活动平台单髁膝关节置换胫骨后倾的有限元分析

doi:10.3969/j.issn.2095-4344.2015.44.019

摘要/Abstract

摘要：

背景：目前单髁膝关节置换中胫骨假体后倾角度的选择存在较多争议，相关的生物力学研究较少。
目的：通过有限元分析结果寻求活动平台单髁膝关节置换中合理胫骨后倾的角度。
方法：运用三维重建技术及有限元前处理技术建立正常膝关节有限元模型，并进行验证，在此基础上建立不同胫骨假体后倾角度的单髁膝关节置换有限元模型，统一边界条件和载荷，行有限元分析。
结果与结论：成功建立了不同胫骨后倾角度的单髁膝关节置换有限元模型，分析结果发现增大胫骨假体后倾可使胫骨后内侧皮质及松质骨应力逐渐增加，且增大了外侧间室载荷和软骨接触应力，而胫骨前倾使胫骨前内侧皮质应力明显增加。推荐活动平台单髁膝关节置换中选择0°-7°胫骨假体后倾。
中国组织工程研究杂志出版内容重点：人工关节；骨植入物；脊柱；骨折；内固定；数字化骨科；组织工程

关键词: 骨科植入物, 人工假体, 单髁膝关节置换, 活动平台, 胫骨后倾, 胫骨前倾, 骨应力, 接触应力, 有限元分析

Abstract:

BACKGROUND: At present, there still remain controversies concerning the choice of tibial slope in unicompartmental knee arthroplasty, and the related biomechanical studies are rare.
OBJECTIVE: To find the rational tibial slope in mobile-bearing unicompartmental knee arthroplasty through the results of finite element analysis.
METHODS: A finite element model of normal knee was established and validated using the techniques of three-dimensional reconstruction and finite element pre-processing. Then the finite element models of unicompartmental knee arthroplasty with different tibial slopes were established based on the normal knee model. The finite element analyses were conducted after the boundary conditions and loads were unified.
RESULTS AND CONCLUSION: The finite element models of unicompartmental knee arthroplasty with different tibial slopes were established successfully. The results of the finite element analyses indicated that the posteromedial tibial cortical and cancellous bone stress increased gradually as the posterior slope increasing, as well as the load distribution and the cartilage contact pressures of lateral compartment. The anteromedial tibial cortical stress increased significantly with the anterior slope. A posterior tibial slope of 0°-7° can be recommended when implanting a mobile-bearing unicompartmental knee arthroplasty.
中国组织工程研究杂志出版内容重点：人工关节；骨植入物；脊柱；骨折；内固定；数字化骨科；组织工程

Key words: Arthroplasty, Replacement, Knee, Finite Element Analysis, Stress, Mechanical, Biomechanics, Tissue Engineering

朱广铎，郭万首，程立明，刘朝晖，张启栋. 活动平台单髁膝关节置换胫骨后倾的有限元分析[J]. 中国组织工程研究, 2015, 19(44): 7156-7162.

Zhu Guang-duo, Guo Wan-shou, Cheng Li-ming, Liu Zhao-hui, Zhang Qi-dong. Finite element analysis of tibial slope in mobile-bearing unicompartmental knee arthroplasty[J]. Chinese Journal of Tissue Engineering Research, 2015, 19(44): 7156-7162.

图/表（结果） 6

2.1 正常膝关节及UKA有限元模型网格划分建立了包含骨、软骨、半月板及主要韧带的正常膝关节有限元模型，共212 128个单元和219 443个节点，并建立了7个不同后倾角度的UKA有限元模型，具体网格划分见表2。所建模型包含结构完善，形态逼真，以正常膝关节和后倾7° UKA有限元模型为例，见图1。

2.2 正常膝关节有限元模型验证

轴向载荷下模型验证：

载荷分布：内外侧间室分别承担总载荷的55.1%和44.9%，半月板承担总载荷约69%，内外侧半月板分别承担相应间室载荷的64%和75%，均与文献结果相近^[30]。

接触应力：股骨软骨内外侧间室最大接触应力分别为2.38和2.39 MPa：胫骨内外侧平台软骨最大接触应力分别为2.68和2.43 MPa；内外侧半月板最大接触应力分别为2.55和2.47 MPa，均与文献结果相近^[15]。

