許苑晶, 高海峰, 吳云成, 柳毅浩, 張子硯, 黃承蘭 王贊博, 劉同有, 王彩萍, 繆偉強, 王金武,

(1. 上海交通大學醫(yī)學院附屬第九人民醫(yī)院 骨科, 上海 200011; 2. 上海交通大學 生物醫(yī)學工程學院,上海 200030; 3. 徐州醫(yī)科大學 醫(yī)學影像學院, 江蘇 徐州 221004;4. 上海體育學院 運動科學學院,上海 200438; 5. 濰坊醫(yī)學院 康復醫(yī)學院, 山東 濰坊 261053)

膝骨關節(jié)炎( KOA)是一種以膝關節(jié)軟骨的變性、破壞及骨質增生為特征的慢性退行性骨關節(jié)疾病,多見于60歲以上的老年人,是影響老年人健康的最常見關節(jié)疾病之一[1].主要由年齡增長、勞損、肥胖、創(chuàng)傷等造成的膝關節(jié)生物力學異常引起,臨床表現(xiàn)多為緩慢進展的關節(jié)疼痛、腫脹、活動受限甚至畸形的退行性病變[2-3].膝關節(jié)的解剖特性和生理承載功能使其成為最易損傷和退變的關節(jié)之一[4],發(fā)病可出現(xiàn)明顯的力學異常,如下肢力線偏移、患側間室間隙減小、負荷增大,降低了患者運動過程中關節(jié)的穩(wěn)定性,導致行動不便.

目前KOA傳統(tǒng)治療方法包括物理治療、藥物治療、手術治療及膝關節(jié)矯形器治療等,相比創(chuàng)傷較大的手術治療、物理治療或藥物治療等方式[3],膝關節(jié)矯形器通常是依靠三(四)點力學原理矯正膝關節(jié)的異常下肢力線.本文采用了上海第九人民醫(yī)院王金武團隊研發(fā)的增材制造(AM)膝關節(jié)矯形器,AM俗稱3D打印,是通過數(shù)字控制利用逐層堆積的方式制造物體的技術.隨著計算機技術的發(fā)展,3D打印在個性化矯形器的應用日益廣泛.AM膝關節(jié)矯形器在減輕支具重量、提升佩戴舒適度的同時,通過對膝關節(jié)兩側分別施加不同大小的軸向拉伸力,矯正力線,減輕患者患側負荷,對對側局部減荷,提高臨床治療效果,給患者帶來良好的康復體驗.

有限元分析符合人體生物力學研究的無創(chuàng)性和可視化要求,是目前針對KOA最有效的研究方法之一[5-6].鑒于國內外有限元文獻存在實驗模型簡單、患側研究缺乏等問題[7],構建包含下肢皮膚組織、骨骼、韌帶等KOA患側膝關節(jié)-矯形器整體有限元模型,進行力學仿真分析,評估定制式AM膝關節(jié)矯形器對膝關節(jié)間室的減荷效果.

1 實驗材料與方法

1.1 實驗材料

硬件設備為飛利浦PHILIPS Brilliance 64排螺旋CT機(飛利浦公司,荷蘭),由上海交通大學第九人民醫(yī)院影像科提供;Structure Sensor便攜式掃描儀(Occipital,美國).

軟件設備為Mimics21.0(Materialise公司,比利時);CATIA P3 V5-6R2020(達索公司,法國);Geomagic Wrap 2021( 3D Systems公司, 美國);Ansys Workbench 2020 R2(ANSYS公司,美國);MATLAB R2021b(MathWorks公司,美國).

1.2 實驗對象

選擇一名患有KOA的女性志愿者,年齡71歲,體重60 kg,使用CT機對實驗對象膝關節(jié)進行掃描,在掃描成像過程中使其膝關節(jié)處于非負重位,足趾垂直于水平面,保持髕骨在上,最終得到層厚為0.625 mm、大小為512像素×512像素的下肢全長圖像.實驗對象在試驗前充分了解試驗可能帶來的風險并簽署知情同意書,且獲得上海交通大學醫(yī)學院附屬第九人民醫(yī)院醫(yī)學倫理委員會的批準.

