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作者：R. Mootanah,a,b,* C.W. Imhauser,c F. Reisse,a D. Carpanen,a R.W. Walker,a M.F. Koff,d M.W. Lenhoff,bS.R. Rozbruch,e A.T. Fragomen,e Z. Dewan,b Y.M. Kirane,e Pamela A. Cheah,a,f J.K. Dowell,a,f,g andH.J. Hillstroma,b 骨关节炎（OA）是一种退行性疾病，常常导致严重的疼痛，关节功能丧失，并且是老年人身体残疾的主要原因（Cooper等，2013）。世界卫生组织报告说，OA占全球2002年总死亡人数的1％，预计到2015年是高收入国家残疾（2.5％）的第十大主要原因（Mathers和Loncar 2006）。在美国和欧洲，大约14％的男性和23％的45岁以上女性表现出膝关节OA的放射学征象（Valkenburg 1980）。英国经济对OA的年度总成本估计为120亿英镑（占年度国民生产总值的1％）和美国的1855亿美元（Mathers and Loncar 2006）。 关节错位（Joint malalignment）是OA发展和进展的有力预测指标（Petersson and Jacobsson 2002）。没有一个明确的治愈方法，目前的治疗方法不能阻止或逆转OA的疾病进展。低至5°内翻排列不齐，增加了总膝关节负荷内侧室的压力，从70％到的90％（Tetsworth和Paley 1994）。轻微的不对齐可能会引发恶性循环，增加的隔室压力会产生更多的松弛和关节畸形，从而增加不对称的过程（Coventry 1965,2001）。 Sharma等人的一项前瞻性研究（2001）提出，如果以姑息方式治疗，膝关节OA可在短短18个月内发展（Sharma等，2001）。 过度关节压力被认为是破坏关节内组织的常见途径。不同治疗策略对膝关节接触负荷和房室分布幅度的影响尚不清楚。此外，规划外科手术以减轻受损组织的过度负荷是有限的。 高位胫骨截骨术（HTO）是一种外科技术，用于矫正轻度至中度膝关节OA患者的下肢排列不齐（Coventry 1965）。临床护理标准是外科医生使用二维（2D）正面平面X线片来计划对准矫正，基于减少从膝关节中心到机械轴的偏差（连接髋关节中心到踝关节的线）。该程序遇到了不一致的结果和不同的10年生存率（Rinonapoli等人1998 ; Virolainen和Aro 2004 ; Dowd等人2006）。然而，鉴于HTO不侵犯关节，可以将其视为治疗膝OA的保守程序。 计算机模拟（Specogna等人2007 ; Bhatnagar和Jenkyn 2010），尸体和步态（Johnson等人1980 ; Andriacchi等人2000 ; Hurwitz等人2002）研究提供了一些基本信息（Andriacchi等人2000 ; Chao 2003 ; Zhim et al.2005 ; Agneskirchner et al.2006）；该程序目前尚无方法来计划不对称矫正，以尽量减少过度膝关节压力（Dorsey等人2006 ; Esenkaya等人2007 ; Bhatnagar和Jenkyn 2010）。Chao等人在OASIS软件中实现的2D模型虽然能够估计接触力，但却无法预测接触应力（Chao和Sim 1995 ; Chao 2003）。此外，Chao的模型受限于冠状位，并且其在不同矢状膝关节屈曲角度下评估加载响应的能力受到限制，以模拟步态周期期间的峰值负荷。 本研究的具体目标是开发和验证三维（3D）计算膝关节模型。通过比较预测的膝关节接触力学与从体外实验获得的膝关节接触力学，使用制造模型的相同尸体膝关节和相同的加载条件进行模型验证。 我们假设尸体标本的胫骨 - 股骨接触力学（标准化峰值压力，力和分隔力分布）和相应的有限元（FE）模型预测在相同的边界条件下将在10％内达成一致。 方法 Methods 创建尸体膝关节的受试者特异性有限元模型，并与体外测试进行比较，该模拟在步态站立阶段（当膝关节承受高负荷时）模拟体重接受结束。 