單髁膝關節置換術（UKA）中假體的手術安裝精度是影響術后膝關節功能和假體壽命的重要因素。本文以UKA股骨部件相對脛骨襯墊內外側位置的比值（a/A）為參數，分別考慮了9種不同股骨部件安裝情況，建立UKA置換的骨肌多體動力學模型并模擬患者術后行走步態，研究UKA手術中股骨部件內外側安裝位置對術后膝關節接觸力、關節運動和韌帶力的影響。結果表明，隨著a/A比值的增大，膝關節內側假體接觸力減小，外側軟骨接觸力增大；膝關節內翻運動、外旋運動和關節后移運動增大；前交叉韌帶力、后交叉韌帶力和內側副韌帶力減小。UKA股骨部件內外側安裝位置對膝關節屈曲伸展運動、外側副韌帶力影響不大。而當a/A≤0.375時，股骨部件與脛骨會產生接觸。為了避免內側假體和外側軟骨承受過高的載荷、產生過高的韌帶力以及內側假體與脛骨碰撞等問題，本文建議醫生UKA手術中安裝股骨部件時a/A比值控制在0.427~0.688范圍內，為UKA手術中股骨部件內外側安裝提供了參考依據。
引用本文： 任佳軒, 陳瑱賢, 張靜, 高永昌, 喬鋒, 靳忠民. 單髁膝關節置換術股骨部件不同內外側安裝位置的骨肌多體動力學研究. 生物醫學工程學雜志, 2023, 40(3): 508-514. doi: 10.7507/1001-5515.202209001 復制
版權信息： ?四川大學華西醫院華西期刊社《生物醫學工程學雜志》版權所有，未經授權不得轉載、改編
0 引言
單髁膝關節置換術（unicompartmental knee arthroplasty，UKA）是治療人體膝關節單間室骨關節炎的一種常見方法[1]，與全膝關節置換術（total knee arthroplasty，TKA）相比具有術后發病率低和恢復快等優點[2]。然而，數據顯示UKA術后翻修率高于TKA[3]。UKA假體磨損、松動和關節軟骨退化是導致術后翻修的主要臨床失效問題。隨著假體材料和設計的發展，UKA假體術中安裝不良已成為導致膝關節術后翻修的主要原因[4]。研究表明至少27%的早期膝關節翻修和18%的后期膝關節翻修與醫生手術校準的精度有關[5]，而假體安裝校準不良顯著改變了膝關節的生物力學和運動學[6]。異于生理水平的膝關節力學承載和運動已成為直接影響假體過早松動和關節軟骨加速退化的重要原因。
前人針對UKA假體的內外翻角度安裝不良[7-8]、內外旋角度安裝不良[6, 9]和后傾角安裝不良[10-11]進行了大量研究，過度內翻或外翻安裝會影響膝關節應力傳遞和載荷分布，并增大UKA術后翻修的風險，不合適的外旋安裝會導致UKA術后膝關節運動功能產生不良趨勢，過高的后傾角安裝會導致膝關節外側軟骨接觸應力和前交叉韌帶力過大。然而，UKA手術中股骨部件相對脛骨襯墊的內外側安裝不良情況也經常發生。Kang等[11]通過有限元分析發現UKA股骨部件的內外側安裝不良會顯著改變內側襯墊和外側軟骨的接觸應力。最近，臨床研究表明固定式UKA假體安裝在中心位置，可以獲得更好的患者滿意度和更高的膝關節活動范圍[10]。但是，目前尚未有研究報道UKA股骨部件不同內外側安裝位置對膝關節接觸力、關節運動和韌帶力的影響，也未見股骨部件安裝不良是否會與脛骨發生碰撞接觸的研究。同時，醫生術中控制UKA股骨部件內外側安裝的安全范圍依然有待研究。
本文建立內側UKA置換的骨肌多體動力學模型并模擬患者術后行走步態，研究UKA股骨部件不同內外側安裝位置對膝關節接觸力、關節運動和韌帶力的影響，探究股骨部件與脛骨接觸情況，為醫生UKA術前規劃和探究術后假體失效提供參考依據。
1 材料和方法
1.1 UKA骨肌多體動力學模型
本文根據一位女性志愿者（身高165 cm、體重56.7 kg）膝關節開源核磁共振數據（
招募一名膝關節無患病史的女性志愿者（身高167 cm、體重56.8 kg），在獲得志愿者知情同意并簽署文件后，采用Vicon三維運動捕捉系統采集志愿者的行走步態數據。將采集的步態數據以C3D格式導入到人體骨肌多體動力學建模軟件AnyBody（version 7.0，AnyBody & Technology，丹麥）中，基于身高-體重-脂肪比例縮放定律，根據志愿者身高、體重數據和行走步態數據對通用下肢模型進行整體縮放，獲得與志愿者身高體重相匹配的下肢骨肌模型。在縮放過程中，通用模型骨表面的肌肉和韌帶附著點隨著骨幾何縮放實現線性調整。
