引用本文： 卜鵬飛, 李川, 李軍, 朱敏. 踝關節假體發展及臨床應用. 中國修復重建外科雜志, 2019, 33(11): 1370-1373. doi: 10.7507/1002-1892.201902014 復制
踝關節作為人體承重關節，不僅有支撐身體的作用，還能與足部其他關節一起分散各種扭轉應力，參與完成各種運動。與髖、膝關節炎不同，踝關節炎主要是創傷或慢性踝關節不穩等導致。我國終末期踝關節炎的治療主要以踝關節融合為主，融合后踝關節喪失了屈伸功能，影響患者步態及部分日常生活。相較于踝關節融合，踝關節置換則保留了踝關節功能，能改善患者術后步態。但目前踝關節假體發展仍不成熟，踝關節置換術后假體松動率高、生存率低，仍需進一步研究改進。現對人工踝關節假體研究進展作一綜述。
1 踝關節解剖結構
踝關節由脛骨遠端、腓骨遠端及距骨組成，包括下脛腓、距腓及脛距關節 3 個關節。下脛腓穩定性由下脛腓前韌帶、下脛腓后韌帶、下脛腓橫韌帶及骨間韌帶維持，腓骨可以在脛骨腓切跡內旋轉以及在踝關節背伸時向近端移位[1-3]。
踝關節穩定性分為骨性穩定結構和韌帶穩定結構兩部分[4]。有學者把距骨描述成一個水平放置的去頂圓錐體，尖端朝向內側、底部朝向外側[5]；與此相適應，脛骨軟骨面呈內窄外寬梯形，距骨“放置”于脛腓骨組成的踝穴內，此為骨性穩定結構。另外，距骨體前寬后窄，在踝關節背伸時，距骨前部進入踝穴，骨性穩定提高。
踝關節韌帶穩定結構由內、外側韌帶組成，內側主要為三角韌帶，主要功能是阻止距骨外翻和距骨前移；外側韌帶主要有距腓前韌帶、跟腓韌帶和距腓后韌帶[6]。外側韌帶纖維長度大于內側韌帶纖維長度，因此踝關節外側面關節旋轉范圍大于內側面，與距骨關節面內低外高和水平面上的弧度相適應。因為踝關節外側穩定性依賴于韌帶走行方向，且 3 個外側韌帶呈扇形分布[7]，其穩定性隨踝關節屈伸位置而變化，所以踝關節外側穩定性較內側差，當距腓前韌帶和跟腓韌帶均不在腓骨縱軸線上時會出現一段“空白期”，在此“空白期”踝關節外側穩定性最差，在距骨內翻時最容易發生扭傷。
2 踝關節生物力學與假體設計理念
基于踝關節解剖結構特點，其生物力學較為復雜。踝關節屈伸時，同時存在內翻和旋轉。另外，因為距骨軟骨面前后曲率不同，踝關節跖屈時距骨相對脛骨向前滑動，背伸時距骨向后滑動，所以踝關節瞬時旋轉中心不在一個點，而是由一連串旋轉中心組成，為關節面的滑動和滾動相結合[8]。為了簡化研究，學者們常將踝關節旋轉軸線由通過腓骨和脛骨尖端的直線來代替，該直線與脛骨解剖軸呈 82°，在冠狀面上外旋 20～30°，呈后下象限向內上象限走行。因為該斜行的旋轉軸線，在非負重狀態下踝關節背伸時足相對于脛骨外旋，跖屈時足相對于脛骨內旋；而在負重時足固定于地面，脛骨相對足部屈伸時發生內旋和外旋。
基于上述生物力學規律，踝關節假體在設計時必須考慮到多軸聯動的特點，即在屈伸時能兼顧內外翻、旋轉及滑動，同時也有利于減少剪切應力。此外，踝關節的解剖結構和生物力學特點使其在運動載荷下的運動作用遠遠大于靜止負重狀態下的作用，即踝關節是為了適應人體在負重狀態下的運動，而非單純承重，因此出現了踝關節假體的 “運動載荷”設計理念。
3 踝關節假體歷史沿革
踝關節假體發展已有近 50 年歷史，與髖、膝關節假體相比，踝關節假體發展相對緩慢[9]。踝關節假體發展大致分為 3 個階段，第 1 代假體出現于 20 世紀 70 年代，首個全踝關節假體由 Smith 設計，后來陸續出現了 Mayo 假體、Newton 假體等[10-12]。第 1 代假體均為骨水泥固定，分為限制型和非限制型假體。這一代假體在設計時未考慮踝關節生物力學特點，所以大部分為單軸關節。骨水泥固定的穩定性和假體組件之間的活動性互相矛盾，在行走和運動時來自各個方向的巨大剪切力導致術后假體過早松動、下沉等，最終患者踝關節疼痛復發 [9]。Kitaoka 等[13]報道了 204 例采用 Mayo 假體行初次人工全踝關節置換術患者，術后假體 5、10、15 年生存率分別為 79%、65%、61%。由于術后并發癥較高，第 1 代踝關節假體使用 8～10 年后基本淘汰。