1.3 實驗過程

1.3.1建立膝關節(jié)-矯形器整體三維模型 將膝關節(jié)CT數(shù)據(jù)導入Mimics,利用蒙板工具、灰度測量、閾值選擇、區(qū)域增長等操作逐步提取出膝關節(jié)股骨、脛骨、腓骨、髕骨的輪廓.三維重建膝關節(jié)各部分幾何模型后,將其以STL格式導入 Geomagic Wrap 軟件進行精確曲面處理,結合三維快速掃描儀獲得患者下肢患側膝關節(jié)體表點云數(shù)據(jù),通過編輯輪廓線、構造曲面片、擬合曲面等操作分別對各部件點云數(shù)據(jù)進行加工處理,完成模型修整及曲面生成[8],通過參數(shù)交換將STL格式轉為三維圖形文件的STP格式導入Catia,并對數(shù)據(jù)進行三維實體建模.利用三維建模軟件Catia進行布爾運算、草圖繪制、拉伸等操作,實體構建包含大腿袖、小腿袖、軟墊、綁帶和關節(jié)鉸鏈等結構的定制式AM膝關節(jié)矯形器.由于在CT圖像中軟組織顯示界限不清,故關節(jié)軟骨和內外側半月板利用Catia在CT資料的顯影基礎上基于膝關節(jié)解剖特點三維重建形成實體模型[9-10].將各部件裝配成型后,重建的膝關節(jié)及膝關節(jié)-矯形器整體三維模型如圖1和圖2所示.

圖1 完整全膝關節(jié)三維模型Fig.1 Complete 3D model of knee joint

圖2 膝關節(jié)-矯形器整體三維模型Fig.2 Overall 3D model of knee joint-orthosis

1.3.2建立膝關節(jié)-矯形器整體有限元模型 將STP格式的膝關節(jié)-矯形器實體模型導入到有限元軟件Workbench靜力學模塊中進行布爾操作,根據(jù)既往有限元模型的韌帶參數(shù)設定[11],本研究將韌帶定義為僅承受拉伸應力的各向同性線彈性材料,以彈簧單元代替基于韌帶起止點的應力牽拉.由于矯形器的綁帶僅受拉伸應力影響,故也以彈簧單元代替.韌帶包括前外側副韌帶、后外側副韌帶、內側副韌帶、前交叉韌帶、后交叉韌帶、髕骨韌帶.根據(jù)膝關節(jié)解剖學及骨骼肌肉系統(tǒng)的特征及形態(tài)[12-13],確定膝關節(jié)各條韌帶的附著點位置,最終得到膝關節(jié)及膝關節(jié)-矯形器整體有限元模型如圖3和圖4所示.膝周主要韌帶的剛度系數(shù)如表1所示.

表1 膝周主要韌帶剛度系數(shù)Tab.1 Parameters of major ligaments around knee

圖3 完整全膝關節(jié)有限元模型Fig.3 Overall finite element model of lower limbs

圖4 膝關節(jié)-矯形器整體有限元模型Fig.4 Integral finite element model of knee joint-orthosis

1.3.3材料屬性 參考Koh等[14]和Pierrat等[15]相關研究,將下肢皮膚、各個關節(jié)軟骨和半月板視為各向同性線彈性材料.實驗主要關注膝關節(jié)關節(jié)軟骨和半月板的受力情況和相對運動,不考慮骨骼的負荷性形變,因此在實驗加載過程中將骨骼部分定義為均勻各向同性材料,矯形器的大、小腿殼體設為聚酰胺,關節(jié)鉸鏈設為鋁合金,軟墊設為聚氨酯,具體數(shù)值如表2所示.

表2 骨骼、軟骨、半月板及矯形器的材料屬性

1.3.4邊界、加載條件和網(wǎng)格劃分 使用Workbench軟件設置膝關節(jié)各結構的相互作用、邊界條件以及載荷,根據(jù)實驗加載條件設置以下接觸區(qū).

膝關節(jié):軟組織與脛骨、腓骨、股骨、髕骨、股骨軟骨間各設1個接觸對,內外側脛骨軟骨與內外側半月板間設2個接觸對,股骨軟骨與內外側脛骨軟骨間設2個接觸對,脛骨與腓骨間設2個接觸對,脛骨與脛骨軟骨間設2個接觸對,股骨軟骨與股骨間設1個接觸對,共14對,均定義為綁定接觸;股骨軟骨與內、外側半月板、脛骨及髕骨,共4對,定義均為無摩擦接觸.由于對稱接觸觀察接觸面的壓力值不是正確壓力值,非對稱接觸觀察接觸面的壓力值為真實接觸面壓力值,故除脛腓骨(2對)為對稱行為外,其他接觸行為皆為非對稱行為.