縮放后的下肢骨肌模型考慮了160個肌肉束，在AnyBody建模系統中肌肉被模擬為彈性收縮力-活性單元，每束肌肉在進行強度計算時都會乘以一個生理橫截面積（physiological cross-sectional area，PCSA）系數27 N/cm2。基于AnyBody肌肉募集準則優化方程，確定哪一束肌肉的肌肉力能平衡外力的過程就是逆動力學中肌肉募集問題。在人體全下肢骨肌模型中肌肉單元的數目遠大于人體關節自由度，肌肉募集時就會產生冗余問題，AnyBody中將肌肉募集問題轉換成最小優化問題并計算肌肉力。肌肉募集優化準則方程如下：
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式中：G(f (M))是優化的目標函數，M是肌肉，f (M)是肌肉力，n(M)是肌肉數目，Vi是每束肌肉單元體積占該肌肉體積的一個分數比例，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，而不同肌肉束中各肌肉Vi比例是不同的。fi(M)是根據優化準則計算得出的第i個肌肉力。C是由肌肉力、關節反作用力和FDK（Force Dependent Kinematics）殘余力組成的未知力的系數矩陣，f是由肌肉力和關節反作用力組成的未知力矩陣，d是外力、慣性力等約束矩陣。優化問題的目標就是獲得一個目標函數G( f (M))最小值來平衡約束方程。
將內側UKA置換的膝關節模型導入AnyBody縮放后的下肢骨肌模型，替換原有簡化的鉸鏈膝關節模型。運用AnyBody FDK方法，建立包含6自由度的脛股骨關節和5自由度的髕股骨關節。在內側UKA置換的膝關節模型中建立6對接觸對，分別是股骨軟骨對髕骨軟骨、股骨軟骨對脛骨軟骨、股骨軟骨對半月板、半月板對脛骨軟骨、股骨部件對脛骨襯墊、股骨部件對脛骨。基于以下AnyBody線性力-滲透體積定律來計算不同接觸對間的接觸力[13-14]。
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式中，V為滲透體積，d為滲透深度，A為接觸面積，P為接觸壓力模量，F為關節面接觸力。根據前人研究[15]，股骨部件對脛骨襯墊、股骨部件對脛骨接觸壓力模量分別設為1.24e11 N/m3和8.32e10 N/m3，軟骨對軟骨、軟骨對半月板的接觸壓力模量分別設為1.2e10 N/m3和2.2e10 N/m3。
在內側UKA置換的膝關節模型周圍建立了韌帶模型，包含前后交叉韌帶、內外側副韌帶和內外側髕骨韌帶。韌帶附著點的位置來源于模型中韌帶解剖位置，如圖1所示。
圖1
下肢骨肌多體動力學模型
Figure1.
Musculoskeletal multibody dynamic models of lower limb
模型中韌帶模擬為非線性彈簧約束[16]，基于以下分段力-位移相對關系計算韌帶力：
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式中，f是作用力，k是韌帶剛度，?l是非線性應變參數0.03，?是韌帶在力作用下的應變，L是韌帶長度。Lo是韌帶零載荷長度，主要取決于韌帶的初始長度Lr和參考應變?r。具體韌帶材料參數來自前人研究[17-18]。
1.2 UKA股骨部件的不同內外側安裝位置
為了研究UKA股骨部件不同內外側安裝位置的影響，本文采用股骨部件相對脛骨襯墊內外側位置的比值（a/A）為參數[11]，其中a是股骨部件最低點到脛骨假體側壁的距離，A是脛骨平臺在膝關節冠狀面的寬度，如圖2所示。建立了a/A比值為0.323、0.375、0.427、0.479、0.531、0.583、0.635、0.688、0.740共9種股骨部件安裝位置的骨肌多體動力學模型，各相鄰模型之間股骨部件安裝位置變化為1 mm。將股骨部件相對脛骨襯墊中心植入的位置（a/A為0.531）定義為中心位置，如圖3所示。
圖2
a/A參數
Figure2.
a/A parameter
圖3
九種不同a/A比值的UKA股骨部件安裝情況
Figure3.
