后稳定型全膝关节假体的骨肌多体动力学研究

Abstract

Posterior-stabilized total knee prostheses have been widely used in orthopedic clinical treatment of knee osteoarthritis, but the patients and surgeons are still troubled by the complications, for example severe wear and fracture of the post, as well as prosthetic loosening. Understanding the in vivo biomechanics of knee prostheses will aid in the decrease of postoperative prosthetic revision and patient dissatisfaction. Therefore, six different designs of posterior-stabilized total knee prostheses were used to establish the musculoskeletal multibody dynamics models of total knee arthroplasty respectively, and the biomechanical differences of six posterior-stabilized total knee prostheses were investigated under three simulated physiological activities: walking, right turn and squatting. The results showed that the post contact forces of PFC Sigma and Scorpio NGR prostheses were larger during walking, turning right, and squatting, which may increase the risk of the fracture and wear as well as the early loosening. The post design of Gemini SL prosthesis was more conductive to the knee internal-external rotation and avoided the edge contact and wear. The lower conformity design in sagittal plane and the later post-cam engagement resulted in the larger anterior-posterior translation. This study provides a theoretical support for guiding surgeon selection, improving posterior-stabilized prosthetic design and reducing the prosthetic failure.

引言

自从20世纪70年代中期以来，各种各样的后稳定型全膝关节假体产品被开发和应用于膝关节的初次置换和翻修手术^[1]。立柱-凸轮机构是后稳定型全膝关节假体的显著设计特征，该特征替代患者的后交叉韧带功能，有利于限制股骨相对于胫骨的前后平移运动^[2]，避免股骨髁的异常向前滚动^[3-4]，产生更接近自然的膝关节运动^[5]，并防止膝关节屈曲活动时胫骨向后的半脱位^[6]。但是，胫骨衬垫立柱的磨损、变形和破坏^[3,6-7]等失效问题制约了全膝关节置换手术的发展，显著影响了患者术后的满意度。同时，虽然后稳定型全膝关节假体作为和后交叉韧带保留型全膝关节假体一样流行的产品^[8]，但和后者相比，后稳定型全膝关节假体的15年生存率仅为77%^[9]，膝关节置换后的翻修风险高达45%^[10]。全膝关节假体的设计是影响全膝关节置换术后临床问题的重要因素。因此，研究和了解后稳定型全膝关节假体在人体内工作时的生物力学性能对改善假体设计和减少假体临床失效问题具有重要的指导意义和现实需求。

前人针对后稳定型全膝关节假体的立柱-凸轮设计对体内膝关节运动学的影响开展了大量研究^[11-17]，而对立柱-凸轮设计的接触力学研究较少^[2,6]。Fitzpatrick等^[2]模拟分析了8种后稳定型全膝关节假体产品的胫骨衬垫立柱在人体下蹲活动中的接触应力。Watanabe等^[6]比较了膝关节深屈曲情况下圆形立柱-凸轮设计与方形立柱-凸轮设计中胫骨衬垫立柱的接触应力。Huang等^[18]发现曲面对曲面的立柱-凸轮设计有利于减少胫骨部件立柱上的应力集中。综上所述，前人仅对下蹲和膝关节深屈曲活动下的立柱-凸轮设计特征进行了研究，尚未同时考虑平地行走、下蹲和右转步态等基础、常见的生理活动，不同后稳定型全膝关节假体在不同生理活动下的生物力学性能还有待研究。

此外，骨肌系统的多体动力学模型已被广泛应用于临床医学领域^[19]。前人在评估全膝关节假体的接触力学和关节运动时采用了传统的局部有限元建模分析方法^[2,6,18,20]，没有考虑人体下肢的骨骼肌肉系统，也忽略了膝关节假体设计对关节受力和运动的影响。现在，全膝关节置换的下肢骨肌多体动力学建模方法的发展为在体生物力学环境下评估膝关节假体性能提供了有效手段。国外，Mizu-Uchi等^[21]基于LifeMOD软件、Smith等^[22]基于SIMM+ SD/Fast软件、Kia等^[23]基于ADAMS软件、Kebbach等^[24]基于SIMPACK+Simulink软件、Marra等^[25]基于Anybody软件分别开发了全膝关节置换的骨肌多体动力学模型。国内，本团队^[26]和李宏伟等^[27]基于Anybody软件、崔伟玲等^[28]和刘佳耕等^[29]基于OpenSim软件也分别开发了全膝关节置换的骨肌多体动力学模型。然而，到目前为止，不同生理活动下基于下肢骨肌多体动力学建模方法的不同后稳定型全膝关节假体的生物力学性能尚未对比研究。