接触面积：1 000 N轴向载荷作用下胫骨内外侧平台软骨接触面积分别为580.3 mm²和435.5 mm²，总接触面积为 1 015.8 mm²，半月板与胫骨接触面积占总接触面积的74.1%，均与文献中体外试验结果相近^[31]。

前抽屉作用力下模型验证：在134 N前向抽屉力作用下，胫腓骨同时前移4.62 mm，内旋1.7°，与文献结果相近^[25]，模型得到验证。

2.3 不同后倾角度UKA模型分析

胫骨皮质骨Von Mises应力(图2)：皮质骨Von Mises应力主要集中于近端胫骨的后侧及后内侧皮质，随着后倾角度的逐渐增大，近端胫骨后侧及后内侧皮质应力逐渐增大，而前内侧应力逐渐减小。

而当前倾2°时，前内侧皮质Von Mises应力较后倾角度时明显增大，而后内侧皮质无应力集中。0°-11°胫骨后内侧皮质最高Von Mises应力分别为7.47，7.82，8.0，8.22，8.46，8.65 MPa，9°及11°后倾与3°后倾相比差异有显著性意义(P=0.043和P=0.022)；0°-11°后倾胫骨前内侧皮质最高Von Mises应力分别为7.04，6.89，6.70，6.76，7.01，7.03 MPa，2°前倾时前内侧皮质最高Von Mises应力为7.23 MPa，与3°后倾相比差异有显著性意义(P=0.045)。

胫骨松质骨Von Mises应力(图3)：所有模型内侧平台松质骨Von Mises应力主要集中于胫骨垂直及水平截骨面交界处，及水平截骨面胫骨假体龙骨凹槽内侧区域。随着后倾角度的增大，近端胫骨后侧松质骨应力逐渐增大，胫骨髁间隆起后侧松质骨应力也逐渐增大，水平截骨面应力集中区域逐渐后移。

内外侧间室载荷分布及接触应力(表3)：2°前倾时内侧间室载荷较各后倾角度均较大；从0°到11°后倾，随着后倾角度的增大，内侧间室载荷所占比例逐渐减小，而内侧间室股骨、胫骨假体及衬垫峰值接触应力无规律性变化；外侧间室载荷比例逐渐增大，股骨软骨峰值接触应力也随之逐渐增大；从3°到11°后倾，胫骨软骨峰值接触应力逐渐增大。与3°后倾相比，9°及11°后倾时股骨及胫骨软骨峰值接触应力均增加大于40%，其差异有显著性意义(P=0.047和P=0.014)。

参考文献

[1] O'Rourke MR, Gardner JJ, Callaghan JJ, et al. The John Insall Award: unicompartmental knee replacement: a minimum twenty-one-year followup, end-result study. Clin Orthop Relat Res.2005;440:27-37.

[2] Murray DW, Goodfellow JW, O’connor JJ. The Oxford Medial unicompartmental arthroplasty A Ten-Year Survival Study. J Bone Joint Surg Br.1998; 80(6):983-989.

[3] Hamilton WG, Ammeen D, Engh CA Jr, et al. Learning curve with minimally invasive unicompartmental knee arthroplasty. J Arthroplasty.2010;25(5):735-740.

[4] Müller PE, Pellengahr C, Witt M, et al. Influence of minimally invasive surgery on implant positioning and the functional outcome for medial unicompartmental knee arthroplasty.J Arthroplasty.2004;19(3):296-301.

[5] Zeng C, Cheng L, Wei J, et al. The influence of the tibial plateau slopes on injury of the anterior cruciate ligament: a meta-analysis. Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc.2014; 22(1):53-65.

[6] Chatellard R, Sauleau V, Colmar M, et al. Medial unicompartmental knee arthroplasty: does tibial component position influence clinical outcomes and arthroplasty survival? Orthop Traumatol Surg Res.2013;99(4):S219-S225.

[7] Barbadoro P, Ensini A, Leardini A, et al. Tibial component alignment and risk of loosening in unicompartmental knee arthroplasty: a radiographic and radiostereometric study. Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc.2014;22(12): 3157-3162.

[8] Giffin JR, Vogrin TM, Zantop T, et al. Effects of increasing tibial slope on the biomechanics of the knee. Am J Sports Med. 2004;32(2):376-382.