Nine different installation conditions of the femoral component in UKA
將行走步態數據以C3D格式導入建立的骨肌多體動力學模型，驅動骨肌多體動力學模型模擬人體步行生理活動，通過逆向運動學分析獲得人體模型的關節角和體節位置信息，進一步通過逆向動力學分析獲得膝關節接觸力、股骨部件與脛骨的接觸力、膝關節運動和韌帶力。
2 結果
2.1 膝關節接觸力
行走步態中股骨部件不同內外側安裝位置對膝關節接觸力的影響如圖4所示。隨a/A比值增大，內側假體接觸力減小，外側軟骨接觸力增大。和中心位置相比，內側假體接觸力最大值在a/A為0.740時減小了15.6%（減小235 N），在a/A為0.323時增大了24.0%（增大362 N）；外側軟骨接觸力最大值在a/A為0.740時增大了13.2%（增大139 N），在a/A為0.688時增大了7.4%（增大78 N），在a/A為0.323時減小了19.6%（減小206 N）。
圖4
行走步態周期內股骨部件不同內外側安裝位置下的膝關節接觸力
Figure4.
The knee joint contact forces in different installation conditions of the femoral component during walking gait cycle
行走步態中股骨部件不同內外側安裝位置下股骨部件與脛骨接觸力情況如圖5所示。當a/A比值大于0.375時，在步態周期中股骨部件與脛骨不發生接觸。當a/A比值為0.375時，股骨部件與脛骨在步態周期34%時刻發生接觸，并在步態周期44%時刻接觸力最大達到23 N。當a/A為0.323時，行走步態運動中股骨部件均與脛骨發生接觸，在步態周期44%時刻接觸力最大達到127 N。
圖5
行走步態周期內股骨部件與脛骨接觸力
Figure5.
The contact force between femoral component and tibia during walking gait cycle
2.2 膝關節運動
行走步態中股骨部件不同內外側安裝位置對膝關節運動的影響如圖6所示。股骨部件內外側安裝位置對膝關節屈曲伸展運動沒有影響。隨a/A值增大，膝關節內翻運動增大，外旋運動增大、后移運動增大。和中心位置相比，在步態周期60%時，關節內翻角在a/A為0.740時增大0.31°，關節外翻角在a/A為0.323時增大0.32°；在步態周期43%時，關節外旋角在a/A為0.740時增大0.86°，關節內旋角在a/A為0.323時增大0.77°；在步態周期60%時，a/A為0.740時膝關節后移增大0.06 mm，在a/A為0.323時膝關節前移增大0.16 mm。
圖6
行走步態周期中股骨部件不同內外側安裝位置下的膝關節運動
Figure6.
The knee joint movements in different installation conditions of the femoral component in walking gait cycle
2.3 韌帶力
行走步態中股骨部件不同內外側安裝位置對韌帶力的影響如圖7所示。隨a/A值增大，前交叉韌帶力、后交叉韌帶力、內側副韌帶力減小。a/A值變化對外側副韌帶力影響不大。和中心位置相比，前交叉韌帶力在a/A為0.740時減小了15.7%（減小23 N），在a/A為0.323時增大了16.4%（增大24 N）；后交叉韌帶力在a/A為0.740時減小了21.7%（減小34 N），在a/A為0.323時增大了50.3%（增大79 N）；內側副韌帶力在a/A為0.740時減小了39.0%（減小78 N），在a/A為0.323時增大了54.5%（增大109 N）。
圖7
行走步態周期內股骨部件不同內外側安裝位置下的韌帶力
Figure7.