本文基于前期已建立和验证的个体化全膝关节置换的下肢骨肌多体动力学建模框架^[26]，针对6种临床使用的后稳定型全膝关节假体建立了相应的骨肌多体动力学模型，在模拟患者步态行走、下蹲和右转生理活动下，对比研究不同后稳定型全膝关节假体的生物力学差异，以期为临床后稳定型全膝关节假体的选择和优化设计提供参考依据。

1. 材料和方法

基于骨肌多体动力学建模软件Anybody（版本6.3）和第五届“Grand Challenge Competition to Predict In Vivo Knee Loads”大赛项目（https://simtk.org/home/kneeloads）开源的一名男性患者（身高180 cm，体重75 kg）的计算机断层扫描（computed tomography，CT）数据和站立、走路、右转以及下蹲运动测量数据，本文利用已验证的个体化全膝关节置换的下肢骨肌多体动力学建模框架^[26]，针对逆向反求建模获得的6种不同后稳定型膝关节假体构建了相应的全膝关节置换的下肢骨肌多体动力学模型，并模拟了患者行走、下蹲和右转3种日常生理活动。这6种不同后稳定型全膝关节假体分别是Attune（DePuy，美国）、PFC Sigma（DePuy，美国）、Gemini SL（Link，德国）、Genesis II（Smith&Nephew，英国）、Scorpio NGR（Stryker，美国）、NexGen LPS-Flex（Zimmer，美国）（见图1）。

图 1.

Six different designs of posterior-stabilized total knee prostheses

6种不同的后稳定型全膝关节假体设计

1.1. 全膝关节置换的骨肌多体动力学建模

本文基于Anybody软件提供的人体通用模型（AnyBody Managed Model Repository，版本1.6.2），通过模型缩放、肌肉募集优化、关节置换、接触建模、韧带建模建立全膝关节置换的骨肌多体动力学模型。通用人体骨骼肌肉模型是基于“Twente Lower Extremity Model （TLEM）”^[30]人体测量数据库建立的，模型体节包括头骨、躯干、盆骨、股骨、髌骨、胫骨、距骨和脚，相邻体节之间通过关节连接并实现运动约束。人体模型仅考虑了下肢160个肌肉束以减少计算时间，每根肌肉通过起始点和插入点附着在骨头表面，通过曲面包裹来模拟肌肉的作用路径。

利用大赛提供的这名男性患者的下肢CT数据，通过Mimics软件（版本17，Materialise NV，比利时）反求建模获得股骨和胫骨的三维几何模型。通过Geomagic studio软件（版本12，Geomagic，美国）提取通用模型和患者股骨和胫骨几何表面的解剖特征点坐标，采用个体化骨缩放方法^[25]将通用模型的股骨和胫骨几何形状缩放成个体化患者的骨几何形状。除通用模型股骨和胫骨以外的其他骨几何，根据患者的身高、体重、站立时的运动学标记位置，采用长度-质量-脂肪比例缩放定律进行缩放。在骨几何形状缩放过程中，通用模型的肌肉和韧带附着点随着骨几何表面形状的变形而实现线性个体化调整^[31]。每个肌肉的强度计算考虑了肌肉的生理横截面积及其系数27 N/cm²。膝关节屈肌和伸肌还考虑了35%的肌肉强度衰减以模拟膝关节置换手术对周围软组织造成的松弛影响^[25]。

骨肌模型包括很多肌肉单元，这些肌肉单元的数目大于模型自由度的数目，肌肉募集时就会产生冗余问题。Anybody将逆动力学分析中求解肌肉募集问题转变成了一个最小优化问题。此外，骨肌模型中的肌肉有一个比较宽的起始和插入面，因此很多肌肉被分成很多肌肉束。肌肉的这样一个细分会影响肌肉力和关节反作用力的评估^[32]。因此，本文引入了一个基于肌肉体积的加权系数V_i，以此来解释细分和非细分肌肉间力的分配。新的肌肉募集准则优化方程如下：

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式中：G(f ^(M)) 为优化的目标函数，M为肌肉，f ^(M) 为肌肉力，n^(M) 为肌肉数目，f_i^(M) 为第i个肌肉力，C 为所有未知力的系数矩阵，f 为由肌肉力和关节反作用力组成的未知力矩阵，d为外力、惯性力等约束矩阵。对于细分的肌肉，V_i 是每束肌肉单元的体积占该肌肉体积的一个分数比例。