[9] Donzelli PS, Spilker RL, Ateshian GA, et al. Contact analysis of biphasic transversely isotropic cartilage layers and correlations with tissue failure. J Biomech.1999;32(10): 1037-1047.

[10] LeRoux MA, Setton LA. Experimental and biphasic FEM determinations of the material properties and hydraulic permeability of the meniscus in tension. J Biomech Eng.2002; 124(3): 315-321.

[11] Cowin SC. The mechanical and stress adaptive properties of bone.Ann Biomed Eng.1983;11(3-4): 263-295.

[12] Goldstein SA, Wilson DL, Sonstegard DA, et al. The mechanical properties of human tibial trabecular bone as a function of metaphyseal location. J Biomech.1983;16(12): 965-969.

[13] Peña E, Calvo B, Martinez MA, et al. Finite element analysis of the effect of meniscal tears and meniscectomies on human knee biomechanics. Clin Biomech (Bristol, Avon).2005;20(5): 498-507.

[14] Weiss JA, Gardiner JC. Computational modeling of ligament mechanics. Crit Rev Biomed Eng.2001;29(3):303-371.

[15] Bao HR, Zhu D, Gong H, et al. The effect of complete radial lateral meniscus posterior root tear on the knee contact mechanics: a finite element analysis. J Orthop Sci.2013;18(2): 256-263.

[16] Taylor M, Tanner KE, Freeman MA. Finite element analysis of the implanted proximal tibia: a relationship between the initial cancellous bone stresses and implant migration. J Biomech. 1998;31(4): 303-310.

[17] Yao J, Snibbe J, Maloney M, et al. Stresses and strains in the medial meniscus of an ACL deficient knee under anterior loading: a finite element analysis with image-based experimental validation. J Biomech Eng.2006;128(1): 135-141.

[18] Shepherd DE, Seedhom BB. The'instantaneous' compressive modulus of human articular cartilage in joints of the lower limb. Rheumatology (Oxford).1999;38(2): 124-132.

[19] Bendjaballah MZ, Shirazi-Adl A, Zukor DJ. Biomechanical response of the passive human knee joint under anterior-posterior forces. Clin Biomech (Bristol, Avon).1998; 13(8): 625-633.

[20] Peña E, Calvo B, Martinez MA, et al. A three-dimensional finite element analysis of the combined behavior of ligaments and menisci in the healthy human knee joint. J Biomech. 2006; 39(9): 1686-1701.

[21] Hopkins AR, New AM, Rodriguez-y-Baena F, et al. Finite element analysis of unicompartmental knee arthroplasty. Med Eng Phys.2010;32(1): 14-21.

[22] Mootanah R, Imhauser CW, Reisse F, et al. Development and validation of a computational model of the knee joint for the evaluation of surgical treatments for osteoarthritis. Comput Methods Biomech Biomed Engin.2014;17(13): 1502-1517.

[23] Moglo KE, Shirazi-Adl A. On the coupling between anterior and posterior cruciate ligaments, and knee joint response under anterior femoral drawer in flexion: a finite element study. Clin Biomech (Bristol, Avon).2003;18(8): 751-759.

[24] Peña E, Martinez MA, Calvo B, et al. A finite element simulation of the effect of graft stiffness and graft tensioning in ACL reconstruction. Clin Biomech (Bristol, Avon).2005;20(6): 636-644.

[25] Song Y, Debski RE, Musahl V, et al. A three-dimensional finite element model of the human anterior cruciate ligament: a computational analysis with experimental validation. J Biomech. 2004;37(3): 383-390.

[26] Pandit H, Jenkins C, Barker K, et al. The Oxford medial unicompartmental knee replacement using a minimally-invasive approach. J Bone Joint Surg Br.2006;88(1): 54-60.

[27] Kwon OR, Kang KT, Son J, et al. Biomechanical comparison of fixed-and mobile-bearing for unicomparmental knee arthroplasty using finite element analysis. J Orthop Res.2014; 32(2): 338-345.

[28] Crockett R, Roba M, Naka M, et al. Friction, lubrication, and polymer transfer between UHMWPE and CoCrMo hip‐implant materials: A fluorescence microscopy study. J Biomed Mater Res A.2009;89(4): 1011-1018.

