引用本文： 王云鑫, 許平, 魯寧, 李文金, 許世森. 基于膝關節冠狀面對線分型的膝關節生物力學研究. 中國修復重建外科雜志, 2024, 38(12): 1466-1473. doi: 10.7507/1002-1892.202408048 復制
版權信息： ?四川大學華西醫院華西期刊社《中國修復重建外科雜志》版權所有，未經授權不得轉載、改編
2021年，MacDessi等[1]首次提出膝關節冠狀面對線（coronal plane alignment of the knee，CPAK）分型方法。Franceschetti等[2]比較了不同CPAK分型膝關節接受機械力學對線（mechanically aligned，MA）人工全膝關節置換術（total knee arthroplasty，TKA）的臨床療效，結果表明不同分型患者術后療效存在差異，提示采用統一的MA置換并不適合所有患者。Digennaro等[3]探討了CPAK分型在人工單髁置換術（unicompartmental knee arthroplasty，UKA）中的應用。目前，CPAK分型相關研究主要集中于臨床應用，針對不同分型膝關節生物力學差異的原因研究有限。
有限元分析是研究生物力學的重要手段之一，目前相關分析主要集于不同邊界條件和不同損傷情況下膝關節生物力學特征的研究[4-5]，未考慮冠狀面對線對膝關節生物力學的影響。為此，本研究基于CPAK分型方法，構建最具代表性的6種類型膝關節有限元模型，在材料屬性、邊界條件、軸向載荷相同條件下，研究不同分型膝關節生物力學特征，以期為臨床矯正膝關節異常應力和膝關節置換術中目標力線的調整提供參考。報告如下。
1 研究對象與方法
1.1 研究對象
基于6名健康志愿者膝關節CT掃描數據建立有限元模型。其中，男5名，女1名；年齡23～25歲，平均24.2歲；身高157～178 cm，平均170.5 cm；體質量50～78 kg，平均68.5 kg；左、右膝各3名（表1）。均排除膝關節外傷，CT檢查示膝關節軟骨表面平滑，未見變形、磨損、缺失，排除骨關節炎。
1.2 研究方法
1.2.1 CT掃描
研究采用美國GE公司64排螺旋CT機。掃描體位：保持膝關節自然伸直，足底不施加任何外部載荷，沿軸向進行連續斷層掃描。掃描范圍：髖關節至踝關節。掃描參數：管電壓120 kV，管電流250 mA，層厚1 mm，重建間距1.25 mm。
1.2.2 CPAK分型相關參數測量
基于CT掃描圖像，采用Mimics 21.0軟件（Materialise公司，比利時）測量內側脛骨近端角（medial proximal tibial angle，MPTA）和外側股骨遠端角（lateral distal femoral angle，LDFA），計算髖-膝-踝角（arithmetic hip-knee-ankle angle，aHKA）及關節線傾斜角（joint line obliquity，JLO）。其中，aHKA為MPTA與LDFA差值；如aHKA<–2° 定義為膝關節內翻位，（0±2）° 為中立位，>2° 為外翻位。JLO為MPTA與LDFA之和；如JLO<177° 定義為關節線遠端頂點，（180±3）° 為中性頂點，>183° 為近端頂點。CPAK分型基于aHKA和JLO將膝關節分為Ⅰ～Ⅸ型共9種類型（圖1）。基于該分型標準，6名志愿者膝關節CPAK分型分別為Ⅰ～Ⅵ型，測量結果詳見表1。
表表 1
志愿者信息
Table表 1.