该模型是隐式准静态模型。 在尸体测试中，加载水平变化非常缓慢。 将离散载荷应用于有限元模型（轴向力和弯矩），并计算得到的关节接触力和应力。 （有限元模型subject-specific FE model--是运用有限元分析方法时候建立的模型，是一组仅在节点处连接、仅靠节点传力、仅在节点处受约束的单元组合体。所谓有限元法（FEA），其基本思想是把连续的几何机构离散成有限个单元，并在每一个单元中设定有限个节点，从而将连续体看作仅在节点处相连接的一组单元的集合体，同时选定场函数的节点值作为基本未知量并在每一单元中假设一个近似插值函数以表示单元中场函数的分布规律，再建立用于求解节点未知量的有限元方程组，从而将一个连续域中的无限自由度问题转化为离散域中的有限自由度问题。） 模型标本 Model specimen 一名匿名50岁男性的左下肢从组织库中获得，对血源性病原体进行筛查阴性，在膝关节上方和下方截断至15厘米，固定在密封的塑料袋中并送往医院 特殊手术（HSS）放射科磁共振成像（MRI）。 膝关节的3D成像协议 3D imaging protocol of the knee 用不同的对比机制产生膝关节的MRI数据。 使用八通道转运 - 接收相控阵膝盖线圈（Invivo，Orlando，FL，USA）在临床3.0T系统（GE Healthcare，Waukesha，WI，USA）上进行扫描。 获得两个扫描序列（3D T1加权频率选择性脂肪抑制损坏梯度回忆回波（SPGR）和3D CUBE）以产生用于分割软骨，骨，半月板和韧带结构的体积数据集以可视化每个组织（ 图1）。 图1。膝关节正面视图的MRI图像（a）用于表示半月板和韧带的CUBE序列和（b）用于表示软骨和骨的SPGR序列。 3D SPGR序列的采集参数如下：TE，3ms; TR，14.6 ms; 采集矩阵，512×512; 激动次数，2; 视场，15厘米; 切片厚度，0.6毫米; 接收器BW，±41.7 kHz。 3D CUBE序列的参数如下：TE，33毫秒; TR，2500毫秒; 采集矩阵，512×512; 激发次数，0.5; 视场，15厘米; 切片厚度，0.6毫米; 回波列车长度，42; 接收器BW，±41.7 kHz。 两个系列的面内分辨率为0.29 mm×0.29 mm。 将MRI数据集的Dicom图像导入Mimics V14.2（Materialise，Leuven，Belgium）。 CUBE序列用于创建半月板和韧带的3D表示。 SPGR序列用于创建骨骼和软骨的表示。 使用交互式3D LiveWire工具进行组织分割，该工具特别适用于低对比度图像（图2）以创建不同组织的3D掩模。 然后使用掩模来创建不同膝盖结构的单独3D模型。 图2。3D LiveWire算法用于创建不同组织的几何形状。 使用计算机辅助设计（CAD）和Mimics的原始模块创建定义韧带附着在骨骼上的表面，以准备有限元模型中的加载和边界条件。 使用Mimics的三模块模块对表面网格进行平滑和重新网格化，以最小化表面不规则性，微小元素的数量和不必要的计算负担。 3D膝关节模型的装配 3D assembly of the knee joint model 在任何CAD包装中创建相邻的解剖结构不可避免地导致接触表面处的间隙或重叠。 为了避免在创建有限元模型时出现接触边界间隙或重叠，使用“非流形组件”算法创建相邻蒙版之间的公共边界，这是Mimics中用于复杂和不规则几何结构的有用工具。 作为说明，为了创建软骨 - 股骨非流形组件，股骨表面几何形状用于识别股骨 - 软骨共同边界。 使内软骨表面穿透股骨远端以消除界面处的任何间隙（图3a）。 然后使用非歧管组装工具将股骨边界叠加在股骨软骨上以消除与股骨重叠的软骨区域（图3b）。 图3。使用“非流形算法”在相邻组织之间产生共同的接触区域，例如股骨远端和股骨软骨。 （a）软骨的内部几何形状被高估以突出到股骨中并消除股骨 - 滑动边界处的任何间隙。 （b）非流形组装技术将精确识别的股骨与高估的软骨图像叠加，以去除股骨和软骨之间的重叠，在相邻的股骨和软骨表面之间形成共同的边界。 该过程确保了匹配的接触边界和随后的计算分析的收敛。 