[29] Innocenti B, Bilgen ÖF, Labey L, et al. Load Sharing and Ligament Strains in Balanced, Overstuffed and Understuffed UKA. A Validated Finite Element Analysis. J Arthroplasty. 2014; 29(7):1491-1498.

[30] Kurosawa H, Fukubayashi T, Nakajima H. Load-bearing mode of the knee joint: physical behavior of the knee joint with or without menisci. Clin Orthop Relat Res.1980;149: 283-290.

[31] Fukubayashi T, Kurosawa H. The contact area and pressure distribution pattern of the knee: a study of normal and osteoarthrotic knee joints. Acta Orthop Scand.1980;51(1-6): 871-879.

[32] Kim SJ, Bae JH, Lim HC. Factors affecting the postoperative limb alignment and clinical outcome after Oxford unicompartmental knee arthroplasty. J Arthroplasty.2012; 27(6):1210-1215.

[33] Konyves A, Willis-Owen CA, Spriggins AJ. The long-term benefit of computer-assisted surgical navigation in unicompartmental knee arthroplasty. J Orthop Surg Res. 2010;5(94): 54-59.

[34] Lewis JL, Lew WD, Schmidt J. Description and error evaluation of an in vitro knee joint testing system. J Biomech Eng.1988;110(3): 238-248.

[35] Simpson DJ, Price AJ, Gulati A, et al. Elevated proximal tibial strains following unicompartmental knee replacement-a possible cause of pain. Med Eng Phys.2009;31(7): 752-757.

[36] Small SR, Berend ME, Rogge RD, et al. Tibial loading after UKA: evaluation of tibial slope, resection depth, medial shift and component rotation. J Arthroplasty.2013;28(9): 179-183.

[37] Sawatari T, Tsumura H, Iesaka K, et al. Three‐dimensional finite element analysis of unicompartmental knee arthroplasty-the influence of tibial component inclination. J Orthop Res.2005;23(3): 549-554.

[38] Hernigou P, Deschamps G. Posterior slope of the tibial implant and the outcome of unicompartmental knee arthroplasty. J Bone Joint Surg Am.2004;86(3): 506-511.

[39] Aleto TJ, Berend ME, Ritter MA, et al. Early failure of unicompartmental knee arthroplasty leading to revision. J Arthroplasty.2008;23(2): 159-163.

[40] Hadley NA, Brown TD, Weinstein SL. The effects of contact pressure elevations and aseptic necrosis on the long-term outcome of congenital hip dislocation. J Orthop Res.1990;8(4): 504-513.

[41] Suero EM, Citak M, Cross MB, et al. Effects of tibial slope changes in the stability of fixed bearing medial unicompartmental arthroplasty in anterior cruciate ligament deficient knees. Knee.2012;19(4): 365-369.

[42] Weber P, Schröder C, Schmidutz F, et al. Increase of tibial slope reduces backside wear in medial mobile bearing unicompartmental knee arthroplasty. Clin Biomech (Bristol, Avon).2013;28(8): 904-909.

引言

材料方法

1.1 设计三维有限元模型建立及分析。

1.2 时间及地点于2015年1至3月在中日友好医院骨关节外科实验室完成。

1.3 材料

影像学资料获取：选取一健康男性志愿者，年龄40岁，身高175 cm，左膝关节无退行性变及外伤史，签署影像学检查知情同意书。

使用320排螺旋CT (TOSHIBA Aquilion，中日友好医院)行左膝关节CT平扫，扫描参数为：扫描电压120 kV，扫描电流150 mA，层厚1 mm；使用3.0T磁共振扫描仪(GE DISCOVERY MR750，中日友好医院)行左膝关节矢状位MRI平扫，使用3D-TSE序列：扫描范围：膝上10 cm，膝下10 cm，TR/TE=1 300 ms/36 ms，层厚1 mm。CT和MRI扫描数据均保存为Dicom格式，以光盘形式储存。