Volunteer information
1.2.3 膝關節有限元模型建立
將膝關節CT數據導入Mimics 21.0軟件，對掃描區域的股骨、髕骨、脛骨及腓骨進行劃分，生成初始三維模型。將模型導入逆向工程軟件Geomagic Wrap 2021（Geomagic公司，美國），通過網格細化、刪除釘狀物、消除噪點等光滑處理后，導入3-matic 13.0軟件（Materialise公司，比利時）對膝關節軟骨及半月板建模。建模完成后在Geomagic Wrap 2021 軟件中進行曲面擬合生成實體模型。將模型導入至三維軟件Solid works 2020（Dassault Systemes公司，法國），行膝關節裝配和干涉檢查后，導入ANSYS Workbench 2022軟件（ANSYS公司，美國）進行網格劃分操作。為了平衡計算效率和求解精度，對模型采用網格尺寸控制，通過網格收斂性分析確定半月板和軟骨網格尺寸大小分別設置為1.5、1.0 mm，其余骨組織為5.0 mm。模擬人體慢走步態中單腿支撐工況，對模型統一加載1 000 N載荷[6]。 見圖2。
1.2.4 單元材料屬性賦值
參考既往研究[7-9]，將骨組織定義為高彈性模量的各向同性線彈性材料。股骨軟骨、脛骨軟骨屬于黏彈性材料，黏彈性時間常數為1 500 s[10]，但本研究載荷加載時間遠小于1 500 s，所以將軟骨也視為各向同性線彈性材料。半月板與軟骨進行相同處理。骨、關節軟骨及半月板的彈性模量分別設置為17 000、5、59 MPa，泊松比分別為0.30、0.46、0.49。因彈簧單元特性與韌帶特性基本相同，本研究利用彈簧單元代替韌帶[11-12]，相關材料彈簧剛度設置見表2。
表表 2
模型相關韌帶和肌肉材料參數
Table表 2.
Parameters of related ligament and muscle materials in the model
1.2.5 約束設置
半月板前、后角與脛骨端面之間及骨與關節軟骨之間設置為綁定連接，其中脛骨與腓骨軟骨之間也設置為綁定連接。股骨軟骨、脛骨軟骨、半月板三者之間相互接觸，由于關節液存在，各軟骨之間摩擦系數可以忽略不計，故將6對面接觸均設置為無摩擦連接。股骨屈伸自由度約束，維持膝關節伸直位，內、外翻和軸向旋轉自由度以及3個方向的平移自由度不受約束。脛骨和腓骨6個自由度全部約束。髕骨自由度由模擬韌帶的彈簧約束。
1.2.6 邊界條件與載荷
模擬人體慢走步態中單腿支撐工況，將脛骨、腓骨遠端的6個自由度約束，研究不同CPAK分型膝關節生物力學響應特性。為方便觀察應力分布特征，避免體質量差異對結果造成的不良影響，對模型載荷作歸一化處理，于參考點沿下肢力線方向施加1 000 N軸向載荷，參考點位于股骨外科通髁線中點（股骨外上髁最突點與內上髁最凹點連線中點）[13]。
1.2.7 有限元模型驗證
設置與既往文獻 ［14-21］相同的邊界條件和載荷，進行應力與位移比較，驗證建立膝關節有限元模型的有效性。因文獻 ［14-21］未對膝關節模型進行CPAK分型，故本研究選擇臨床中最常見的Ⅰ型膝關節模型進行有效性驗證 ［22］，其余模型采用與Ⅰ型相同建模方法來確保有效性。① 固定脛骨、腓骨遠端，對股骨遠端沿下肢力線方向施加1 000 N軸向載荷，測量內、外側脛骨軟骨峰值應力。② 固定股骨近端，限制脛骨、腓骨屈伸方向自由度，以脛骨髁間隆起為參考點，施加134 N前推力，模擬臨床前抽屜試驗，測量脛骨前端位移。將應力與位移結果與文獻 ［14-21］比較。