重复这一过程，直到包括所有包括膝关节的解剖结构。 创建膝关节的3D表面装配模型并将其导出到CATIA V5R18 CAD软件包（DassaultSystèmes，Vélizy-Villacoublay，France），在其中创建不同组织的实体几何形状以生成3D实体FE膝关节组装模型（图4）。 图4。在CATIA CAD包中创建的膝关节组件的三维几何实体。 几何 Geometry 将实体3D膝关节组装模型（图4）输出到ABAQUS V6.11-2（DassaultSystèmes），其中骨组织和软组织分别与线性四面体和八节点六边形元素啮合，以预测关节接触力学。 为了适应六面体单元，CATIA中的特殊3D样条函数用于截断厚度非常薄的边缘（图5（a），（b））。 图5。六边形网格的模型准备。 （a）在软骨表面边缘附近产生3D样条。 （b）3D样条用于截断非常薄的边缘以产生适合六面体单元的有限厚度。 在应用边界和载荷条件后，对不同解剖几何形状的元件尺寸进行灵敏度分析，以确保峰值关节压力不会超过5％（表1和2）.2）。 选择案例3是因为与参考模型相比，它需要较少的计算时间来解决，同时保持误差小于5％。 较粗糙的网格给出了不可接受的错误。 表1。元素大小的网格灵敏度分析 Number of elements (element size)
注：案例3与参考案例相比准确率为95％。 表2.用于骨骼网格划分的元素类型（4节点和10节点四面体单元）的网格灵敏度分析。
注：两种类型之间存在最大1.5％的满量程误差（FSE）和接触压力。 鉴于关节软骨和半月板内周的薄度，这些组织使用高达3.0的纵横比（股骨软骨：1.70;胫骨软骨内侧：1.53;外侧胫骨软骨：1.44;半月板：2.96）。 进行灵敏度分析以研究四节点四面体单元（线性）是否给出与骨骼的10节点四面体单元（二次）相似的结果。 比较两种模型之间的力和接触压力。 两种元素类型之间的力和峰值压力的百分比满量程误差（FSE）为1.5％。 因此，使用四节点四面体元件对骨组织进行建模。 膝关节组件有限元模型（图6）包括胫骨（57,546个元素），股骨（86,207个元素），腓骨（14,985个元素），股骨软骨（11,044个元素），外侧胫骨软骨（2982个元素），内侧胫骨的3D表示 软骨（2006年元素），半月板（4314个元素），前十字韧带（ACL; 597个元素），后十字韧带（PCL; 688个元素），内侧副韧带（MCL; 10,810个元素）和外侧副韧带（LCL; 1386个元素））。 图6。（a）FE膝关节模型的边界和负荷条件：（1）软骨 - 骨，（2）韧带 - 骨和（3）胫骨 - 腓骨之间的束缚接触对; （4）软骨 - 半月板和（5）软骨 - 软骨之间的接触对。 股骨近端固定在6个自由度。 沿着胫骨施加374-N轴向载荷，并且在膝关节中心周围施加范围从0到15Nm的内翻/外翻弯矩。 （b）前视图和（c）后视图以及膝关节有限元模型，分别显示软组织和骨骼的六边形和四面体网格元素。 边界条件 Boundary conditions 通过使用Mimics软件中的三个例程合并先前创建的相应表面上的节点来建模每个韧带和软骨与骨的附着。 通过零摩擦滑动接触元件模拟软骨 - 软骨和软骨 - 半月板接触表面（图6）。 每个半月板角固定在胫骨平台上以模拟解剖学附着。 使用弹簧元件将半月板的周缘连接到胫骨平台，以模拟与关节囊的连接。 股骨近端在所有六个自由度上机械接地以复制体外测试。 远端胫骨在五个自由度中是自由的，并且固定在矢状平面膝关节屈曲的20°中，在步态站立阶段期间的重量接受结束时，模拟在膝关节承受的更高负荷。 负载条件 Loading conditions FE膝关节的负荷条件模拟体外试验的负荷条件。沿着胫骨向膝关节中心施加374-N轴向载荷，如Grood和Suntay关节坐标系统所定义（Grood和Suntay 1983）。 然后在膝关节中心周围施加范围从0到15Nm的内翻和外翻弯矩，以模拟不同程度的不对准（图6a）。 坐标系 Coordinate system 使用胫骨髁为有限元模型（图6a - c）和实验标本（图7a - e）创建Grood和Suntay坐标系（Grood和Suntay 1983）， 股骨上髁和胫骨最远端位置为骨性标志。 