硬件配置：DELL T7600图形工作站(CPU：E5 2620 X 2，内存：32 G，显卡：NVIDIA K2000 2 G)。

工具软件：Mimics 13.1图像分割处理软件，Rapidform2006逆向工程软件，Abaqus 6.10有限元分析软件。

1.4 方法

正常膝关节三维有限元模型的建立：将CT及MRI数据分别导入Mimics 13.1软件，进行图像配准，通过阈值分割工具及区域增长工具提取皮质骨、松质骨、半月板、前后交叉韧带及内外侧副韧带等结构的蒙板，行三维重建，之后通过光顺、减少三角面片及网格优化模块修正三维模型，生成各结构的stl格式数据。利用Rapidform2006软件对各stl格式数据行去噪、光滑等处理，构造曲面并行曲面拟合，生成各结构iges格式数据并保存。将膝关节各结构的iges数据导入Abaqus 6.10软件，行各结构装配。由MRI平扫数据获取股骨及胫骨平均软骨厚度2 mm，采用Abaqus网格生成模块于股骨及胫骨平台表面生成股骨及胫骨软骨网格，建立正常膝关节三维实体模型。于Abaqus中行有限元前处理，股骨、胫骨及腓骨采用十节点修正四面体单元划分，余结构采用六面体单元划分。皮质骨、松质骨、软骨和半月板均认为是各向同性线弹性材料^[9-12]。韧带认为是横观各向同性超弹性材料，使用基本的Neo-Hookean模型，其本构方程为Ψ=C₁(I₁-3)，C₁为初始剪切模量，I₁为Cauchy-Green应变张量第一修正不变量，前后交叉韧带和内外侧副韧带的C₁值分别为5.83，6.06，6.43， 6.06 MPa^[13-14]。各结构的其他材料参数均参考既往文献^[15-18]，见表1。

正常膝关节有限元模型的验证：内外侧间室股骨软骨与胫骨软骨间、股骨软骨与半月板上表面、胫骨软骨与半月板下表面间共设置6个接触对^[19]。接触对均采用无摩擦、有限滑移的表面-表面接触^[20]，采用罚函数算法^[21]。参考既往文献^[15]，行股骨轴向载荷力下模型验证，股骨只约束屈伸方向的自由度，其他方向自由度不做约束，胫骨及腓骨下表面完全固定；软骨及韧带与骨之间设置为绑定^[22]，半月板前后角绑定于胫骨平台上^[23]。股骨内外上髁中点设置为股骨参考点，于该点施加一垂直向下的载荷，大小为 1 000 N，计算内外侧间室载荷分布、接触应力及接触面积，与文献数据对比以验证模型。参考既往文献^[24-25]，行胫骨前抽屉作用力下模型验证，以胫骨平台内外侧髁中点为胫骨参考点，胫骨和腓骨耦合约束，仅限制屈伸方向自由度，而股骨完全约束6个方向自由度，对胫骨参考点施加一前向134 N的作用力，模拟前抽屉试验，对胫骨的位移和旋转角度进行计算，与文献数据对照以验证模型。

不同胫骨假体后倾角度UKA三维有限元模型建立：由Biomet公司提供Oxford第3代股骨假体、胫骨假体及半月板衬垫的iges格式三维模型数据。由正常膝关节模型确定股骨及胫骨假体大小，将相应型号的假体数据导入Abaqus中。在上一步所建立正常膝关节基础上，按照Oxford第3代UKA标准手术技术^[26]，利用布尔操作，于前交叉韧带止点稍内侧、股骨内侧髁外侧面模拟胫骨垂直截骨，以胫骨长轴为参考，行后倾7°胫骨水平截骨，截骨厚度约为 7 mm。再行股骨内侧髁后髁及远端截骨，完成胫骨及股骨假体组装，并植入半月板衬垫；去除内侧半月板、内侧胫骨平台软骨，并利用网格编辑操作去除部分内侧间室股骨软骨，而保留外侧半月板及外侧胫骨平台软骨，并保留各韧带结构，建立胫骨假体后倾7°的UKA三维模型。在7°后倾模型基础上，通过胫骨假体的旋转及布尔操作，分别建立0°，3°，5°，9°，11°胫骨后倾及2°胫骨前倾的UKA三维模型。股骨假体、胫骨假体及半月板衬垫均为各向同性的线弹性材料^[27]，采用六面体网格划分。余结构网格划分及赋值均同正常膝关节模型，见表1。

UKA三维有限元模型分析：每个模型均设定5个接触对：外侧间室软骨与软骨、软骨与半月板之间共3个；内侧间室假体与衬垫之间共2个。外侧接触为无摩擦接触，内侧接触为带库伦摩擦接触，摩擦系数为0.07^[28]，均采用罚函数算法。