1.3 觀測指標
① 基于膝關節半月板、脛骨軟骨、股骨軟骨Von Mises應力云圖，分析模型中上述結構的應力分布特征；云圖顏色表示應力大小，記錄并比較膝關節上述結果內、外側峰值應力。② 基于半月板位移云圖分析膝關節內、外側半月板位移情況，云圖顏色表示位移大小。
2 結果
2.1 有限元模型有效性
1 000 N軸向載荷下，內、外側脛骨軟骨峰值應力分別為2.067 3、2.223 3 MPa；施加134 N前推力后，脛骨前端位移4.42 mm。應力與位移結果均與文獻 ［14-21］ 一致，驗證了本研究構建的CPAKⅠ型膝關節有限元模型的有效性。見圖3。并在此基礎上構建Ⅱ～Ⅵ型膝關節有限元模型。
2.2 應力
2.2.1 半月板
不同CPAK分型膝關節半月板內、外側應力分布存在差異。在同一JLO分型中，外翻位半月板內、外側應力分布不均程度明顯大于其他對應類型。同一內翻位下，中性頂點型內、外側應力分布不均程度明顯大于遠端頂點；而中立位、外翻位則相反。所有外側半月板前、后角均出現應力匯集現象，尤其以前角附近更顯著。見圖4a。
各型膝關節外側半月板峰值應力均高于內側；其中，Ⅲ型半月板內、外側峰值應力差異最大，外側達內側的173%；Ⅳ型差異最小，外側為內側的129%。外側半月板最大峰值應力位于Ⅲ型，應力值為9.9696 MPa；內側半月板最大峰值應力位于Ⅳ型，應力值為6.6587 MPa。見圖5a。
2.2.2 脛骨軟骨
在單腿支撐工況下，膝關節脛骨軟骨應力多匯集在前2/3處。在同一JLO分型中，中立位脛骨軟骨應力覆蓋面積相較于內、外翻位膝關節更大，內、外側應力分布也更加均勻。相較于其他類型，Ⅰ、Ⅳ型內側脛骨軟骨峰值應力更靠近前側邊緣。見圖4b。
脛骨軟骨中，Ⅰ、Ⅳ、Ⅴ型內側峰值應力大于外側，Ⅱ、Ⅲ、Ⅵ型則相反。外側脛骨軟骨最大峰值應力位于Ⅲ型，達2.602 7 MPa；內側脛骨軟骨最大峰值應力位于Ⅳ型，達2.3782 MPa。Ⅲ型脛骨軟骨內、外側峰值應力差異最大，外側達內側的165%；Ⅱ型峰值應力差異最小，外側為內側的107%。見圖5b。
2.2.3 股骨軟骨
同一JLO分型中，內翻位股骨軟骨內、外側應力分布不均程度明顯大于中立位和外翻位，且Ⅰ、Ⅳ型內側應力覆蓋面相較于外側有向前移動趨勢。中立位股骨軟骨內、外側應力分布最均勻。見圖4c。
除Ⅴ型外，其余類型膝關節股骨軟骨峰值應力均為內側高于外側。內、外側股骨軟骨最大峰值應力均位于Ⅲ型，分別為2.601 4、2.503 2 MPa。與半月板和脛骨軟骨不同，Ⅳ型股骨軟骨內、外側峰值應力差異最大，內側達外側的221%；Ⅵ型峰值應力差異最小，內側為外側的111%。見圖5c。
2.3 位移
不同CPAK分型膝關節半月板位移存在差異。Ⅰ、Ⅱ、Ⅳ、Ⅴ型膝關節內側半月板位移大于外側，Ⅲ、Ⅵ型則為外側大于內側。Ⅰ、Ⅳ、Ⅴ型半月板位移主要集中于內側半月板前1/2處，Ⅲ型集中于外側半月板中部，Ⅱ和Ⅵ型內、外側均有移動，其中Ⅵ型集中于內、外側半月板前1/2處，Ⅱ型集中于內、外側中部，且兩側位移較均勻。見圖4 d。
除Ⅲ型和Ⅵ型外，其余類型膝關節半月板最大位移均為內側大于外側。內側半月板位移最大的是Ⅰ型，達2.097 mm。外側半月板位移最大的是Ⅲ型，為2.205 mm。Ⅲ型半月板內、外側位移差異最大，外側達內側的170%；Ⅱ型差異最小，內側為外側的108%。見圖5d。
3 討論