因為第 1 代假體松動率高，人們在假體與骨的固定方面進行了改進，出現了第 2 代假體。代表性假體有 Mayo 改進假體、TPR 假體、Waugh 假體，主要特征為骨水泥固定、兩件套或 3 件套、限制型設計以及不銹鋼材料制備等[14]。但是在該階段對踝關節生物力學和運動特點的研究不夠深入，第 2 代假體也無類似踝關節多軸運動特點，所以仍然存在術后假體松動率較高和踝關節疼痛的問題。有研究報道，TPR 假體術后 2 年失敗率高達 42%[14]；同樣，其他第 2 代假體效果也不盡如人意[13]。
隨著材料科學發展、手術輔助工具設計改進，以及對踝關節生物力學研究的深入，尤其是對踝關節在運動載荷下受力、運動軌跡等的研究，進而發現了踝關節的多軸運動特點，第 3 代假體應運而生。該假體由既往單一運動軸向多軸發展；固定方式由骨水泥固定逐漸轉變為生物型固定，使術中截骨量減少；半限制型、基本為三件套設計，但有活動襯墊和固定襯墊之分。因為在脛骨側組件和襯墊之間存在一個活動面，使得術后各種扭轉應力得以分散，加之生物型固定，術后假體松動率明顯降低。Kofoed[15]報道第 3 代假體術后療效較第 2 代假體明顯提高。
4 第 3 代代表性假體
目前，第 3 代代表性踝關節假體包括德國 Link 公司的北歐型假體（STAR 假體）、美國 Wright 公司 Inbone Ⅱ假體、意大利與牛津大學合作研制的 BOX 假體等。
4.1 STAR 假體
STAR 假體最大優勢是解決了踝關節在屈伸運動中的關節面滾動問題。該假體是美國食品藥品監督管理局（FDA）目前唯一批準在美國應用的活動襯墊型踝關節假體，也是世界上應用最多、相關研究數據最多的假體。該假體為三件套，其設計特點為脛骨側組件為扁平狀，上支撐面有兩個平行設置的棒狀固定桿與脛骨截骨面相固定，中間滑動襯墊上接觸面為扁平狀與脛骨組件相對，該設計允許兩者在橫斷面上相互旋轉，也可以前后、左右滑動；滑動襯墊下接觸面與距骨假體呈馬鞍狀接觸，可以前后滑動，在馬鞍狀溝槽中又有鰭狀物限制內、外翻，這種設計使得聚乙烯襯墊可以在脛骨假體與距骨假體之間自由活動，既允許有限的跖屈、背伸，又保持了橫斷面上的內旋、外旋，還嚴格限制了冠狀面上的內、外翻活動；同時，在運動過程中上、下兩個關節面的活動組合使得運動軸不斷變化，應力得到分散，該假體在骨接觸面采用涂層處理，使得術后假體松動率明顯降低。Wood 等[16]使用 STAR 假體對 200 例患者行人工全踝關節置換術，假體 10 年生存率高達 80.3%。Kerkhoff 等[17]對 134 例 STAR 假體置換患者進行隨訪，假體 10 年生存率為 78%。Kofoed [15]對 25 例 STAR 假體置換患者隨訪，假體 10 年生存率為 95%。2011 年，Mann 等[18]首次報道了美國 STAR 假體置換患者長期隨訪結果，生存率約為 91%。
STAR 假體距骨組件未按距骨解剖形態設計，假體內、外側曲面的曲率相同，所以置換后患者跖屈踝關節時假體部件之間會出現內翻，導致踝關節外側韌帶張力增加，內側假體鏈間壓力增加，在冠狀面上形成張力帶效應，即“內壓外拉”現象，使踝關節處于內翻狀態；長期內、外側應力不平衡會導致超高分子聚乙烯襯墊脛骨側過度磨損和踝關節外側韌帶疲勞，這是該假體設計的一個缺點。另外，該假體脛骨側組件與襯墊之間的平面設計，雖然有效解決了踝關節屈伸運動中的關節面滾動問題，但是在踝關節內、外翻時該平面不能有效分散應力，導致聚乙烯襯墊邊緣應力過大，這也是該假體設計的最大缺點。Wood 等[16]報道置換術后 0.5% 患者出現了假體邊緣載荷，其中 5 例患者最終行踝關節融合，2 例在二次手術矯正力線后恢復正常，1 例出現襯墊斷裂。