参考既往文献，所有股骨除垂直方向、前后移方向及内外翻方向自由度不约束外，其他方向自由度均约束；胫骨及腓骨下表面完全固定；股骨及胫骨假体与骨结构设置为绑定^[29]，半月板衬垫自由度不做约束以模拟活动衬垫^[27]。于股骨参考点施加1 000 N垂直向下的轴向载荷。

1.5 主要观察指标各UKA模型中胫骨皮质骨及松质骨Von Mises应力，内外侧间室载荷分布比，股骨、胫骨假体及衬垫接触应力，股骨及软骨接触应力。

1.6 统计学分析应用SPSS 18.0软件对数据进行统计学处理，组间比较使用单因素方差分析法(one-way ANOVA)和LSD检验，P < 0.05为差异有显著性意义。

讨论

胫骨假体后倾角度的确定是UKA中的重要环节，是影响假体长期生存率及临床疗效的重要因素^[32]。尽管如今UKA手术器械的设计越来越精良，然而仍很大程度上依赖术者的经验来确定最终截骨角度和假体安放位置^[33]。虽然大多数UKA假体都规定了胫骨后倾的允许范围，但由于胫骨后倾与膝关节骨结构应力、韧带张力、运动学及平台磨损率等均有密切联系，故如何选择最佳后倾角度仍存在较多争议，因此具有较强准确性和预测性的相关生物力学研究就显示出其重要参考价值。

随着计算机技术不断进步，有限元分析方法得到蓬勃发展。由于膝关节结构复杂、几何形状多变，体内及体外实验很难对膝关节内部结构的应力和应变进行准确测量^[34]，而有限元方法则不须昂贵而复杂的实验设备，并可以通过精确的控制边界条件，更准确地模拟膝关节的动力学，且可重复性强。因此越来越多的学者将其应用于膝关节置换后的生物力学研究。然而与全膝关节置换相比，关于UKA中胫骨后倾的有限元研究较少。

本研究通过影像学重建技术构建了较为完整的正常膝关节模型，参考文献中体外实验及有限元研究结果，对正常膝关节内外侧载荷分布、接触应力及面积进行了验证，证实了该正常膝关节模型的有效性。在此基础之上建立了不同后倾角度胫骨假体的UKA三维有限元模型，包含结构较为完善，主要分析了UKA后胫骨假体后倾对骨应力的影响，以期从骨应力方面对如何选择后倾角度给以合理解释。

由于皮质骨弹性模量远大于松质骨，故膝关节内外侧间室均由皮质骨承担绝大部分载荷^[29]。皮质骨的承载作用对于UKA术后胫骨假体的稳定十分重要，皮质骨显著增大的应力和应变易引起术后膝关节内侧残留疼痛，并可明显增加胫骨假体周围骨折风险。Simpson等^[35]对使用Oxford活动平台假体的近端胫骨有限元模型进行分析，发现每增加2°胫骨后倾，胫骨前内侧区域平均Von Mises应变仅增加约3%，认为改变胫骨后倾角度对近端胫骨前内侧皮质骨应变影响不大。Small等^[36]使用第4代复合材料制作的胫骨近端模型，同样使用Oxford假体，分析不同后倾角度对近端胫骨应变的影响，发现与胫骨假体5°后倾相比，胫骨前倾 5°时近端胫骨前内侧应变最高可增加40%，而当胫骨假体

从5°后倾增加至10°后倾时，近端胫骨后内侧区域应变最高可增加80%。本研究发现，对于活动平台单髁假体，以3°后倾为参考，发现9°及11°后倾显著增加近端胫骨后内侧皮质Von Mises应力，而3°前倾显著增加前内侧皮质Von Mises应力，与Simpson等^[35]研究结果相似，故认为应避免9°及大于9°后倾，同时应避免胫骨假体前倾放置。

由于应力遮挡效应，松质骨较皮质骨而言承担较少载荷。松质骨应力和应变过大可使胫骨假体的无菌性松动加速。Sawatari等^[37]对仅含近端胫骨的固定平台UKA模型行有限元分析，发现0°后倾时胫骨松质骨应力最小，而5°、10°后倾松质骨应力及胫骨平台表面屈服区域依次增大，故认为应避免过度后倾以减小骨应力。本研究发现胫骨后倾角度的增大易引起平台截骨面松质骨应力的后移，并增加胫骨后侧松质骨的应力，从而增加胫骨假体后方松动和移位的风险，与Sawatari的研究结果相一致。