在骨科医生的指导下，对缩放后的骨肌模型进行膝关节截骨模拟。依据患者股骨远端内外宽度尺寸，选用了宽度一致的6种不同后稳定型全膝关节假体模型，然后分别以STL格式导入骨肌模型，对原有简化的膝关节模型进行置换，分别针对不同假体建立全膝关节置换的骨肌模型（见图2）。所有假体依据临床手术要求安装，膝关节假体的关节线采用了同一位置。对于置换后的膝关节，股骨部件、胫骨托盘和髌骨部件分别与股骨、胫骨和髌骨刚性固定约束，胫骨衬垫与胫骨托盘刚性固定约束。基于Anybody FDK（force-dependent kinematics）方法^[25-26]，将骨肌模型的股骨胫骨关节定义为6个自由度关节，股骨髌骨关节定义为5个自由度关节，连接髌骨和胫骨肌腱的刚性约束使得股骨髌骨关节丧失了1个自由度。

图 2.

Musculoskeletal model of total knee arthroplasty

全膝关节置换的骨肌模型

在股骨部件表面与胫骨衬垫内侧、外侧和立柱表面间建立了3个接触对，股骨部件表面与髌骨部件表面间建立了1个接触对。基于弹性基理论建立了4个柔性接触模型，利用线性力-渗透体积定律［见式(4)］通过计算接触面几何所有三角网格顶点的接触分力之和来分别计算相应接触面的接触力。三角网格顶点的接触分力（F_i）与相应渗透体积（V_i）的关系定义为

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式中，P_V为材料参数接触压力模量，可以通过式(5)计算获得。p_i和d_i是接触压力和渗透深度，A_i是单位接触面积。胫骨衬垫是非线性超高分子量聚乙烯材料，v和h是超高分子量聚乙烯材料的泊松比和胫骨衬垫厚度，ε_o=0.059 7，P_o=18.4 MPa，n=3，基于先前的研究^[33]，接触压力模量P_V定义为1.24e11 N/m³。

膝关节置换后的关节稳定性是由关节周围肌肉力和韧带力及关节接触力平衡实现。为了稳定膝关节，在胫股骨关节和髌股骨关节周围建立了韧带模型（见图2），具体包括膝关节内侧旁系韧带、外侧旁系韧带、后内侧韧带和内、外侧髌骨韧带。通过定义韧带作用时包裹在人工膝关节假体和骨骼表面来模拟韧带作用路径。所有韧带采用分段力-位移相对关系的非线性弹性单元来模拟韧带的解剖学功能束，如下：

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式中，f为作用力，k为韧带刚度，ɛ_l为非线性应变参数0.03，ɛ为韧带在力作用下的应变，L为韧带长度。L_o为韧带零载荷长度，主要取决于韧带的初始长度L_r和参考应变ɛ_r，韧带材料参数来自文献[34]。

1.2. 行走、右转、下蹲运动的动力学仿真

将运动测量实验获得的行走、右转以及下蹲运动的C3D数据，分别导入全膝关节置换的骨肌模型，建立人体实验采集Marker荧光标记点和骨肌模型虚拟Marker标记点的对应关系，通过逆向运动学分析驱动骨肌模型模拟人体行走、右转和下蹲运动，分析不同生理活动下各体节的位置、速度和加速度变化信息以及关节的运动角度。

将行走、右转以及下蹲运动测量实验时获得的足底反作用力数据导入骨肌模型，结合上述逆向运动学分析获得的体节位置、速度和加速度变化信息以及关节运动角度，通过逆向动力学分析驱动骨肌模型进行行走、右转、下蹲运动的动力学仿真（见图3），求解肌肉募集优化函数，同时计算胫骨衬垫内侧和外侧接触力，衬垫立柱接触力以及屈曲伸展运动、内外旋转运动和前后平移运动范围。

图 3.

