截骨術[14]，其截骨線和脛骨外側的交點與脛骨遠端關節面有一定距離。以此交點為中心旋轉，腓骨的阻擋作用更明顯，可能會造成脛骨外側皮質骨骨折并產生移位后與腓骨撞擊[23]。因此，以上尸體生物力學研究結論能否應用于臨床值得商榷。
本研究通過對比不同TAS矯正內翻型踝關節炎模型的踝關節Von Mises應力分布及其應力峰值差異，發現隨著外翻增加，踝關節應力呈現外移且逐漸集中趨勢，這與臨床實際相符。特別是外翻5°、10° 模型可以明顯觀察到距腓關節面應力增加，這可能與腓骨阻擋作用有關。距骨位于踝穴中，腓骨是踝穴外側組成部分，可以限制距骨外移，對于維持踝穴穩定性具有重要作用。內翻型踝關節炎長期病理狀態會導致踝穴產生適應性內翻改變。踝上截骨術的目的是使踝關節受力中心外移，其中外移距骨必不可缺。單純踝上截骨術會縮窄踝穴，外移的距骨一定程度上被腓骨限制，嚴重者甚至出現外側距腓撞擊。一旦腓骨出現阻擋則高度提示需要行腓骨截骨術。2021年，趙宏謀團隊提出腓骨截骨指征[7]包括：① 患側脛骨踝穴角較健側減小超過5° 或存在腓骨遠端內翻改變；② 存在腓骨骨折畸形愈合；③ 距骨傾斜，但外踝間隙匹配度良好，提示在復位距骨時可能出現外側阻擋。Hintermann等[5]認為矯正TAS>10° 通常需要聯合腓骨截骨。本次研究結果與之相符，正常模型（TAS矯正11°）并未出現距腓關節應力增加，而外翻5° 模型（TAS矯正16°）距腓關節面應力增加，提示斜形截骨術時10° 左右的TAS矯正不會發生明顯腓骨阻擋的問題，故不需要另外行腓骨截骨術。但是外翻10° 模型除距腓關節面和頂部脛距關節面偏外側處出現明顯應力集中，內側脛距關節面也出現一定應力增加，可能是腓骨的阻擋作用限制了踝關節應力進一步外移，故內側應力也出現增加趨勢。
本研究存在以下局限性：① 研究構建的是簡化模型，未構建足部整體結構模型，無法很好地模擬足部三點負重情況；② 既往內翻型踝關節炎有限元分析研究有限，故本研究模型未能與已有模型進行對比驗證有效性；③ 模型未涉及腓骨截骨，本研究采用斜形開口截骨術，在一定程度上降低了腓骨阻擋作用，而腓骨的影響有待進一步實驗模擬驗證。下一步將進行內翻型踝關節炎的足部整體結構模型建立與優化，并完善腓骨截骨實驗結果進行對比。
利益沖突 在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突；經費支持沒有影響文章觀點和對研究數據客觀結果的分析及其報道
倫理聲明 研究方案經同濟大學附屬同濟醫院倫理委員會批準［倫審第（2022-045）號］
作者貢獻聲明 陳城：有限元分析和論文撰寫；楊云峰：科研設計；李振東：指導模型建立；和文寶：影像學資料收集；周海超、李勇奇、張藝、黃輝：文獻查閱和總結；李兵、夏江：結果審核；趙有光、朱輝：英文審校和論文修改
踝關節面積遠小于膝關節和髖關節，輕微力學環境改變即可導致關節接觸面積和壓力發生較大變化[1]。踝關節內、外翻會導致關節承受不對稱負荷，產生異常應力分布[2]，加速關節退變。踝關節炎是一種致畸、致殘性疾病，嚴重影響患者生活質量與心理健康[3]。依據下肢冠狀面力線，踝關節炎可分為內翻、外翻和中立3種類型，其中內翻型踝關節炎患者最多，占55%[4]。踝上截骨術是治療內翻型踝關節炎的有效方法，包括內側撐開截骨術、外側閉合截骨術、圓弧形截骨術[5]，其中內側撐開截骨術是最常用術式。術中通過調整下肢力線，將應力轉移至踝關節軟骨尚未嚴重退化的區域，使踝關節應力分散再次趨于平衡，臨床應用療效滿意[6-8]。脛骨遠端關節面正位角（tibial anterior surface angle，TAS）是踝上截骨術重要考量因素，但對于截骨術中該角度矯正范圍尚未達成共識[9]。
足踝部由多條韌帶、肌腱以及多個關節構成，尸體生物力學造模大多使用正常下肢標本，很難精確模擬足踝部疾病的復雜病理狀態，進而不能獲得有效的病理狀態下生物力學分析結果。而有限元分析很好地解決了這一難題，可用于模擬和量化足踝關節病理和生理生物力學，特別是控制混雜因素比較不同條件的影響[10-11]。目前有關內翻型踝關節炎的有限元模型構建及相關分析研究較少。為此，本研究旨在建立內翻型踝關節炎三維有限元模型，分析對比不同TAS矯正模型的脛距關節和距腓關節Von Mises應力分布及其應力峰值差異，以期為臨床踝上截骨術中評估矯正程度提供參考。