本研究结果与相关的临床研究具有较强的一致性。Hernigou等^[38]对99例固定平台UKA行平均16年的随访，17例因胫骨假体松动而翻修，发现该17例UKA的胫骨后倾明显大于无松动组，认为过度的后倾导致胫骨的过度前移，从而引发了假体松动，并发现增加胫骨后倾并没有增加膝关节的活动度，故推荐胫骨后倾合理角度为3°-7°之间。Aleto等^[39]对13例因内侧胫骨平台塌陷而行翻修的全聚乙烯胫骨假体UKA行研究发现，后侧胫骨平台塌陷的后倾角度平均为12.8°，而前方胫骨平台塌陷的后倾角度平均为4.8°，表明过度后倾易导致后方平台塌陷，骨量丢失严重，显著增加翻修的难度。

此外，既往文献所建模型均较为简单，多只包含单纯胫骨模型，内外侧间室施加载荷方式多为自定义比例方式，与实际情况相差较远，故多数研究未对外侧间室载荷变化情况进行分析。而本研究采用由股骨参考点施加轴向载荷方式，较为自然的模拟了UKA术后单腿站立相的负重^[29]，分析了外侧间室的载荷分布，发现随着后倾角度增大，外侧间室载荷及软骨接触应力也逐渐增大。根据Hadley等^[40]研究结果，慢性的关节软骨接触应力大于2 MPa即可导致软骨的不可逆损伤。故可推论UKA术中后倾角度增大可增加外侧间室软骨退变的风险，导致骨关节炎进展加快，从而引起UKA术后的早期失败。本研究以3°后倾为参考，发现9°及11°后倾显著增加外侧间室软骨接触应力，故认为应避免9°及大于9°后倾。

然而除了影响骨结构的应力之外，UKA术后胫骨假体后倾对前交叉韧带的应力及膝关节运动学改变也有较多影响，成为影响UKA假体长期生存率的重要因素。目前文献中研究结论不一。Suero等^[41]利用尸体实验对前交叉韧带缺失的固定平台UKA行运动学分析，发现当增加胫骨平台后倾时，明显增加胫骨前移，而当减少后倾时，可使胫骨前移减少到与前交叉韧带正常时UKA的相同水平。而Weber等^[42]对活动平台UKA行体外实验研究显示，增加胫骨后倾可减少衬垫与胫骨假体之间位移，从而减少衬垫后方磨损，并认为增加后倾可增加着地相的稳定性。本研究没有对UKA术后前交叉韧带的应力及膝关节的运动学进行研究，是本研究的不足之处，有待在进一步研究中完善。

本研究还有一些其他局限性：由单一志愿者的CT和MRI扫描获取影像学数据，所重建膝关节模型可能只反映个人情况，降低了其推广性；对胫骨只简单区分了皮质骨和松质骨，并为简化模型，将皮质骨、松质骨及半月板均视为各向同性弹性材料，没有模拟出实际情况中上述结构的复杂材料属性；只对UKA模型行静态垂直载荷下分析，且只模拟了膝关节伸直情况，没有更多的模拟实际步态周期中膝关节的运动和载荷情况，将来应进一步完善不同后倾的UKA模型在各种屈曲角度，及在各种内外翻及内外旋力矩、前后抽屉作用力下的有限元分析。

总之，本研究在国内外学者相关研究的基础之上，采用了较为先进的影像学重建技术和建模方法，基于经过验证的正常膝关节模型构建了不同胫骨假体后倾角度的UKA模型，模型新颖、包含结构完善，施加载荷合理，分析了后倾对骨应力、内外侧间室载荷分布及接触应力的影响，发现过度后倾可明显增加胫骨后内侧皮质骨及松质骨应力，使胫骨平台后内侧塌陷风险增高，且增加了外侧间室的载荷和软骨应力，使外侧间室骨关节炎进展风险增加，而前倾时使前内侧皮质应力明显增高，认为活动平台UKA术中胫骨假体0°-7°后倾较为合理。
中国组织工程研究杂志出版内容重点：人工关节；骨植入物；脊柱；骨折；内固定；数字化骨科；组织工程