这允许计算实验模型和有限元模型的胫骨相对于股骨的相对位置，从而可以比较运动学数据。 图7。（a）泰勒空间框架（Taylor Spatial Frame ）固定在尸体腿上，用于随后模拟下肢不对称和HTO的矫正; （b）尸体膝盖，安装在一个6自由度机器人上，用于控制装载; （c）校准前TekScan IScan传感器平衡; （d）体外固定在胫骨软骨和股骨之间的十字韧带上的传感器; （e）体外负荷期间膝关节的压力分布。 韧带调整 Ligament tuning 软组织材料特性取决于诸如滑液，年龄和活动水平等因素，并且因人而异。 此外，韧带在不同的膝部位置接合（表现出拉伸载荷）。 为了使FE模型韧带材料特性与尸体材料特性相匹配，开发了两阶段韧带调整过程。 韧带的初始材料特性从文献中获得。 首先，尸体标本由机器人致动器在最小负载路径中从完全伸展到65°弯曲移动。 迭代地调整FE模型韧带特性，直到胫骨相对于股骨的运动学在所有六个自由度上与体外的运动学紧密匹配（图8a，b）。 其次，对胫骨远端施加374-N轴向载荷和内翻/外翻弯矩，范围为0~15 Nm; 进一步调整模型韧带特性，直到膝关节模型运动学在所有六个自由度上与体外匹配（图8c，d）。 图8。韧带调整过程：韧带特性在一个迭代过程中进行调整，直到模型中胫骨相对于股骨的运动学在所有六个自由度上与（a）平移和（b）旋转运动学中的所有六个自由度紧密匹配。 从完全伸展到65°屈曲的矢状旋转，以及（c）平移和（d）在374-N轴向载荷和0-15-Nm外翻/内翻弯矩期间的旋转运动。 材料属性 Material properties 表3显示了分配给膝关节内每个解剖结构的材料特性（Schreppers等人1990; Shepherd和Seedhom 1997,1999; Perie和Hobatho 1998; Weiss和Gardiner 2001）。 弯月面被建模为线性弹性横向各向同性材料。 Neo-Hookean超弹性材料特性用于表示十字韧带和侧副韧带。 在完成韧带调整过程后，获得每条韧带的杨氏模量值（E），从完全伸展到65°屈曲，轴向载荷为374 N，弯曲力矩跨度为15 Nm（外翻）至15 Nm（内翻） 以上（图8a - d）。 表3。分配给包括膝关节的不同组织的材料特性。
资料来源: (Perie and Hobatho 1998; Schreppers et al. 1990; Shepherd and Seedhom 1997; Shepherd and Seedhom 1999; Weiss and Gardiner 2001). 韧带杨氏模量的线性增量应用于有限元模型，弯曲力矩从0增加到15 Nm内翻和外翻。 剪切（μ0）和体积（K0）模量由弹性模量E和 Poisson's v获得。
分别使用体积和剪切模量计算Neo-Hookean系数D1和C10，并输入Abaqus内的应变能密度函数以定义软组织特性。
不同屈曲角度下每根韧带的材料特性如图9所示。表4总结了正常排列时的LCL，MCL，ACL和PCL材料特性以及体重接受结束时的内翻和外翻不对齐情况。我们的韧带特性 与文献中报道的值一致（Butler等，1986; Quapp和Weiss，1998）。
图9。在韧带调整过程之后，在每个屈曲角度下LCL，MCL，ACL和PCL的材料属性。 表4.内翻和外翻弯矩施加前后MCL，LCL，ACL和PCL的Young's模量值。
注：韧带杨氏模量的线性增量应用于模型中，弯曲力矩从0增加到15 Nm内翻和15 Nm外翻。 尸体膝关节的体外研究 In vitro investigation on the cadaveric knee 将泰勒空间框架（TSF）固定到准备好的尸体膝盖上，用于随后的下肢不对称和HTO校正的模拟（图7（a））。 膝盖然后倒置在六自由度川崎机器人中，近端股骨机械接地到地板固定夹具，远端胫骨固定在机器人抓手和称重传感器上（Delta，ATI，Inc，Apex ，NC，USA）（图7（b））。 机器人使用力反馈来确定运动路径，以在小于5N力且小于0.5Nm力矩的规定公差内实现期望的加载条件。 