Simulation of walking, right-turning and squatting

行走、右转、下蹲模拟

2. 结果

行走、右转和下蹲生理活动下胫骨衬垫立柱的接触受力呈现出不同情况（如图4所示）。在行走步态中，PFC Sigma和Scorpio NGR假体的立柱承受了较大的接触力，Gemini SL假体的立柱承受了较小的接触力，PFC Sigma假体立柱的最大接触力为351 N。在右转步态中，PFC Sigma和Scorpio NGR假体的立柱同样承受了较大的接触力，PFC Sigma假体立柱的最大接触力为182 N。和行走步态相比，右转步态中Gemini SL假体的立柱不受力。Attune和NexGen LPS-Flex假体的立柱在整个行走步态和右转步态周期内都不受力。Genesis II的立柱仅在行走步态和右转步态的摆动相承受较小的接触力。在下蹲活动中，随着膝关节屈曲角度的增大，膝关节假体立柱的接触力也随之增大。不同的是，PFC Sigma、Scorpio NGR和Genesis II假体从屈膝运动开始立柱和凸轮就发生了接触，而Gemini SL、Attune和NexGen LPS-Flex假体的立柱分别在下蹲周期43%、62%和80%时才发生立柱和凸轮接触。在下蹲屈膝90°时，Scorpio NGR、Genesis II、Gemini SL、PFC Sigma、NexGen LPS-Flex和Attune假体的最大接触力依次是796、561、468、451、234、203 N。

图 4.

Post contact forces of six knee prostheses under walking, right-turning and squatting simulation

6种膝关节假体在行走、右转和下蹲模拟下的立柱接触力

行走、右转和下蹲生理活动下膝关节的接触受力情况如图5所示。在行走步态和右转步态站立相，Gemini SL和Scorpio NGR假体的内外侧关节接触力显著不同，Gemini SL假体的内侧关节接触力较大，外侧接触力较小，而Scorpio NGR假体的内外侧关节接触力情况刚好相反。Attune、Genesis II和NexGen LPS-Flex假体的内侧关节接触力在站立相周期内相近。在行走步态和右转步态的摆动相，NexGen LPS-Flex假体承受的内侧关节接触力较大而Genesis II假体承受的内侧关节接触力较小。在行走步态和右转步态站立相，膝关节总接触力受假体设计差异影响较小。在下蹲活动过程中，6种膝关节假体的内侧关节接触力呈现较大差异，外侧关节接触力在膝关节屈膝角度超过50°后呈现较大差异，其中PFC Sigma、Attune和Genesis II假体的内侧关节接触力相近。Scorpio NGR假体在膝关节屈膝0～50°过程中内侧关节接触力较大，而在屈膝50～90°过程中内侧关节接触力较小。PFC Sigma假体在膝关节屈膝角度超过50°后外侧关节承载较大。在下蹲膝关节屈膝角度超过50°后，6种膝关节假体中Scorpio NGR假体承载了较小的关节总接触力，而PFC Sigma假体承载了较大的关节总接触力。此外，对比行走步态，人体在右转步态中内侧关节接触力较小，外侧关节接触力较大，最大关节总接触力相当于行走步态最大关节总接触力的85.7%。

图 5.

Medial, lateral and total knee contact forces of six knee prostheses under walking, right-turning and squatting simulation

6种膝关节假体在行走、右转和下蹲模拟下的膝关节内侧、外侧和总接触力

行走、右转和下蹲生理活动下膝关节的屈曲伸展运动、内外旋转运动和前后平移运动情况如图6所示。膝关节的屈曲伸展运动在三种生理活动下基本不受膝关节假体差异的影响。膝关节内外旋转运动和前后平移运动受膝关节假体关节面设计和立柱凸轮设计的影响较大。在行走步态中，PFC Sigma假体获得的内外旋转运动范围较小（−0.6～1.4°），Scorpio NGR假体获得的前后平移运动范围较小（−0.6～1.4 mm），而NexGen LPS-Flex假体获得的前后平移运动范围较大（−2.3～5.3 mm）。在右转步态中，Genesis II和Gemini SL假体获得的内外旋转运动范围较大，分别为−1.8～5.7°和−1.3～5.3°；NexGen LPS-Flex、Genesis II和Gemini SL假体获得的前后平移运动范围较大，分别为−2.6～4.6 mm、−2.3～4.2 mm和−3.7～3.6 mm。在下蹲活动中，Gemini SL假体获得的内外旋转运动范围较大（−5.1～4.5°），NexGen LPS-Flex获得的前后平移运动范围较大（−0.3～7.6 mm）。在行走步态、右转步态和下蹲运动过程中，Genesis II假体的前后平移运动呈现了和其他假体不同的趋势。

图 6.