膝關節內、外翻會改變下肢力線，使髖、膝、踝關節兩側受力不平衡。Zhu等[23]研究表明，脛骨假體冠狀面對線對UKA術后的靜態生物力學影響較大。本研究結果顯示，內翻或外翻會導致膝關節內部組織應力和載荷分布差異，其中相較于外翻位，內翻、中立位膝關節內、外側應力分布更均勻。Nie等[24]研究發現UKA術中安裝脛骨假體后，若下肢力線滿足aHKA亞組的中立位或內翻位時，術后患者膝關節內、外側間室應力分布較均勻。Sekiguchi等[25]建議首選糾正下肢力線至中立位和輕度內翻位。故在涉及膝關節應力分配的外科手術中，可優先考慮將中立位和輕度內翻位作為目標力線。
目前，TKA術后患者滿意度僅為75%～89%[26]，當使用MA后大多數患者術后出現JLO亞組的中性頂點。Sappey-Marinier等[27]提出JLO亞組變化可能是導致術后患者不滿意的原因之一。本研究中，在膝關節內翻位下，與Ⅳ型相比，Ⅰ型遠端頂點有利于半月板內、外側應力分布均勻；外翻位下，與Ⅵ型相比，Ⅲ型遠端頂點則增加了半月板內、外側應力分布不勻。上述結果提示JLO為遠端頂點時，有助于減少膝關節內翻導致的內、外側應力分布不均，但會加重外翻所導致的應力分布不均。
膝關節中50%～70%的負荷由半月板傳遞，當半月板出現脫位或撕裂后，脛骨軟骨和半月板均承受較大負載應力[28]。不同CPAK分型膝關節內、外側關節間隙亦不同，間隙大小影響半月板的位移程度，進而對其傳遞負荷的能力產生影響。間隙狹窄側的半月板表現出更大的位移，同側股骨軟骨和脛骨軟骨的受力面積更大，受力面積增大有利于力在各組織間傳遞。半月板位移云圖顯示，Ⅰ、Ⅳ型內側半月板前1/2處位移大于其他分型，分析可能是該類型膝關節同側脛骨軟骨和股骨軟骨上均出現應力前移現象的原因。同時，本研究觀察到半月板與股骨軟骨的峰值應力分布側大多相反，鑒于半月板在膝關節中的樞紐作用，分析造成該現象的原因是關節間隙減小使半月板與股骨軟骨的接觸面積增大，有利于負載向脛骨方向傳遞。相反，若是間隙增大，則該側半月板與股骨軟骨接觸面積減小，負載未能及時向脛骨方向傳遞，從而在該側股骨軟骨上出現應力匯集。
膝關節軟骨形態會影響軟骨的力學響應和骨骼間的應力傳遞，故在考慮關節接觸模型時軟骨形態尤為重要。關節軟骨在關節內要發揮正常功能，需具有彈性和較高的抗拉強度，軟骨厚度和接觸面積顯著影響軟骨的機械性能。本研究中，志愿者身高和性別有所差異，男性和身高較高者骨骼較大，其軟骨厚度及附著面積也較大。Schneider等[29]研究表明健康青年人群中，性別和身高影響骨骼尺寸和軟骨厚度，而體質量和年齡不影響。不同CPAK分型也對軟骨形態有影響，關節間隙較大側軟骨更厚。Khury等[30]指出關節間隙狹窄的外翻膝關節主要表現為外側軟骨厚度和體積損失。但本研究6名志愿者關節軟骨形態都在正常范圍之內[31-32]，對研究結果無明顯影響。
綜上述，隨著aHKA和JLO角度變化，不同CPAK分型膝關節內具有不同生物力學特征。其中，Ⅲ型膝關節半月板、脛骨軟骨和Ⅳ型膝關節股骨軟骨內、外側應力差異最大，長期活動中應力較大側組織可能會因異常應力分布而產生慢性損傷和關節疾病。但本研究存在一定局限性，首先，Ⅰ～Ⅵ型膝關節均僅有1名志愿者CT數據，缺少同一CPAK分型但aHKA、JLO角度不同的膝關節進行有限元分析。其次，對模型統一加載1 000 N軸向載荷，忽略了身高和性別差異所帶來的骨骼及軟骨形態上的差異，可能導致尺寸較大的骨骼擁有更大的軟骨接觸面和軟骨厚度，從而降低軟骨峰值應力。最后，在建模過程中將膝關節韌帶及肌肉進行了簡化處理，沒有獲得不同CPAK分型膝關節韌帶及肌肉的力學分布特征。下一步研究中，將考慮在模型中加入韌帶及肌肉進行分析，為臨床中韌帶重建手術提供生物力學依據。