The ligament forces in different installation conditions of the femoral component during walking gait cycle
3 討論
UKA手術中股骨部件的準確定位對膝關節術后翻修率和患者滿意度具有重要影響[19-20]。相比前人采用的有限元分析方法和臨床觀察，本文采用UKA置換的骨肌多體動力學仿真方法，在模擬日常行走步態條件下，對比研究了股骨部件相對脛骨襯墊內外側不同安裝位置對人體膝關節接觸力、關節運動和韌帶力的影響，避免了有限元分析中施加恒定載荷和運動的局限性，以及臨床觀察中難以量化研究和過長的隨訪時間等諸多問題。本文從行走步態中人體宏觀動力學角度研究股骨部件相對脛骨襯墊不同內外側安裝位置的影響，為醫生UKA術前規劃和降低術后假體失效提供了參考依據。
Baker等[3]研究發現在UKA中不明原因疼痛占翻修率的23%，而在TKA中僅占9%。醫生們有必要了解患者疼痛的原因，控制并減少患者UKA術后的疼痛和不適因素。本文發現在股骨部件安裝位置靠近內側（a/A≤0.375）時，股骨部件在行走中會與脛骨產生接觸，特別當a/A比值為0.323時，股骨部件和脛骨全步態周期接觸，最大接觸力達127 N。股骨部件與脛骨的直接接觸碰撞可能是導致患者膝關節不明原因疼痛的重要原因之一[21]。Kang等[11]通過有限元分析發現UKA股骨部件的內外側安裝不良會顯著改變內側襯墊和外側軟骨的接觸應力。本文基于骨肌多體動力學仿真研究發現，在患者行走步態中股骨部件的內外側安裝不良會顯著改變膝關節內外側接觸力的分布，這些關節力變化將進一步加劇內側襯墊和外側軟骨的接觸應力變化，膝關節應力異常可能是導致患者關節不明原因疼痛的另一潛在原因。
Kamenaga等[10]的臨床研究發現UKA股骨部件相對脛骨襯墊中心位置植入會獲得更高的屈曲活動度。然而，本文研究發現UKA手術中股骨部件不同安裝位置對膝關節運動影響不明顯，對行走步態中的屈曲伸展運動幾乎沒有影響，隨著a/A值的變化膝關節角度相差均不超過1°，前后平移運動變化不超過1 mm，這對患者膝關節術后功能影響較小。產生差異可能是因為前人研究膝關節深屈膝活動下的關節運動，而本文模擬研究的是患者行走步態中的關節運動。研究表明步行、屈膝等不同的生理活動中膝關節運動存在差異性[22]，因此，股骨部件安裝位置對膝關節運動的影響還應在下蹲或深屈膝等活動模擬中進一步研究。
膝關節韌帶在保持膝關節穩定、限制膝關節旋轉和脛骨前移中起著重要作用[23-24]，膝關節韌帶一旦發生斷裂或者損傷會嚴重影響膝關節的功能，嚴重時會導致膝關節功能喪失。Suggs等[25]研究發現前交叉韌帶缺失的UKA置換患者的膝關節前移明顯大于前交叉韌帶完好的UKA置換患者。本文發現在股骨部件靠近膝關節中心時，會導致前交叉韌帶、后交叉韌帶和內側副韌帶力明顯增大。為了減輕膝關節韌帶力的載荷，防止膝關節韌帶損傷或斷裂，醫生在進行UKA手術時應避免股骨部件安裝時a/A值過小。
Kamenaga等[10]發現UKA股骨部件相對脛骨襯墊中心位置植入，可以獲得術后更好的臨床效果。本文發現UKA股骨部件相對脛骨襯墊的內外側安裝位置不僅會顯著改變膝關節內外側接觸力分布，還會影響膝關節的韌帶力。股骨部件內外側安裝位置靠近膝關節中心偏內側，會增大內側假體接觸力、前后交叉韌帶力和內側副韌帶力，且a/A≤0.375會發生股骨部件與脛骨接觸碰撞，這可能會增加假體磨損、松動、韌帶損傷和疼痛發生的風險；但若股骨部件內外側安裝位置遠離膝關節中心偏外側，會增大外側軟骨接觸力，這可能會增加軟骨退化的風險。因此，本文的研究結果也證明UKA置換時股骨部件應當于脛骨襯墊相對中心位置植入。若以內外側接觸力變化的10%為閾值，并考慮股骨部件和脛骨碰撞風險，本文認為醫生應控制UKA術中假體安裝a/A值在0.427~0.688范圍內。
本文仍存在一些局限性。首先，由于從醫院拍攝的核磁圖像質量均不佳，難以提取軟骨模型，因此采用的膝關節模型來自開源數據，且團隊目前采集的女性志愿者數量較少，難以進行統計研究，應在未來采用一定數量身體參數相似的志愿者進行研究以減少個體間差異的影響。其次，由于缺乏志愿者下肢全長的計算機斷層掃描數據，本文采用了基于身高體重和步態數據的縮放方法，在有數據的情況下應考慮骨幾何個體化縮放以進行更精確的模擬。最后，本文只針對日常行走步態進行了分析，應當考慮更多其他生理活動進行模擬研究。盡管本文存在上述局限性，但研究方法和結果仍可為理解人體膝關節UKA術前假體安裝和術后失效分析提供參考。