Flexion-extension rotation, internal-external rotation and anterior-posterior translation of six knee prostheses under walking, right- turning and squatting simulation

6种膝关节假体在行走、右转和下蹲模拟下的屈曲伸展、内外旋转和前后平移运动

3. 讨论

立柱-凸轮设计是后稳定型全膝关节假体的典型结构特征，立柱-凸轮设计的变化不仅与生理活动下立柱的受力密切相关，还影响着膝关节的关节运动功能。同时，膝关节假体关节面的设计变化使得后稳定型全膝关节假体的生物力学差异更加复杂。本文借助全膝关节置换的骨肌多体动力学建模方法，在人体日常生活中典型的平地行走步态、右转步态和下蹲运动的动力学条件下，对比研究了6种临床使用的后稳定型全膝关节假体在体内的受力和运动情况，全面评估和理解这些假体的接触力学和运动学，为临床后稳定型全膝关节假体的选择和优化设计提供了参考依据。

立柱-凸轮设计的目的是引导和限制膝关节运动，因此胫骨衬垫的立柱应避免承载。立柱承受接触力不仅会导致立柱的磨损和断裂，还会引发胫骨托盘固定界面的松动问题。然而，本文发现PFC Sigma和Scorpio NGR假体在行走步态和右转步态中立柱承受了较大的接触力，可能与立柱-凸轮的边沿接触有关，这大大增加了立柱磨损断裂和假体松动的风险。前人的研究已表明方形的立柱设计比圆形的立柱设计更容易产生边沿接触，更容易产生应力集中导致较大的受力^[6]。PFC Sigma假体就是采用方形的立柱设计，不仅极大地限制了关节活动，还导致出现较大的接触力。在下蹲屈膝过程中立柱的受力情况与行走步态、右转步态过程不同，前人的研究仅考虑下蹲屈膝条件来评估设计性能，不能全面理解产品的性能和功能。在下蹲屈膝过程中，Scorpio NGR假体的立柱承受了最大的接触力，其次是Genesis II假体。Akasaki等^[35]通过实验也发现Scorpio NGR假体在屈膝90°时的立柱受力明显比PFC Sigma假体的受力大，图4结果不仅再次证实这一点，同时还表明在行走步态和右转步态中，Scorpio NGR假体的立柱受力明显也比PFC Sigma假体的受力大。这两种假体立柱的受力差异不仅受立柱-凸轮设计的影响，还受到立柱与股骨部件髁间结构设计的影响，在行走步态和右转步态中立柱和股骨部件髁间结构发生了接触。

后稳定型全膝关节假体的内外侧接触力和总接触力变化主要与假体的关节面设计有关，关节面设计的差异主要影响的是内外侧接触力分布的变化^[36]。在行走步态和右转步态的站立相，6种膝关节假体中Gemini SL假体的内侧关节接触力较大，外侧接触力较小，而Scorpio NGR假体的内外侧关节接触力情况刚好相反。站立相膝关节内外侧关节接触力的变化主要取决于假体矢状面的匹配度设计以及股骨远端半径的大小。然而，在行走步态和右转步态的摆动相，6种膝关节假体中NexGen LPS-Flex假体的内侧关节接触力较大，Genesis II假体的内侧关节接触力较小。这些差异主要来自股骨后髁屈膝30～60°接触部分的后髁半径设计。而股骨后髁屈膝大于60°接触部分的后髁半径设计差异在屈膝角度超过60°的下蹲活动中更加明显。如图1所示，6种膝关节假体的股骨后髁采用了不同的单半径或多半径设计策略，这是造成深度屈膝情况下膝关节接触力变化的重要原因。

立柱-凸轮设计变化与膝关节运动学密切相关^[13-14]，螺旋状的立柱设计更有利于在弓步和跪姿情况下获得生理的胫骨内旋运动^[14]。Gemini SL假体就采用了螺旋状的立柱设计，获得了较好的内外旋转活动功能。6种假体产品中，Gemini SL和Genesis II假体立柱-凸轮采用了曲面对曲面的设计，同时后面和侧面连接平滑。曲面对曲面的立柱-凸轮设计有利于获得更好的膝关节内外旋转功能^[37]。虽然Scorpio NGR和Attune假体立柱后面的曲面设计使其在行走步态中也获得了较大的内外旋转运动范围，但是由于这两种假体的立柱后面和侧面存在边沿而非曲面过渡设计，从而导致在右转步态中它们的内外旋转运动范围与方形立柱设计相似，小于Gemini SL和Genesis II假体。PFC Sigma假体的立柱设计极大地限制了膝关节的内外旋转功能，在行走步态、右转步态和下蹲活动中膝关节的内外旋转运动范围在6种假体中最小。