根据标准运动数据（从HSS的Leon根运动分析实验室获得）定位样本，其位置模拟在站立期间（20°屈曲）的重量，这模拟在跟腱撞击后的对角线重量偏移之后的最大内翻推力，施加的轴向载荷和弯矩在六自由度称重传感器的范围内。 使用0.2mm厚的Kscan 4010传感器（Tekscan，Inc.，South Boston，MA，USA）记录胫骨平台处的压力。 该传感器由两个独立的测量区域组成，每个测量区域的总矩阵宽度和高度分别为68.1和43.9 mm。 换能器分辨率为25 sensels / cm2。 在平衡和校准后（图7c），将压力传感器定位在胫骨平台上并缝合到ACL和后囊的基部（图7d）以记录胫骨 - 股骨关节中的接触压力。 根据机器人施加的外力和力矩测量内侧和外侧隔室压力和力（图7e）。 对骨骼和软组织的材料特性进行敏感性分析，以确定那些对关节接触力学至关重要。 在Matlab（MathWorks，Natick，MA，USA）中开发了定制分析程序，以评估内侧和外侧隔室中的尸体膝盖负荷。 为了比较FE预测和体外测量的峰值压力和隔室力值的趋势，将这些加载参数标准化为相应的最大区室值。 将标准化的FE预测值和体外测量值进行比较以进行模型验证。 计算在膝盖的内侧和外侧隔室中作用的百分比负荷，并与公布的数据和静态平衡数值近似进行比较。 结果和分析 Results and analysis 图10（a），（b）示出了对于374-N轴向力的加载条件的胫骨软骨上的压力分布，其中（i）15-Nm内翻弯矩，（ii）无弯曲力矩和（iii） 一个15-Nm的外翻弯矩。 实验测量的关节内区室压力分布如图10（a）所示，相应的FE预测结果如图10（b）所示。 图11（a），（b）分别显示了在加载过程中体外和计算机模拟的标准化内侧和外侧隔室压力和力的图。
图10。
图11。 表5（表格太大，本文省略，如需要，可参看原文）显示了（1）内侧和外侧力，（2）内侧和外侧峰值压力，（3）相应的均方根误差（RMSE）的绝对和标准化体外和FE结果，以粗体显示（4） ）内侧和外侧隔室中峰值压力和力的百分比下降标度误差（％FSE）和（5）内侧和外侧隔室中作用力的百分比。 胫骨软骨的峰值压力 Peak pressure in the tibial cartilage 对于体外（图10a）和FE（图10b）研究，15-Nm内翻弯矩增加了胫骨内侧软骨中的压力，并且减少了外侧胫骨软骨中的压力。 当应用外翻弯矩时，侧室压力增加，内侧室压力降低，如预期的那样。 峰值压力位置在体外测量的和FE预测的压力值之间是定量一致的（图10a，b）。 图11（a）显示，对于有限元模型和体外研究，标准化峰值压力在内侧（外侧）隔室单调增加，在外侧（内侧）隔室减少，因为内翻（外翻）弯曲力矩从0增加到 15 Nm（图11（a））。 将峰值压力归一化至相应的最大室隔峰值压力。 标准化后，FE预测和体外测量的峰值压力之间的FSE（％）在内侧为6.67％，在侧室中为5.94％。 胫骨软骨中的隔室力 Compartmental forces in the tibial cartilage 图11（b）显示，对于有限元模型和体外研究，归一化力在内侧（外侧）隔室单调增加，在外侧（内侧）隔室减少，因为内翻（外翻）弯矩从0增加到15 Nm（图11b）。 将力值标准化为相应的最大分隔力。 在用相应的最大隔室力标准化后，FE预测和体外测量的力之间的FSE（％）在内侧隔室中为7.56％，在侧向中为4.48％。 随着内翻弯矩增加，内侧隔室中的力与作用于膝关节的总力的比率也增加，而在体外和FE研究中，侧隔室中的力与总力的比率减小。 在0-15Nm的外翻弯矩期间发生相反的情况（表5，图12）。
图12。在0-15 Nm内翻和外翻弯矩期间，内侧和外侧隔室中的体外和FE预测的力作为总轴向力的百分比。 该模型还通过简单的正面平面静态平衡计算，验证了内翻时的内翻和外翻弯矩（图13）。 从MRI扫描测量的膝关节中心的距离是胫骨平台的内侧和外侧端40mm，LCL和MCL 45mm。 考虑到股骨髁的圆柱形状，在整个弯曲力矩中，远端股骨和近端胫骨之间的接触点近似于在每个隔室的中间（距膝中心20mm）。 在外翻抬起时忽略LCL力，并且由于松弛而在内翻抬起时忽略MCL力。 由于来自关节中心的力线非常接近，因此ACL和PCL中的力引起的弯曲力矩被忽略。