矯形器:大腿殼體與上軟墊及上支關節(jié)鉸鏈、軟組織與軟墊、小腿殼體與下軟墊及下支關節(jié)鉸鏈(共8對),均定義為綁定接觸;上下支關節(jié)鉸鏈、軟組織與綁帶(共4對),定義均為無摩擦接觸.除上下支關節(jié)鉸鏈(2對)為對稱行為外,其他接觸行為皆為非對稱行為.

股骨的6個自由度不受約束,固定脛腓骨,將邊界條件設置在脛骨遠端和腓骨遠端,固定6個自由度.趙春霞等[16]研究表明,在矯形器內襯材料一定的情況下,矯形器的上鉸鏈受到的壓力越大, 矯形器的減荷能力越大.故在膝關節(jié)矯形器模型患側的鉸鏈連接部位施加-100 N的軸向載荷,在健側施加 -10 N 的軸向載荷,以此模擬矯形器撐開膝關節(jié)的矯正作用.根據(jù)Park等[17]研究,在股骨近端沿下肢負重軸方向施加 1 100N (約2倍重力)的壓縮載荷,以此對比佩戴定制式增材制造膝關節(jié)矯形器前后的膝關節(jié)生物力學變化.最后對膝關節(jié)及矯形器進行網(wǎng)格劃分,單元類型為二階四面體單元,具體單元數(shù)和節(jié)點數(shù)如表3所示.根據(jù)文獻[7,18]可知,目前大多數(shù)膝關節(jié)有限元研究中模型未經(jīng)過網(wǎng)格收斂測試,有關此類有限元分析常利用對比其他文獻中實驗數(shù)據(jù)的方法來代替網(wǎng)格收斂性檢查,本文模型大部分部件單元數(shù)和節(jié)點數(shù)已超越張劉會等[19]研究內模型各部件數(shù)目,且網(wǎng)格更為精細,故可以證明本實驗網(wǎng)格收斂性.

表3 膝關節(jié)-矯形器整體模型的各部件單元數(shù)和節(jié)點數(shù)

2 結果

2.1 膝關節(jié)Von Mises應力和位移

Von Mises應力[20]是一種等效應力,是根據(jù)第四強度理論得到的當量應力,為綜合概念,考慮了第一、第二和第三主應力,可以對疲勞、破壞等進行評價.Von Mises應力可以清晰描述出一種結果在整個模型中的變化,從而使研究者快速確定模型中的最危險區(qū)域.Von Mises應力根據(jù)3個方向的主應力計算得到,計算公式為

σ=

(1)

式中:σ1,σ2,σ3分別為第一、第二和第三主應力.本實驗采用Von Mises應力對比佩戴定制式AM膝關節(jié)矯形器前后的膝關節(jié)生物力學變化.

對膝關節(jié)施加2倍重力沿下肢負重軸方向的壓縮載荷作用, 兩種情況下膝關節(jié)的Von Mises應力分布如圖5和圖6所示.其中,A1～E1分別為股骨軟骨,內、外側半月板,內、外側脛骨軟骨,A2～E2分別為股骨軟骨,內、外側半月板,內、外側脛骨軟骨.未佩戴矯形器和佩戴矯形器兩種情況下股骨軟骨,內、外側半月板和內、外側脛骨軟骨最大Von Mises 應力分別為 0.62與0.14、0.98與0.55、0.007 6 與 0.054 1、0.44與 0.14、0.000 3 與 0.012 3 MPa.其各部位軟骨、內外側半月板分布最大Von Mises應力值分布的整體情況與文獻[9,21]中有限元分析結果較為接近.分布上,未佩戴矯形器情況下股骨軟骨最大Von Mises應力分布于股骨后側及與半月板接觸位置,內側半月板主要分布于中部以及前后角位置,外側半月板主要分布在前角位置,脛骨軟骨應力主要分布于內部的中心及與半月板接觸位置.佩戴矯形器情況下股骨軟骨最大Von Mises應力主要分布于內側與半月板交接部位,其余部位最大應力分布明顯由內側向外側轉移,達到較平衡狀態(tài).位移方面,佩戴矯形器前后情況下膝關節(jié)股骨相對于脛骨前向上的位移分別為13.96和0.59 mm,股骨前移狀態(tài)有明顯改善,關節(jié)間的穩(wěn)定性增強.