4 結論
本文采用UKA置換的骨肌多體動力學仿真方法，模擬研究了行走步態周期內股骨部件不同內外側安裝位置對人體膝關節接觸力、關節運動和韌帶力的影響，同時預測了股骨部件與脛骨接觸碰撞的情況。股骨部件不同內外側安裝位置對人體膝關節內側假體接觸力、外側軟骨接觸力和韌帶力產生了較為明顯的影響。研究表明，UKA置換時股骨部件應當于脛骨襯墊相對中心的位置植入，可以獲得更合理的膝關節生物力學。本文建議醫生應控制UKA術中假體安裝a/A值在0.427~0.688范圍內，以降低UKA置換術后的臨床失效風險。
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設計了研究方案，任佳軒和陳瑱賢進行了模型仿真和論文撰寫，張靜、高永昌和喬鋒討論并修改了論文。
倫理聲明：本研究通過了西安交通大學附屬紅會醫院倫理委員會的審批（批文編號：201903001）。
0 引言
單髁膝關節置換術（unicompartmental knee arthroplasty，UKA）是治療人體膝關節單間室骨關節炎的一種常見方法[1]，與全膝關節置換術（total knee arthroplasty，TKA）相比具有術后發病率低和恢復快等優點[2]。然而，數據顯示UKA術后翻修率高于TKA[3]。UKA假體磨損、松動和關節軟骨退化是導致術后翻修的主要臨床失效問題。隨著假體材料和設計的發展，UKA假體術中安裝不良已成為導致膝關節術后翻修的主要原因[4]。研究表明至少27%的早期膝關節翻修和18%的后期膝關節翻修與醫生手術校準的精度有關[5]，而假體安裝校準不良顯著改變了膝關節的生物力學和運動學[6]。異于生理水平的膝關節力學承載和運動已成為直接影響假體過早松動和關節軟骨加速退化的重要原因。
前人針對UKA假體的內外翻角度安裝不良[7-8]、內外旋角度安裝不良[6, 9]和后傾角安裝不良[10-11]進行了大量研究，過度內翻或外翻安裝會影響膝關節應力傳遞和載荷分布，并增大UKA術后翻修的風險，不合適的外旋安裝會導致UKA術后膝關節運動功能產生不良趨勢，過高的后傾角安裝會導致膝關節外側軟骨接觸應力和前交叉韌帶力過大。然而，UKA手術中股骨部件相對脛骨襯墊的內外側安裝不良情況也經常發生。Kang等[11]通過有限元分析發現UKA股骨部件的內外側安裝不良會顯著改變內側襯墊和外側軟骨的接觸應力。最近，臨床研究表明固定式UKA假體安裝在中心位置，可以獲得更好的患者滿意度和更高的膝關節活動范圍[10]。但是，目前尚未有研究報道UKA股骨部件不同內外側安裝位置對膝關節接觸力、關節運動和韌帶力的影響，也未見股骨部件安裝不良是否會與脛骨發生碰撞接觸的研究。同時，醫生術中控制UKA股骨部件內外側安裝的安全范圍依然有待研究。
本文建立內側UKA置換的骨肌多體動力學模型并模擬患者術后行走步態，研究UKA股骨部件不同內外側安裝位置對膝關節接觸力、關節運動和韌帶力的影響，探究股骨部件與脛骨接觸情況，為醫生UKA術前規劃和探究術后假體失效提供參考依據。
1 材料和方法
1.1 UKA骨肌多體動力學模型
本文根據一位女性志愿者（身高165 cm、體重56.7 kg）膝關節開源核磁共振數據（
招募一名膝關節無患病史的女性志愿者（身高167 cm、體重56.8 kg），在獲得志愿者知情同意并簽署文件后，采用Vicon三維運動捕捉系統采集志愿者的行走步態數據。將采集的步態數據以C3D格式導入到人體骨肌多體動力學建模軟件AnyBody（version 7.0，AnyBody & Technology，丹麥）中，基于身高-體重-脂肪比例縮放定律，根據志愿者身高、體重數據和行走步態數據對通用下肢模型進行整體縮放，獲得與志愿者身高體重相匹配的下肢骨肌模型。在縮放過程中，通用模型骨表面的肌肉和韌帶附著點隨著骨幾何縮放實現線性調整。
縮放后的下肢骨肌模型考慮了160個肌肉束，在AnyBody建模系統中肌肉被模擬為彈性收縮力-活性單元，每束肌肉在進行強度計算時都會乘以一個生理橫截面積（physiological cross-sectional area，PCSA）系數27 N/cm2。基于AnyBody肌肉募集準則優化方程，確定哪一束肌肉的肌肉力能平衡外力的過程就是逆動力學中肌肉募集問題。在人體全下肢骨肌模型中肌肉單元的數目遠大于人體關節自由度，肌肉募集時就會產生冗余問題，AnyBody中將肌肉募集問題轉換成最小優化問題并計算肌肉力。肌肉募集優化準則方程如下：