1 研究對象與方法
1.1 研究對象及數據、軟件
以2022年10月同濟大學附屬同濟醫院收治的1例左側內翻型踝關節炎女性患者作為研究對象，年齡56歲，身高165 cm，體質量70 kg。經X線片檢查，排除踝關節骨折、腫瘤、結核等骨質破壞疾病。踝關節炎Takakura分期為Ⅱ期，負重位X線片測量TAS 78°，脛骨遠端關節面側位角（tibial lateral surface angle，TLS）83°。
同濟大學附屬同濟醫院影像科CT室完成患側踝關節CT 掃描。掃描條件：120 kV、125 mA、層厚 0.625 mm，范圍為脛腓骨遠端至跖骨遠端。將掃描數據以 DICOM 格式保存。
軟件：Mimics 21.0軟件（Materialise公司，比利時）；Geomagic Wrap 2021軟件（Raindrop公司，美國）；Solidworks 2017軟件（Solidworks公司，美國）；Workbench 17.0軟件（ANSYS公司，美國）。
1.2 踝關節三維有限元模型建立
將CT數據導入Mimics 21.0軟件中，利用不同組織密度差異，采用“閾值分割”功能將軟組織和骨骼分開，使用“區域增長”功能分離脛骨、腓骨、距骨、跟骨，保存所得蒙版。將建立的蒙版通過“三維計算”功能，建立骨骼三維模型（圖1a）。將骨骼三維模型以STL格式導入至Geomagic Wrap 2021軟件，進行光滑處理，消除釘狀物，填充表面所有空洞，使其成為封閉且光滑的NURBS曲面模型。然后以STP格式導入Solidworks 2017軟件中建立實體模型，參考每條韌帶的解剖起止點，繪出通過韌帶起止點的三維曲線，建立下脛腓前韌帶、下脛腓后韌帶、脛腓骨間膜、外側韌帶、內側三角韌帶、跟距骨間韌帶。最終建立踝關節骨骼-軟骨-韌帶實體模型（圖1b）。
圖1
內翻型踝關節炎三維有限元模型建立
a. 在Mimics 21.0軟件中建立骨骼三維模型；b. 在Solidworks 2017軟件中建立骨骼-軟骨-韌帶實體模型；c. 在Workbench 17.0軟件中建立網格模型
Figure1. Establishment of the finite element model of varus-type ankle arthritisa. The three-dimensional model of bone was established by Mimics 21.0 software; b. The solid model of bone-cartilage -ligament was established by Solidworks 2017 software; c. The meshed model was establised by Workbench 17.0 software
1.3 單元設置及材料屬性
將骨骼、軟骨、韌帶定義為各向同性，均質連續。根據本研究目的，參考既往人體踝關節相關力學數據[12]確定模型材料屬性。皮質骨、松質骨、軟骨、韌帶彈性模量分別為9 600、730、10、260 MPa，泊松比分別為0.3、0.2、0.4、0.4。
1.4 模型劃分網格及邊界和約束條件
將上述骨骼-軟骨-韌帶實體模型以STEP格式導入Workbench 17.0軟件中，使用軟件自帶的網格劃分工具，三維有限元模型均采用四面體網格劃分。將Relevance選項設置為100，網格精細度設置為Fine，骨骼尺寸設置為1.5 mm，軟骨尺寸設置為0.3 mm，按照相同標準劃分網格（圖1c）。
邊界條件見圖2，將松質骨與皮質骨、韌帶與皮質骨設置為綁定接觸，軟骨與皮質骨設置為無摩擦接觸。將跟骨結節和前部進行約束。依據腓骨和脛骨分別承受體質量的1/6、5/6[13]，模擬人體單足負重，在患足脛骨表面施加290 N垂直向下壓力，腓骨表面施加60 N垂直向下壓力。
圖2
在Workbench 17.0軟件中模型邊界和約束條件
Figure2.