膝关节的前后平移运动和内外旋转运动在人体负重活动中高度依赖于胫骨衬垫的几何设计^[11]。结合图4和图6发现，较早的立柱-凸轮碰面接触设计限制了膝关节的前后平移运动，PFC Sigma和Scorpio NGR假体的胫骨衬垫立柱和股骨部件的凸轮以及髁间结构接触，限制了膝关节前后平移的范围，胫骨衬垫前侧较高的边沿设置也起到了一定限制作用。图4和图6的结果再一次表明了膝关节的前后平移运动与衬垫内外侧关节面设计的关系^[1]，膝关节假体内外侧关节面在矢状面较低的匹配度设计导致了较大的前后平移运动范围^[34]。Gemini SL、Genesis II和NexGen LPS-Flex假体的胫骨衬垫关节面在矢状面采用了较大的曲率半径，较平的关节面设计让假体获得了较大的前后平移运动范围。其中Genesis II假体的前后平移运动呈现了和其他假体不一样的趋势，主要原因是该假体不仅采用了较平的关节面设计，同时胫骨衬垫前侧边沿采用了较低的设计，关节面接触点设计偏前侧，而传统的关节面接触点设计位于胫骨衬垫前后长度的2/3处以优化膝关节伸展机制^[11]，上述这些有别于其他假体的几何设计导致了不一样的运动趋势。对于胫骨后倾角较大的患者，立柱-凸轮设计和关节面匹配度设计应当限制股骨的向前滑移运动，否则会加剧股骨的向前滑移运动而产生矢状面的胫骨衬垫校准问题^[38]。

本文仍存在一些局限性。首先，CT数据无法获取准确的肌肉解剖信息，本文下肢肌肉模型的附着点是根据骨缩放变形而近似调整的，所以肌肉模型的精确建模及其对结果的影响应当在未来的工作中加以明确。其次，受实验数据限制，当前模型仅考虑了行走、右转和下蹲三个典型运动，且仅考虑了一个患者的运动数据。膝关节假体的运动学高度依赖于人体的日常活动^[39]，所以膝关节假体设计应考虑更多的生理活动和不同患者走路姿态的差异。立柱-凸轮的接触机制受到患者步态活动、肌肉和关节因素的影响^[11]。第三，受当前软件和方法的限制，本文未考虑关节接触面的摩擦系数。此外，本文考虑的6种后稳定型全膝关节假体除了立柱-凸轮设计存在差异外，关节面设计也存在差异，所以研究结果也受到了关节面设计的影响。同时，置换手术中选择不同假体尺寸所带来的影响也未被考虑。因此，本文仅反映了目前后稳定型全膝关节假体产品的动力学差异，最优的后稳定型全膝关节假体设计方案需要在未来的工作中同时考虑立柱-凸轮设计与关节面设计的参数变化来确定。

4. 结论

本文采用全膝关节置换的骨肌多体动力学建模方法，对比研究了6种临床使用的后稳定型全膝关节假体的生物力学性能。6种膝关节假体在走路、右转和下蹲活动中呈现了不同的力学性能和运动功能，这表明膝关节假体的研发应考虑更多的日常生理活动条件。PFC Sigma和Scorpio NGR假体在行走步态和右转步态中胫骨衬垫立柱承受了较大的接触力，这两种假体的磨损和松动风险较大。衬垫立柱后面与侧面的非曲面平滑设计会限制膝关节的内外旋转运动，6种假体中Gemini SL的螺旋型立柱设计更有利于膝关节的内外旋转运动和避免了立柱边沿接触磨损。后稳定型全膝关节假体的前后平移运动同时受到立柱-凸轮设计和内外侧关节面匹配度设计的影响，矢状面较低的关节面匹配度设计和较晚的立柱-凸轮相遇接触设计将导致较大的前后平移运动。国产后稳定型的全膝关节假体设计可以借鉴这些产品的生物力学结果进行优化，设计出符合国人特征的假体。

重要声明

利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。

作者贡献声明：靳忠民和陈瑱贤构思并设计了研究方案，陈瑱贤和张志峰执行了建模仿真和撰写论文，高永昌、张静、郭磊和靳忠民讨论并修改了论文。

Funding Statement

国家自然科学基金（11902048，52035012）；陕西省自然科学基金（2022JQ-529，2022JM-254）；内蒙古自治区自然科学基金（2020MS08144）；长安大学中央高校基本科研业务费专项资金（300102252106）

The National Natural Science Foundation of China; The Natural Science Foundation of Shaanxi Province of China; The Natural Science Foundation of Inner Mongolia Autonomous Region of China; The Fundamental Research Funds for the Central Universities, CHD