圖5 未佩戴矯形器時股骨軟骨、內外側半月板、內外側脛骨軟骨的VonMises應力云圖Fig.5 VonMises stress cloud map of femoral cartilage, medial and lateral meniscus, medial and lateral tibial cartilage without orthosis

圖6 佩戴矯形器時股骨軟骨、內外側半月板、內外側脛骨軟骨的VonMises應力云圖Fig.6 VonMises stress cloud map of femoral cartilage, medial and lateral meniscus, medial and lateral tibial cartilage when wearing orthosis

2.2 兩種情況下的膝關節(jié)內翻角度

膝內翻角度[22]定義為股骨機械軸與脛骨機械軸形成的夾角(取銳角),其中股骨機械軸為股骨頭中心至膝關節(jié)中心的連線,脛骨機械軸為膝關節(jié)中心與距小腿關節(jié)中心的連線.從生物力學的角度分析,KOA的發(fā)生與膝關節(jié)下肢力線的改變有關.當發(fā)生膝內翻時,重力線至膝中心向內偏移,從而導致內側間室的壓力增大.Zhang等[23]認為膝關節(jié)內收力矩是最可能反映內翻力線、衡量內側間室負荷的較理想指標.內收力矩的產(chǎn)生源于向內重力的反作用力,如膝內翻的角度增加,下肢力線發(fā)生偏移,會導致內收力矩增加,內側間室壓力增加.故基于文獻[23]中研究,本實驗采用膝內翻傾角作為研究膝關節(jié)內側間室壓力的依據(jù).

將Mimics構建好的膝關節(jié)STL格式模型文件導入Catia軟件,對股骨模型進行股骨頭截取,將截取部分擬合成球體生成球心即股骨頭中心,再通過切片方式,對股骨底部完成切片實體化,選取切片中心部位最接近中心點的兩點連線生成中點,即髁間窩中心,將髁間窩中心設為膝關節(jié)中心[24].將脛骨三維圖像擬合,先獲得擬合圓柱體再獲取擬合圓柱體的中心線,該中心線為兩點連線的線段.獲取脛骨上端隆突點后將擬合圓柱體的中心線平移,使其通過脛骨上端隆突點,得到脛骨機械軸線[25],即可找出膝關節(jié)中心和距小腿關節(jié)中心點,如圖7所示,圖中α為膝內翻角度.

圖7 膝內翻角度測量示意圖Fig.7 Schematic diagram of knee varus angle measurement

記錄4個中心點的具體坐標,在膝關節(jié)有限元模型中分別通過對股骨、脛骨進行X、Y、Z軸的定向位移,評估所有結果后,將位移結果導入MATLAB,利用克萊姆法則得到4個中心點鄰近坐標,通過反三角函數(shù)運算得出軸間夾角,測出佩戴矯形器前后情況下膝關節(jié)內翻傾角分別為7.84°和6.65°.

3 討論

3.1 定制式AM膝關節(jié)矯形器治療優(yōu)勢

常見KOA的治療方式包括物理治療、藥物治療以及手術治療.物理治療及藥物治療雖可以一定程度減輕患者的疼痛,但不能改變患者步行中異常的膝關節(jié)受力方式,即未矯正下肢力線的偏移,故治療效果不甚理想;手術治療主要針對中晚期KOA患者[26],但創(chuàng)傷較大且花費昂貴難以被廣泛接受.目前,膝關節(jié)矯形器作為一種新型的治療方式因其無創(chuàng)傷、能有效減輕疼痛且花費較低被廣泛運用于早、中期KOA的治療.膝關節(jié)矯形器可有效改善臨床癥狀并提高膝關節(jié)的穩(wěn)定性,對常規(guī)治療無效及因各種原因不能接受手術治療的KOA患者也有較好療效[27-28].常見膝關節(jié)矯形器包括三(四)點力式與整體免荷式.三(四)點力式膝關節(jié)矯形器依靠三(四)點力學受力原理平衡部分膝關節(jié)力矩,降低單側軟骨壓力,矯正下肢力線,減輕疼痛.這種免荷方式增大患側髁間隙,減小患側間室負荷,但同時也增加了對側髁的負荷,對側腔室的間隙減小,對側軟骨承受的壓力增大,軟骨磨損增大.整體免荷式膝關節(jié)矯形器通過矯形器分擔部分股骨對脛骨的壓力,通過增大整個膝關節(jié)間室間隙,減小膝關節(jié)的整體負荷和關節(jié)軟骨及骨的摩擦.該類矯形器雖然減少膝關節(jié)負荷,卻未能從根本上矯正下肢力線.