图13。静态平衡图显示在（a）内翻和（b）外翻抬起期间作用在膝关节上的力和弯矩。 FMCL = MCL中的内力; FMCL = LCL中的内力; M =弯矩。 当总的374-N轴向力移动到一个隔间时，发生抬起。 从图13中，在任一隔室中引起剥离的弯矩M估计为9.35Nm，计算为（374×0.045） - （374×0.02）Nm。 表5和图12显示，当内翻弯曲力矩达到9Nm时，内侧隔室中标准化的体外测量力大于轴向总力的92％。 当施加11-Nm的弯矩时，横向隔室负载达到92％。 内侧和外侧隔室的归一化FE预测和体外测量力之间的FSE（％）为8.05％。 总结： 提出了一种用于开发和验证膝关节的胫骨 - 股骨隔室的受试者特异性FE模型的方法。 FE膝关节模型使用组织特异性MRI扫描序列和基于Mimics的图像处理来表示膝关节组织的3D几何形状。骨，半月板，软骨和韧带的几何形状影响膝关节中的力和压力值。因此，受试者特异性FE膝关节模型是从用于实验验证的相同膝关节的3D MRI数据集创建的。将相同的加载条件应用于有限元模型和尸体样本以评估模型性能。绝对内侧和外侧力和压力值的大小受软组织材料特性的影响。我们通过调整侧支韧带和十字韧带来确保在FE模型中使用正确的组织特性，以获得胫骨相对于股骨的匹配计算和实验运动学。 在构建该模型的过程中，我们需要考虑韧带属性是非线性的，作为角位置的函数而变化，作为角位置或负载的函数而接合，因此对于接触载荷的估计是重要的。 文献中的材料特性作为起点，但它们没有描述该标本韧带的精确特性，也没有说明韧带何时啮合。 对模型韧带特性进行“调整”（调整），使膝关节运动学与尸体标本相匹配。 我们的目的不是验证运动学，而是使用这些措施作为调整韧带的工具。 这项研究的目的是验证我们的计算模型的联合接触力和应力预测。 该模型旨在预测接触力学; 韧带特性只是导致膝关节应力预测的一个组成部分。 膝关节接触力学受骨和软组织几何形状以及病理状态的影响。 我们验证的有限元模型可以进行虚拟修改，以模拟关节炎关节和其他病理状态，以及进一步了解这些参数的治疗方法。 内侧和外侧胫骨软骨的FE预测归一化力和峰值关节压力与从每个负荷条件的体外试验获得的那些一致。 绝对FE预测力值高于体外测量值（归一化内侧和外侧力FSE（％）：分别为7.56％和4.48％）。 这是预期的，因为一些承重的解剖结构可能在物理上位于力传感器传感器区域之外并且不由传感器矩阵记录。 此外，升力时弯矩的数值近似与体外测量值和FE预测值密切吻合。 这些结果（<7.6％FSE）证实了我们的假设，即尸体标本的胫骨 - 股骨接触力学和相应的有限元模型预测在10％内达成一致。 这些结果可作为我们未来工作中对不规则几何非线性特性建模的改进基准。 其他研究者通过比较他们的结果与主题特定的尸体膝关节运动学、不同标本的运动学或公布的运动学、受试者特异性体外结果、不同尸体的体外结果、或其他研究者发表的实验结果，验证了他们的模型（表6）。在我们的工作之外，没有进行使用完整膝关节的体外实验来验证受试者特异性膝关节模型中的接触力和应力。表6中的底部三个参考文献确实评估了关节接触应力，但没有以特定受试者的方式评估。该手稿提供了开发3D主题特定关节应力模型和独立验证程序的方法。该模型在组织几何形状方面是受试者特定的。文献中包括软骨和半月板特性。从文献中获得初始韧带特性，然后进行调整，使得模型和尸体运动学匹配相同的角度偏移和负载水平。 本研究中通过计算机模拟预测的室标准化力和峰值压力与实验获得的一致。在以后的版本中，特定主题的FE膝关节模型将通过以下方式得到增强：在功能活动期间跨越整个运动范围的矢状角评估膝关节接触力学; 包括髌骨和股四头肌肌腱力，以及腿筋和腓肠肌; 模拟不同的膝关节对准以评估手术重新排列; 并使用更多的生理组织材料特性。 参考文献：
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来自： zskyteacher > 《骨肌运动系统》
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