The common boundary conditions and constraints of the model in Workbench 17.0 software
1.5 模型分組及測算
在Solidworks 2017軟件中根據TAS制備4組模型，分別為內翻型踝關節炎模型（內翻模型，TAS 78°）、正常模型（TAS 89°）、外翻5° 模型（TAS 94°）和外翻10° 模型（TAS 99°）。其中正常模型、外翻5° 模型和外翻10° 模型為在內翻型踝關節炎模型基礎上行斜形開口截骨術[14]，矯正至對應TAS角度。具體方法：在脛骨內側脛距關節面上5 cm、脛骨外側脛距關節面上0.5 cm 處構建面并模擬脛骨截骨，截骨厚度約為2 mm，不截腓骨。以脛骨外側脛距關節面上0.5 cm 處截骨線為軸線旋轉脛骨遠端、距骨及跟骨，旋轉角度為各模型TAS角度與內翻模型TAS的差值，分別為11°、16°、21°。利用布爾操作，對截骨后出現的骨缺損進行相應填充并組成一個整體。以上模型構建完成后導入Workbench 17.0 軟件，分別檢測Von Mises應力分布及應力峰值。
2 結果
2.1 模型有效性驗證
本研究建立的正常模型脛距關節面接觸應力值（0.9～2.3 MPa）與正常踝關節有限元模型脛距關節面接觸應力值（1.4～2.7 MPa）[15]接近，且距腓關節面和脛距關節面應力分布較均勻，未見明顯應力集中現象，與實際相符。提示本研究建立的有限元模型基本符合足部力學情況。
2.2 各組模型觀測結果
內翻模型節點數4 397 721，單元數3 080 253。最大應力出現在內側脛距關節面和頂部脛距關節面偏內側處，約為2.3 MPa；距腓關節面和頂部脛距關節面外側應力分布均勻，未見明顯應力集中現象。見圖3a。
圖3
各組有限元模型應力分布圖
從左至右分別為頂部、內側脛距關節面及距腓關節面 a. 內翻模型； b. 正常模型；c. 外翻5° 模型；d. 外翻10° 模型
Figure3. The Von Mises stress distribution of finite element model of each groupFrom left to right for the top, medial tibiotalar joint surfaces, and talofibular joint surface, respectively a. The varus model; b. The normal model; c. The 5° valgus model; d. The 10° valgus model
正常模型節點數4 682 396，單元數3 297 281。距腓關節面和脛距關節面應力分布較均勻，未見明顯應力集中現象。見圖3b。
外翻5° 模型節點數4 837 091，單元數3 418 584。最大應力出現在距腓關節面偏后側和頂部脛距關節面偏外側處，約為2.7 MPa；內側脛距關節面應力分布較均勻。見圖3c。
外翻10° 模型節點數4 969 347，單元數3 578 368。最大應力出現在距腓關節面偏后側和頂部脛距關節面偏外側處，約為3.1 MPa；內側脛距關節面應力較正常模型以及外翻5° 模型增加，最大應力約為1.8 MPa。見圖3d。
3 討論
目前，對于踝上截骨術中TAS矯正程度尚無定論。最新一項系統評價顯示，不同矯正程度患者臨床療效存在差異，但也可能與所納入研究質量不高有關[9]。有學者認為在踝上截骨術中糾正TAS至正常角度即可[16]，也有學者傾向于糾正至輕微外翻狀態[5，17]。Tanaka等[18]建議過度矯正TAS以補償踝關節內側軟骨缺失，僅在創傷后內翻畸形且軟骨保存完好情況下矯正至中立位。Haraguchi等[19]對24例（27足）踝上截骨術治療的內翻型踝關節炎患者平均隨訪2.8年，發現后踝關節受力中心位于外側80%的患者，其美國矯形足踝協會（AOFAS）評分改善程度顯著高于踝關節受力中心位于內側60%的患者。他們進一步提出踝上截骨術的主要目的在于外移踝關節受力中心而非單純糾正內翻畸形，單純將TAS糾正至正常是錯誤的。