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統計分析及其報道
倫理聲明 研究方案經楚雄州人民醫院倫理委員會批準（2019J03）
作者貢獻聲明 王云鑫：數據整理和分析、論文撰寫；許平：研究設計；魯寧：論文初次審校；李文金：論文二次審校；許世森：指導模型建立
2021年，MacDessi等[1]首次提出膝關節冠狀面對線（coronal plane alignment of the knee，CPAK）分型方法。Franceschetti等[2]比較了不同CPAK分型膝關節接受機械力學對線（mechanically aligned，MA）人工全膝關節置換術（total knee arthroplasty，TKA）的臨床療效，結果表明不同分型患者術后療效存在差異，提示采用統一的MA置換并不適合所有患者。Digennaro等[3]探討了CPAK分型在人工單髁置換術（unicompartmental knee arthroplasty，UKA）中的應用。目前，CPAK分型相關研究主要集中于臨床應用，針對不同分型膝關節生物力學差異的原因研究有限。
有限元分析是研究生物力學的重要手段之一，目前相關分析主要集于不同邊界條件和不同損傷情況下膝關節生物力學特征的研究[4-5]，未考慮冠狀面對線對膝關節生物力學的影響。為此，本研究基于CPAK分型方法，構建最具代表性的6種類型膝關節有限元模型，在材料屬性、邊界條件、軸向載荷相同條件下，研究不同分型膝關節生物力學特征，以期為臨床矯正膝關節異常應力和膝關節置換術中目標力線的調整提供參考。報告如下。
1 研究對象與方法
1.1 研究對象
基于6名健康志愿者膝關節CT掃描數據建立有限元模型。其中，男5名，女1名；年齡23～25歲，平均24.2歲；身高157～178 cm，平均170.5 cm；體質量50～78 kg，平均68.5 kg；左、右膝各3名（表1）。均排除膝關節外傷，CT檢查示膝關節軟骨表面平滑，未見變形、磨損、缺失，排除骨關節炎。
1.2 研究方法
1.2.1 CT掃描
研究采用美國GE公司64排螺旋CT機。掃描體位：保持膝關節自然伸直，足底不施加任何外部載荷，沿軸向進行連續斷層掃描。掃描范圍：髖關節至踝關節。掃描參數：管電壓120 kV，管電流250 mA，層厚1 mm，重建間距1.25 mm。
1.2.2 CPAK分型相關參數測量
基于CT掃描圖像，采用Mimics 21.0軟件（Materialise公司，比利時）測量內側脛骨近端角（medial proximal tibial angle，MPTA）和外側股骨遠端角（lateral distal femoral angle，LDFA），計算髖-膝-踝角（arithmetic hip-knee-ankle angle，aHKA）及關節線傾斜角（joint line obliquity，JLO）。其中，aHKA為MPTA與LDFA差值；如aHKA<–2° 定義為膝關節內翻位，（0±2）° 為中立位，>2° 為外翻位。JLO為MPTA與LDFA之和；如JLO<177° 定義為關節線遠端頂點，（180±3）° 為中性頂點，>183° 為近端頂點。CPAK分型基于aHKA和JLO將膝關節分為Ⅰ～Ⅸ型共9種類型（圖1）。基于該分型標準，6名志愿者膝關節CPAK分型分別為Ⅰ～Ⅵ型，測量結果詳見表1。
表表 1
志愿者信息
Table表 1.