傳統(tǒng)膝關節(jié)矯形器通過石膏取模,低溫熱塑板材等方式進行制作,存在無力學仿真、貼合度差、不透氣、不美觀等問題,導致無法達到預期的康復效果,產(chǎn)品棄用率高.AM技術的不斷發(fā)展和研究應用,逐步解決了這個問題.相較于傳統(tǒng)康復器具,AM技術能夠實現(xiàn)符合人體工程學、結構強度最優(yōu)化及臨床適應性設計的個性化要求,以提高臨床矯形效果.

本文采用的定制式AM膝關節(jié)矯形器在患者的三維快速掃描模型基礎上利用3D打印這種數(shù)字化三維重建及快速成型的“自下而上”技術制作成型,其治療KOA的主要原理綜合了三(四)點力式原理和整體免荷式矯形原理的特點,基于整體免荷式矯形原理提出了改進的單側減荷式矯形原理.通過對膝關節(jié)兩側分別施加大小不等的軸向拉伸力,根據(jù)作用力與反作用力原理、杠桿平衡原理及力的分解原理,產(chǎn)生一個向力較小的側方向矯正力矩,在矯正力線、減輕患者患側負荷的同時,對對側進行局部減荷,從而避免加劇對側的磨損,且可根據(jù)病情通過調節(jié)關節(jié)鉸鏈進行個性化分檔治療.該矯形器在實現(xiàn)個性化治療的同時還減輕了矯形支具的質量,可以完全貼合患者皮膚表面,相比傳統(tǒng)膝關節(jié)矯形器大幅提升了患者佩戴矯形支具時的舒適度.

實驗結果表明,KOA患者在佩帶膝關節(jié)矯形器后疼痛明顯減輕,膝關節(jié)穩(wěn)定性明顯增加,日常生活能力評分明顯提高[29-30].研究表明Cooper等[31]在對膝關節(jié)進行相關有限元分析時,只直接截取單個韌帶或者骨骼進行研究,沒有全方位考慮膝關節(jié)的受力分布情況.Haris等[32]只對受試者健側膝關節(jié)進行研究,缺乏對KOA患者患側膝關節(jié)全方位受力分布情況的分析,且以往利用CT圖像進行全膝關節(jié)建模的研究存在局限性:以往絕大多數(shù)膝關節(jié)有限元分析僅包含了骨骼、軟骨、半月板和韌帶等結構,未加入下肢皮膚組織和膝關節(jié)矯形器三維模型進行整體建模分析.本文所建模型通過分析矯形器和患者皮膚,盡可能更加真實模擬膝關節(jié)矯形器對關節(jié)之間的力傳遞機制,旨在通過對KOA患者在佩帶定制式AM膝關節(jié)矯形器前后對膝關節(jié)的生物力學變化進行有限元分析,針對矯形器治療效果定量化研究,深入對骨骼、軟組織、矯形器的復雜相互作用的理解,進一步規(guī)范膝關節(jié)矯形器的減荷療效評價.

3.2 提供膝關節(jié)矯形器臨床治療評價的意義

實驗結果表明,佩帶矯形器后膝關節(jié)內翻角及膝關節(jié)在2倍重力下的膝關節(jié)內側間室壓力均明顯減小.實驗發(fā)現(xiàn)在佩戴膝關節(jié)矯形器后患者患側膝關節(jié)內翻角明顯降低,由原先的7.84° 降低至6.65°,其標準也接近Matsumoto等[33]和Wang等[34]研究中的正常人體在步行過程中膝關節(jié)的內翻角度范圍.股骨軟骨 Von Mises 應力與Haris等[32]在 1 080 N 載荷下股骨軟骨應力為 3.23 MPa,相比減少了 519.2%;半月板Von Mises 應力與Thienkarochanakul等[21]800 N 載荷下半月板應力為 4.81 MPa,相比減少 878.1%;脛骨軟骨 Von Mises 應力與 Thienkarochanakul等[21]在 1 500 N 壓縮載荷作用下脛骨軟骨應力為 1.53 MPa,相比減少了 347.1%. 由此可見,正常人體與KOA患者的膝關節(jié)受力情況存在較大差距,其原因是施加載荷的不同及健患肢不同所致,相對條件下整體 Von Mises應力接近.