Choi等[20]的尸體生物力學研究創建了6、8、10 mm 3種脛骨截骨間隙，踝上截骨線位于下脛腓近端。研究發現隨著截骨間隙增加，脛距關節接觸壓力和峰值壓力基本保持不變，而保留腓骨情況下距腓關節接觸壓力和峰值壓力增加。Stufkens等[21]的尸體生物力學研究創建了中立位和內外翻5°、10°、15° 模型，踝上截骨線位于脛骨遠端關節面近端10 mm。研究發現保留腓骨時，踝關節內翻則應力集中在外側，而踝關節外翻則應力集中在內側。腓骨截骨術會促進脛距關節應力分布轉移，這可能與腓骨對距骨移位具有阻擋作用有關。趙宏謀等[22]的研究也得到相似結果。然而，臨床觀察到內翻型踝關節炎患者內側軟骨最先磨損，磨損程度也大于外側，說明應力集中在內側而非外側，與尸體生物力學研究結果不符。我們分析主要原因在于尸體生物力學研究選用的是正常下肢（即TAS正常），無法很好地模擬內翻型踝關節炎患者病理狀態。此外，踝上截骨方式并非斜形截骨術[14]，其截骨線和脛骨外側的交點與脛骨遠端關節面有一定距離。以此交點為中心旋轉，腓骨的阻擋作用更明顯，可能會造成脛骨外側皮質骨骨折并產生移位后與腓骨撞擊[23]。因此，以上尸體生物力學研究結論能否應用于臨床值得商榷。
本研究通過對比不同TAS矯正內翻型踝關節炎模型的踝關節Von Mises應力分布及其應力峰值差異，發現隨著外翻增加，踝關節應力呈現外移且逐漸集中趨勢，這與臨床實際相符。特別是外翻5°、10° 模型可以明顯觀察到距腓關節面應力增加，這可能與腓骨阻擋作用有關。距骨位于踝穴中，腓骨是踝穴外側組成部分，可以限制距骨外移，對于維持踝穴穩定性具有重要作用。內翻型踝關節炎長期病理狀態會導致踝穴產生適應性內翻改變。踝上截骨術的目的是使踝關節受力中心外移，其中外移距骨必不可缺。單純踝上截骨術會縮窄踝穴，外移的距骨一定程度上被腓骨限制，嚴重者甚至出現外側距腓撞擊。一旦腓骨出現阻擋則高度提示需要行腓骨截骨術。2021年，趙宏謀團隊提出腓骨截骨指征[7]包括：① 患側脛骨踝穴角較健側減小超過5° 或存在腓骨遠端內翻改變；② 存在腓骨骨折畸形愈合；③ 距骨傾斜，但外踝間隙匹配度良好，提示在復位距骨時可能出現外側阻擋。Hintermann等[5]認為矯正TAS>10° 通常需要聯合腓骨截骨。本次研究結果與之相符，正常模型（TAS矯正11°）并未出現距腓關節應力增加，而外翻5° 模型（TAS矯正16°）距腓關節面應力增加，提示斜形截骨術時10° 左右的TAS矯正不會發生明顯腓骨阻擋的問題，故不需要另外行腓骨截骨術。但是外翻10° 模型除距腓關節面和頂部脛距關節面偏外側處出現明顯應力集中，內側脛距關節面也出現一定應力增加，可能是腓骨的阻擋作用限制了踝關節應力進一步外移，故內側應力也出現增加趨勢。
本研究存在以下局限性：① 研究構建的是簡化模型，未構建足部整體結構模型，無法很好地模擬足部三點負重情況；② 既往內翻型踝關節炎有限元分析研究有限，故本研究模型未能與已有模型進行對比驗證有效性；③ 模型未涉及腓骨截骨，本研究采用斜形開口截骨術，在一定程度上降低了腓骨阻擋作用，而腓骨的影響有待進一步實驗模擬驗證。下一步將進行內翻型踝關節炎的足部整體結構模型建立與優化，并完善腓骨截骨實驗結果進行對比。
利益沖突 在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突；經費支持沒有影響文章觀點和對研究數據客觀結果的分析及其報道
倫理聲明 研究方案經同濟大學附屬同濟醫院倫理委員會批準［倫審第（2022-045）號］
作者貢獻聲明 陳城：有限元分析和論文撰寫；楊云峰：科研設計；李振東：指導模型建立；和文寶：影像學資料收集；周海超、李勇奇、張藝、黃輝：文獻查閱和總結；李兵、夏江：結果審核；趙有光、朱輝：英文審校和論文修改