Volunteer information
1.2.3 膝關節有限元模型建立
將膝關節CT數據導入Mimics 21.0軟件，對掃描區域的股骨、髕骨、脛骨及腓骨進行劃分，生成初始三維模型。將模型導入逆向工程軟件Geomagic Wrap 2021（Geomagic公司，美國），通過網格細化、刪除釘狀物、消除噪點等光滑處理后，導入3-matic 13.0軟件（Materialise公司，比利時）對膝關節軟骨及半月板建模。建模完成后在Geomagic Wrap 2021 軟件中進行曲面擬合生成實體模型。將模型導入至三維軟件Solid works 2020（Dassault Systemes公司，法國），行膝關節裝配和干涉檢查后，導入ANSYS Workbench 2022軟件（ANSYS公司，美國）進行網格劃分操作。為了平衡計算效率和求解精度，對模型采用網格尺寸控制，通過網格收斂性分析確定半月板和軟骨網格尺寸大小分別設置為1.5、1.0 mm，其余骨組織為5.0 mm。模擬人體慢走步態中單腿支撐工況，對模型統一加載1 000 N載荷[6]。 見圖2。
1.2.4 單元材料屬性賦值
參考既往研究[7-9]，將骨組織定義為高彈性模量的各向同性線彈性材料。股骨軟骨、脛骨軟骨屬于黏彈性材料，黏彈性時間常數為1 500 s[10]，但本研究載荷加載時間遠小于1 500 s，所以將軟骨也視為各向同性線彈性材料。半月板與軟骨進行相同處理。骨、關節軟骨及半月板的彈性模量分別設置為17 000、5、59 MPa，泊松比分別為0.30、0.46、0.49。因彈簧單元特性與韌帶特性基本相同，本研究利用彈簧單元代替韌帶[11-12]，相關材料彈簧剛度設置見表2。
表表 2
模型相關韌帶和肌肉材料參數
Table表 2.
Parameters of related ligament and muscle materials in the model
1.2.5 約束設置
半月板前、后角與脛骨端面之間及骨與關節軟骨之間設置為綁定連接，其中脛骨與腓骨軟骨之間也設置為綁定連接。股骨軟骨、脛骨軟骨、半月板三者之間相互接觸，由于關節液存在，各軟骨之間摩擦系數可以忽略不計，故將6對面接觸均設置為無摩擦連接。股骨屈伸自由度約束，維持膝關節伸直位，內、外翻和軸向旋轉自由度以及3個方向的平移自由度不受約束。脛骨和腓骨6個自由度全部約束。髕骨自由度由模擬韌帶的彈簧約束。
1.2.6 邊界條件與載荷
模擬人體慢走步態中單腿支撐工況，將脛骨、腓骨遠端的6個自由度約束，研究不同CPAK分型膝關節生物力學響應特性。為方便觀察應力分布特征，避免體質量差異對結果造成的不良影響，對模型載荷作歸一化處理，于參考點沿下肢力線方向施加1 000 N軸向載荷，參考點位于股骨外科通髁線中點（股骨外上髁最突點與內上髁最凹點連線中點）[13]。
1.2.7 有限元模型驗證
設置與既往文獻 ［14-21］相同的邊界條件和載荷，進行應力與位移比較，驗證建立膝關節有限元模型的有效性。因文獻 ［14-21］未對膝關節模型進行CPAK分型，故本研究選擇臨床中最常見的Ⅰ型膝關節模型進行有效性驗證 ［22］，其余模型采用與Ⅰ型相同建模方法來確保有效性。① 固定脛骨、腓骨遠端，對股骨遠端沿下肢力線方向施加1 000 N軸向載荷，測量內、外側脛骨軟骨峰值應力。② 固定股骨近端，限制脛骨、腓骨屈伸方向自由度，以脛骨髁間隆起為參考點，施加134 N前推力，模擬臨床前抽屜試驗，測量脛骨前端位移。將應力與位移結果與文獻 ［14-21］比較。
1.3 觀測指標