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式中：G(f (M))是優化的目標函數，M是肌肉，f (M)是肌肉力，n(M)是肌肉數目，Vi是每束肌肉單元體積占該肌肉體積的一個分數比例，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，而不同肌肉束中各肌肉Vi比例是不同的。fi(M)是根據優化準則計算得出的第i個肌肉力。C是由肌肉力、關節反作用力和FDK（Force Dependent Kinematics）殘余力組成的未知力的系數矩陣，f是由肌肉力和關節反作用力組成的未知力矩陣，d是外力、慣性力等約束矩陣。優化問題的目標就是獲得一個目標函數G( f (M))最小值來平衡約束方程。
將內側UKA置換的膝關節模型導入AnyBody縮放后的下肢骨肌模型，替換原有簡化的鉸鏈膝關節模型。運用AnyBody FDK方法，建立包含6自由度的脛股骨關節和5自由度的髕股骨關節。在內側UKA置換的膝關節模型中建立6對接觸對，分別是股骨軟骨對髕骨軟骨、股骨軟骨對脛骨軟骨、股骨軟骨對半月板、半月板對脛骨軟骨、股骨部件對脛骨襯墊、股骨部件對脛骨。基于以下AnyBody線性力-滲透體積定律來計算不同接觸對間的接觸力[13-14]。
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式中，V為滲透體積，d為滲透深度，A為接觸面積，P為接觸壓力模量，F為關節面接觸力。根據前人研究[15]，股骨部件對脛骨襯墊、股骨部件對脛骨接觸壓力模量分別設為1.24e11 N/m3和8.32e10 N/m3，軟骨對軟骨、軟骨對半月板的接觸壓力模量分別設為1.2e10 N/m3和2.2e10 N/m3。
在內側UKA置換的膝關節模型周圍建立了韌帶模型，包含前后交叉韌帶、內外側副韌帶和內外側髕骨韌帶。韌帶附著點的位置來源于模型中韌帶解剖位置，如圖1所示。
圖1
下肢骨肌多體動力學模型
Figure1.
Musculoskeletal multibody dynamic models of lower limb
模型中韌帶模擬為非線性彈簧約束[16]，基于以下分段力-位移相對關系計算韌帶力：
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式中，f是作用力，k是韌帶剛度，?l是非線性應變參數0.03，?是韌帶在力作用下的應變，L是韌帶長度。Lo是韌帶零載荷長度，主要取決于韌帶的初始長度Lr和參考應變?r。具體韌帶材料參數來自前人研究[17-18]。
1.2 UKA股骨部件的不同內外側安裝位置
為了研究UKA股骨部件不同內外側安裝位置的影響，本文采用股骨部件相對脛骨襯墊內外側位置的比值（a/A）為參數[11]，其中a是股骨部件最低點到脛骨假體側壁的距離，A是脛骨平臺在膝關節冠狀面的寬度，如圖2所示。建立了a/A比值為0.323、0.375、0.427、0.479、0.531、0.583、0.635、0.688、0.740共9種股骨部件安裝位置的骨肌多體動力學模型，各相鄰模型之間股骨部件安裝位置變化為1 mm。將股骨部件相對脛骨襯墊中心植入的位置（a/A為0.531）定義為中心位置，如圖3所示。
圖2
a/A參數
Figure2.
a/A parameter
圖3
九種不同a/A比值的UKA股骨部件安裝情況
Figure3.
Nine different installation conditions of the femoral component in UKA
將行走步態數據以C3D格式導入建立的骨肌多體動力學模型，驅動骨肌多體動力學模型模擬人體步行生理活動，通過逆向運動學分析獲得人體模型的關節角和體節位置信息，進一步通過逆向動力學分析獲得膝關節接觸力、股骨部件與脛骨的接觸力、膝關節運動和韌帶力。
2 結果
2.1 膝關節接觸力
行走步態中股骨部件不同內外側安裝位置對膝關節接觸力的影響如圖4所示。隨a/A比值增大，內側假體接觸力減小，外側軟骨接觸力增大。和中心位置相比，內側假體接觸力最大值在a/A為0.740時減小了15.6%（減小235 N），在a/A為0.323時增大了24.0%（增大362 N）；外側軟骨接觸力最大值在a/A為0.740時增大了13.2%（增大139 N），在a/A為0.688時增大了7.4%（增大78 N），在a/A為0.323時減小了19.6%（減小206 N）。
圖4
行走步態周期內股骨部件不同內外側安裝位置下的膝關節接觸力
Figure4.