佩戴定制式膝關節(jié)矯形器后,內側半月板Von Mises應力較未佩戴時降低55.6%,外側半月板Von Mises應力增加711%,內側脛骨軟骨Von Mises 應力較未佩戴時降低30.9%,外側脛骨軟骨Von Mises應力增加4 100%,股骨軟骨Von Mises應力較未佩戴時降低22.0%.膝關節(jié)內側間室壓力部分轉移至外側,使外側壓力明顯增加,內側壓力明顯降低.目前,上海第九人民醫(yī)院王金武團隊采用定制式AM膝關節(jié)矯形器治療了本研究的實驗對象,觀察其佩帶定制式AM膝關節(jié)矯形器后的膝關節(jié)運動學及動力學變化,通過步態(tài)實驗對佩戴矯形器前后的步態(tài)數(shù)據(jù)進行測算、分析,實驗數(shù)據(jù)結果初步證明,患者佩戴矯形器后,支撐相后期(膝關節(jié)承重的重要周期)膝關節(jié)外翻角增大,膝關節(jié)內側力線向外側轉移,膝關節(jié)內側壓力降低,進一步證實了定制式AM膝關節(jié)矯形器對早、中期膝骨性關節(jié)炎患者膝關節(jié)內側間室減荷的效果.

本實驗采用有限元分析方法為內側間室KOA患者佩帶定制式AM膝關節(jié)矯形器前后的膝關節(jié)生物力學特性變化提供了客觀的評價數(shù)據(jù),闡明了定制式AM膝關節(jié)矯形器在治療內側間室KOA中的生物力學作用機制,更客觀地反映了該矯形器的生物力學治療效果,為評估其骨骼肌肉系統(tǒng)中關節(jié)的體內力學提供了依據(jù),增強了對其功能和病理狀況的理解,有效驗證了對膝關節(jié)生理病變分析、設計進一步的康復方案和規(guī)范膝關節(jié)矯形器的減荷療效評價的可行性.

3.3 偏倚或不足

本研究主要存在以下不足:樣本數(shù)量單一,僅考慮膝關節(jié)主要韌帶,未考慮膝關節(jié)周圍肌肉組織;僅研究了施加垂直壓縮載荷情況下佩帶矯形器前后膝關節(jié)靜態(tài)有限元模型瞬間的生物力學變化,未能對長期佩帶定制式AM膝關節(jié)矯形器后膝關節(jié)所產(chǎn)生的生物力學變化進行對比;韌帶剛度系數(shù)存在比較大的個體差異.研究表明萬超等[35]在選取不同韌帶剛度系數(shù)的有限元模擬中發(fā)現(xiàn),除韌帶外其他組織內的應力應變分布和大小變化不大,但選取不同的韌帶剛度系數(shù)依舊會對有限元模擬的結果產(chǎn)生影響,今后在膝關節(jié)相應組織力學性能的設置、模型的構建及驗證中需足夠重視.

本研究重點為提供較新的研究方法進行分析,故后期會進行更多的樣本試驗,考慮更全面的膝關節(jié)動態(tài)有限元模型的力學仿真,進一步對比KOA患者長期佩戴矯形器后發(fā)生的改變,結合動態(tài)高速熒光雙平面透視系統(tǒng)進行步態(tài)研究,對比評價膝關節(jié)矯形器對KOA患者的減荷效果.

4 結語

AM技術現(xiàn)在正以指數(shù)級的速度發(fā)展[36],其在康復輔具的應用將更加廣泛. 對于早、中期的膝骨關節(jié)炎患者,定制式AM膝關節(jié)矯形器能夠矯正下肢力線,減少患側的內翻角度及間室負荷、改善患處功能并增加膝關節(jié)穩(wěn)定性,為臨床研究提供了重要的參考.但仍在樣本數(shù)量、軟組織的塑造、模型構建的差異等方面存在其局限性.盡管存在不足,但隨著醫(yī)療技術的創(chuàng)新,KOA的有限元分析研究將會更為完善、成熟.本研究可為KOA更加精準化的診治及膝關節(jié)矯形器減荷療效評價的規(guī)范性提供重要參考.