① 基于膝關節半月板、脛骨軟骨、股骨軟骨Von Mises應力云圖，分析模型中上述結構的應力分布特征；云圖顏色表示應力大小，記錄并比較膝關節上述結果內、外側峰值應力。② 基于半月板位移云圖分析膝關節內、外側半月板位移情況，云圖顏色表示位移大小。
2 結果
2.1 有限元模型有效性
1 000 N軸向載荷下，內、外側脛骨軟骨峰值應力分別為2.067 3、2.223 3 MPa；施加134 N前推力后，脛骨前端位移4.42 mm。應力與位移結果均與文獻 ［14-21］ 一致，驗證了本研究構建的CPAKⅠ型膝關節有限元模型的有效性。見圖3。并在此基礎上構建Ⅱ～Ⅵ型膝關節有限元模型。
2.2 應力
2.2.1 半月板
不同CPAK分型膝關節半月板內、外側應力分布存在差異。在同一JLO分型中，外翻位半月板內、外側應力分布不均程度明顯大于其他對應類型。同一內翻位下，中性頂點型內、外側應力分布不均程度明顯大于遠端頂點；而中立位、外翻位則相反。所有外側半月板前、后角均出現應力匯集現象，尤其以前角附近更顯著。見圖4a。
各型膝關節外側半月板峰值應力均高于內側；其中，Ⅲ型半月板內、外側峰值應力差異最大，外側達內側的173%；Ⅳ型差異最小，外側為內側的129%。外側半月板最大峰值應力位于Ⅲ型，應力值為9.9696 MPa；內側半月板最大峰值應力位于Ⅳ型，應力值為6.6587 MPa。見圖5a。
2.2.2 脛骨軟骨
在單腿支撐工況下，膝關節脛骨軟骨應力多匯集在前2/3處。在同一JLO分型中，中立位脛骨軟骨應力覆蓋面積相較于內、外翻位膝關節更大，內、外側應力分布也更加均勻。相較于其他類型，Ⅰ、Ⅳ型內側脛骨軟骨峰值應力更靠近前側邊緣。見圖4b。
脛骨軟骨中，Ⅰ、Ⅳ、Ⅴ型內側峰值應力大于外側，Ⅱ、Ⅲ、Ⅵ型則相反。外側脛骨軟骨最大峰值應力位于Ⅲ型，達2.602 7 MPa；內側脛骨軟骨最大峰值應力位于Ⅳ型，達2.3782 MPa。Ⅲ型脛骨軟骨內、外側峰值應力差異最大，外側達內側的165%；Ⅱ型峰值應力差異最小，外側為內側的107%。見圖5b。
2.2.3 股骨軟骨
同一JLO分型中，內翻位股骨軟骨內、外側應力分布不均程度明顯大于中立位和外翻位，且Ⅰ、Ⅳ型內側應力覆蓋面相較于外側有向前移動趨勢。中立位股骨軟骨內、外側應力分布最均勻。見圖4c。
除Ⅴ型外，其余類型膝關節股骨軟骨峰值應力均為內側高于外側。內、外側股骨軟骨最大峰值應力均位于Ⅲ型，分別為2.601 4、2.503 2 MPa。與半月板和脛骨軟骨不同，Ⅳ型股骨軟骨內、外側峰值應力差異最大，內側達外側的221%；Ⅵ型峰值應力差異最小，內側為外側的111%。見圖5c。
2.3 位移
不同CPAK分型膝關節半月板位移存在差異。Ⅰ、Ⅱ、Ⅳ、Ⅴ型膝關節內側半月板位移大于外側，Ⅲ、Ⅵ型則為外側大于內側。Ⅰ、Ⅳ、Ⅴ型半月板位移主要集中于內側半月板前1/2處，Ⅲ型集中于外側半月板中部，Ⅱ和Ⅵ型內、外側均有移動，其中Ⅵ型集中于內、外側半月板前1/2處，Ⅱ型集中于內、外側中部，且兩側位移較均勻。見圖4 d。
除Ⅲ型和Ⅵ型外，其余類型膝關節半月板最大位移均為內側大于外側。內側半月板位移最大的是Ⅰ型，達2.097 mm。外側半月板位移最大的是Ⅲ型，為2.205 mm。Ⅲ型半月板內、外側位移差異最大，外側達內側的170%；Ⅱ型差異最小，內側為外側的108%。見圖5d。
3 討論
膝關節內、外翻會改變下肢力線，使髖、膝、踝關節兩側受力不平衡。Zhu等[23]研究表明，脛骨假體冠狀面對線對UKA術后的靜態生物力學影響較大。本研究結果顯示，內翻或外翻會導致膝關節內部組織應力和載荷分布差異，其中相較于外翻位，內翻、中立位膝關節內、外側應力分布更均勻。Nie等[24]研究發現UKA術中安裝脛骨假體后，若下肢力線滿足aHKA亞組的中立位或內翻位時，術后患者膝關節內、外側間室應力分布較均勻。Sekiguchi等[25]建議首選糾正下肢力線至中立位和輕度內翻位。故在涉及膝關節應力分配的外科手術中，可優先考慮將中立位和輕度內翻位作為目標力線。