The knee joint contact forces in different installation conditions of the femoral component during walking gait cycle
行走步態中股骨部件不同內外側安裝位置下股骨部件與脛骨接觸力情況如圖5所示。當a/A比值大于0.375時，在步態周期中股骨部件與脛骨不發生接觸。當a/A比值為0.375時，股骨部件與脛骨在步態周期34%時刻發生接觸，并在步態周期44%時刻接觸力最大達到23 N。當a/A為0.323時，行走步態運動中股骨部件均與脛骨發生接觸，在步態周期44%時刻接觸力最大達到127 N。
圖5
行走步態周期內股骨部件與脛骨接觸力
Figure5.
The contact force between femoral component and tibia during walking gait cycle
2.2 膝關節運動
行走步態中股骨部件不同內外側安裝位置對膝關節運動的影響如圖6所示。股骨部件內外側安裝位置對膝關節屈曲伸展運動沒有影響。隨a/A值增大，膝關節內翻運動增大，外旋運動增大、后移運動增大。和中心位置相比，在步態周期60%時，關節內翻角在a/A為0.740時增大0.31°，關節外翻角在a/A為0.323時增大0.32°；在步態周期43%時，關節外旋角在a/A為0.740時增大0.86°，關節內旋角在a/A為0.323時增大0.77°；在步態周期60%時，a/A為0.740時膝關節后移增大0.06 mm，在a/A為0.323時膝關節前移增大0.16 mm。
圖6
行走步態周期中股骨部件不同內外側安裝位置下的膝關節運動
Figure6.
The knee joint movements in different installation conditions of the femoral component in walking gait cycle
2.3 韌帶力
行走步態中股骨部件不同內外側安裝位置對韌帶力的影響如圖7所示。隨a/A值增大，前交叉韌帶力、后交叉韌帶力、內側副韌帶力減小。a/A值變化對外側副韌帶力影響不大。和中心位置相比，前交叉韌帶力在a/A為0.740時減小了15.7%（減小23 N），在a/A為0.323時增大了16.4%（增大24 N）；后交叉韌帶力在a/A為0.740時減小了21.7%（減小34 N），在a/A為0.323時增大了50.3%（增大79 N）；內側副韌帶力在a/A為0.740時減小了39.0%（減小78 N），在a/A為0.323時增大了54.5%（增大109 N）。
圖7
行走步態周期內股骨部件不同內外側安裝位置下的韌帶力
Figure7.
The ligament forces in different installation conditions of the femoral component during walking gait cycle
3 討論
UKA手術中股骨部件的準確定位對膝關節術后翻修率和患者滿意度具有重要影響[19-20]。相比前人采用的有限元分析方法和臨床觀察，本文采用UKA置換的骨肌多體動力學仿真方法，在模擬日常行走步態條件下，對比研究了股骨部件相對脛骨襯墊內外側不同安裝位置對人體膝關節接觸力、關節運動和韌帶力的影響，避免了有限元分析中施加恒定載荷和運動的局限性，以及臨床觀察中難以量化研究和過長的隨訪時間等諸多問題。本文從行走步態中人體宏觀動力學角度研究股骨部件相對脛骨襯墊不同內外側安裝位置的影響，為醫生UKA術前規劃和降低術后假體失效提供了參考依據。
Baker等[3]研究發現在UKA中不明原因疼痛占翻修率的23%，而在TKA中僅占9%。醫生們有必要了解患者疼痛的原因，控制并減少患者UKA術后的疼痛和不適因素。本文發現在股骨部件安裝位置靠近內側（a/A≤0.375）時，股骨部件在行走中會與脛骨產生接觸，特別當a/A比值為0.323時，股骨部件和脛骨全步態周期接觸，最大接觸力達127 N。股骨部件與脛骨的直接接觸碰撞可能是導致患者膝關節不明原因疼痛的重要原因之一[21]。Kang等[11]通過有限元分析發現UKA股骨部件的內外側安裝不良會顯著改變內側襯墊和外側軟骨的接觸應力。本文基于骨肌多體動力學仿真研究發現，在患者行走步態中股骨部件的內外側安裝不良會顯著改變膝關節內外側接觸力的分布，這些關節力變化將進一步加劇內側襯墊和外側軟骨的接觸應力變化，膝關節應力異常可能是導致患者關節不明原因疼痛的另一潛在原因。