目前，TKA術后患者滿意度僅為75%～89%[26]，當使用MA后大多數患者術后出現JLO亞組的中性頂點。Sappey-Marinier等[27]提出JLO亞組變化可能是導致術后患者不滿意的原因之一。本研究中，在膝關節內翻位下，與Ⅳ型相比，Ⅰ型遠端頂點有利于半月板內、外側應力分布均勻；外翻位下，與Ⅵ型相比，Ⅲ型遠端頂點則增加了半月板內、外側應力分布不勻。上述結果提示JLO為遠端頂點時，有助于減少膝關節內翻導致的內、外側應力分布不均，但會加重外翻所導致的應力分布不均。
膝關節中50%～70%的負荷由半月板傳遞，當半月板出現脫位或撕裂后，脛骨軟骨和半月板均承受較大負載應力[28]。不同CPAK分型膝關節內、外側關節間隙亦不同，間隙大小影響半月板的位移程度，進而對其傳遞負荷的能力產生影響。間隙狹窄側的半月板表現出更大的位移，同側股骨軟骨和脛骨軟骨的受力面積更大，受力面積增大有利于力在各組織間傳遞。半月板位移云圖顯示，Ⅰ、Ⅳ型內側半月板前1/2處位移大于其他分型，分析可能是該類型膝關節同側脛骨軟骨和股骨軟骨上均出現應力前移現象的原因。同時，本研究觀察到半月板與股骨軟骨的峰值應力分布側大多相反，鑒于半月板在膝關節中的樞紐作用，分析造成該現象的原因是關節間隙減小使半月板與股骨軟骨的接觸面積增大，有利于負載向脛骨方向傳遞。相反，若是間隙增大，則該側半月板與股骨軟骨接觸面積減小，負載未能及時向脛骨方向傳遞，從而在該側股骨軟骨上出現應力匯集。
膝關節軟骨形態會影響軟骨的力學響應和骨骼間的應力傳遞，故在考慮關節接觸模型時軟骨形態尤為重要。關節軟骨在關節內要發揮正常功能，需具有彈性和較高的抗拉強度，軟骨厚度和接觸面積顯著影響軟骨的機械性能。本研究中，志愿者身高和性別有所差異，男性和身高較高者骨骼較大，其軟骨厚度及附著面積也較大。Schneider等[29]研究表明健康青年人群中，性別和身高影響骨骼尺寸和軟骨厚度，而體質量和年齡不影響。不同CPAK分型也對軟骨形態有影響，關節間隙較大側軟骨更厚。Khury等[30]指出關節間隙狹窄的外翻膝關節主要表現為外側軟骨厚度和體積損失。但本研究6名志愿者關節軟骨形態都在正常范圍之內[31-32]，對研究結果無明顯影響。
綜上述，隨著aHKA和JLO角度變化，不同CPAK分型膝關節內具有不同生物力學特征。其中，Ⅲ型膝關節半月板、脛骨軟骨和Ⅳ型膝關節股骨軟骨內、外側應力差異最大，長期活動中應力較大側組織可能會因異常應力分布而產生慢性損傷和關節疾病。但本研究存在一定局限性，首先，Ⅰ～Ⅵ型膝關節均僅有1名志愿者CT數據，缺少同一CPAK分型但aHKA、JLO角度不同的膝關節進行有限元分析。其次，對模型統一加載1 000 N軸向載荷，忽略了身高和性別差異所帶來的骨骼及軟骨形態上的差異，可能導致尺寸較大的骨骼擁有更大的軟骨接觸面和軟骨厚度，從而降低軟骨峰值應力。最后，在建模過程中將膝關節韌帶及肌肉進行了簡化處理，沒有獲得不同CPAK分型膝關節韌帶及肌肉的力學分布特征。下一步研究中，將考慮在模型中加入韌帶及肌肉進行分析，為臨床中韌帶重建手術提供生物力學依據。
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統計分析及其報道
倫理聲明 研究方案經楚雄州人民醫院倫理委員會批準（2019J03）
作者貢獻聲明 王云鑫：數據整理和分析、論文撰寫；許平：研究設計；魯寧：論文初次審校；李文金：論文二次審校；許世森：指導模型建立