Kamenaga等[10]的臨床研究發現UKA股骨部件相對脛骨襯墊中心位置植入會獲得更高的屈曲活動度。然而，本文研究發現UKA手術中股骨部件不同安裝位置對膝關節運動影響不明顯，對行走步態中的屈曲伸展運動幾乎沒有影響，隨著a/A值的變化膝關節角度相差均不超過1°，前后平移運動變化不超過1 mm，這對患者膝關節術后功能影響較小。產生差異可能是因為前人研究膝關節深屈膝活動下的關節運動，而本文模擬研究的是患者行走步態中的關節運動。研究表明步行、屈膝等不同的生理活動中膝關節運動存在差異性[22]，因此，股骨部件安裝位置對膝關節運動的影響還應在下蹲或深屈膝等活動模擬中進一步研究。
膝關節韌帶在保持膝關節穩定、限制膝關節旋轉和脛骨前移中起著重要作用[23-24]，膝關節韌帶一旦發生斷裂或者損傷會嚴重影響膝關節的功能，嚴重時會導致膝關節功能喪失。Suggs等[25]研究發現前交叉韌帶缺失的UKA置換患者的膝關節前移明顯大于前交叉韌帶完好的UKA置換患者。本文發現在股骨部件靠近膝關節中心時，會導致前交叉韌帶、后交叉韌帶和內側副韌帶力明顯增大。為了減輕膝關節韌帶力的載荷，防止膝關節韌帶損傷或斷裂，醫生在進行UKA手術時應避免股骨部件安裝時a/A值過小。
Kamenaga等[10]發現UKA股骨部件相對脛骨襯墊中心位置植入，可以獲得術后更好的臨床效果。本文發現UKA股骨部件相對脛骨襯墊的內外側安裝位置不僅會顯著改變膝關節內外側接觸力分布，還會影響膝關節的韌帶力。股骨部件內外側安裝位置靠近膝關節中心偏內側，會增大內側假體接觸力、前后交叉韌帶力和內側副韌帶力，且a/A≤0.375會發生股骨部件與脛骨接觸碰撞，這可能會增加假體磨損、松動、韌帶損傷和疼痛發生的風險；但若股骨部件內外側安裝位置遠離膝關節中心偏外側，會增大外側軟骨接觸力，這可能會增加軟骨退化的風險。因此，本文的研究結果也證明UKA置換時股骨部件應當于脛骨襯墊相對中心位置植入。若以內外側接觸力變化的10%為閾值，并考慮股骨部件和脛骨碰撞風險，本文認為醫生應控制UKA術中假體安裝a/A值在0.427~0.688范圍內。
本文仍存在一些局限性。首先，由于從醫院拍攝的核磁圖像質量均不佳，難以提取軟骨模型，因此采用的膝關節模型來自開源數據，且團隊目前采集的女性志愿者數量較少，難以進行統計研究，應在未來采用一定數量身體參數相似的志愿者進行研究以減少個體間差異的影響。其次，由于缺乏志愿者下肢全長的計算機斷層掃描數據，本文采用了基于身高體重和步態數據的縮放方法，在有數據的情況下應考慮骨幾何個體化縮放以進行更精確的模擬。最后，本文只針對日常行走步態進行了分析，應當考慮更多其他生理活動進行模擬研究。盡管本文存在上述局限性，但研究方法和結果仍可為理解人體膝關節UKA術前假體安裝和術后失效分析提供參考。
4 結論
本文采用UKA置換的骨肌多體動力學仿真方法，模擬研究了行走步態周期內股骨部件不同內外側安裝位置對人體膝關節接觸力、關節運動和韌帶力的影響，同時預測了股骨部件與脛骨接觸碰撞的情況。股骨部件不同內外側安裝位置對人體膝關節內側假體接觸力、外側軟骨接觸力和韌帶力產生了較為明顯的影響。研究表明，UKA置換時股骨部件應當于脛骨襯墊相對中心的位置植入，可以獲得更合理的膝關節生物力學。本文建議醫生應控制UKA術中假體安裝a/A值在0.427~0.688范圍內，以降低UKA置換術后的臨床失效風險。
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設計了研究方案，任佳軒和陳瑱賢進行了模型仿真和論文撰寫，張靜、高永昌和喬鋒討論并修改了論文。
倫理聲明：本研究通過了西安交通大學附屬紅會醫院倫理委員會的審批（批文編號：201903001）。