4.2 Inbone Ⅱ假體
InboneⅡ假體是首個采用髓內定位和假體固定的人工踝關節系統，其設計原理由髖、膝關節置換技術引申而來。該假體由三件套組成，為固定襯墊型設計，術前可根據 CT 三維重建結果進行精準計劃，配合特殊髓內定位裝置達到術中精確截骨和安裝假體；模塊化設計增加了脛骨側假體髓內固定長度，骨接觸面采用微孔設計加涂層處理，術后假體能獲得即時穩定性。該假體設計不足之處為術中髓內定位和安裝脛骨側假體時，需要從足底經跟骨、距骨至脛骨鉆入 1 枚導針，產生一直徑為 6 mm 的孔洞。該孔洞間接導致部分患者術中發生距骨骨折、術后出現足底疼痛，甚至術后關節液經孔洞流入距骨，形成骨囊腫或竇道。另外，由于安裝假體時需要大量截骨，所以該假體更適用于翻修手術。
目前關于 Inbone Ⅱ假體相關研究報道有限，2011 年 Devries 等[19]報道了 5 例 Agility 人工踝關節置換失敗后行 InboneⅡ假體翻修患者，2 例因感染導致翻修失敗，其中 1 例行小腿截肢、1 例行脛距跟融合。因此，他們提出踝關節翻修技術要求較高，應準確把握適應證。另外，在踝關節置換后的翻修手術中，因骨量少，對假體要求較高，所以 Schuberth 等[20]認為 InboneⅡ假體因其較長的脛骨柄假體和寬大的距骨底座，適用于踝關節置換后的翻修手術。
4.3 Hintegra 假體
類似于 STAR 假體，Hintegra 假體也是由 3 個可活動的組件構成。與 STAR 假體不同的是，該假體脛骨側組件的上支撐面無棒狀固定物，取而代之的是組件前緣設計的垂直凸緣，利用螺釘固定，在距骨側組件前緣也有類似設計；另外距骨組件和襯墊之間不依靠距骨假體背側的鰭狀突出限制內、外翻，而是在距骨假體兩側設計突出的高邊來限制襯墊發生內、外滑動[21]。Hintermann 等[22]報道了 122 例 Hintegra 假體置換患者，經平均隨訪 18.9 個月，假體存留率為 93.4%，患者滿意率為 84%，4 例需翻修手術。2009 年，Hintermann 等[23]報道了 28 例共 30 個踝關節采用 Hintegra 假體行初次踝關節置換患者，術后 36 個月隨訪結果提示 AOFAS 評分由術前 34.1 分提升至術后 70.6 分。Hintegra 假體置換術后翻修最常見原因是溝槽撞擊，聚乙烯斷裂和磨損相對少見，溝槽撞擊與距骨側假體壁的尺寸和體積有關，可以在術中行腓骨內側面切除或者縮小距骨假體尺寸避免 [24]。
5 展望
長期以來，踝關節融合術一直被認為是治療終末期踝關節炎的“金標準”。但是，踝關節置換可以重建踝關節功能，在保留踝關節功能上更有優勢，因此近年來臨床開始關注踝關節置換術。有研究表明，相比于踝關節融合術，踝關節置換患者術后患者跛行減少、步態周期更正常[25-26]。從踝關節假體的發展趨勢來看，趨同化的設計越來越多，減少截骨、生物學固定、三件套設計、運動載荷、多軸聯動等都是踝關節假體設計的基礎理念。今后，新型踝關節假體的核心設計理念將集中在減少截骨量、改進生物型骨接觸面以利于骨長入等方面。
未來，在踝關節假體應該從以下幾個方面進行改進和提高[27]。① 繼續加強對人踝關節的認識和研究，更加深入了解踝關節生物力學特點，研究踝關節運動力學和運動軌跡，借此提高假體的設計。② 加強對制備踝關節假體新材料的研究，以期在骨長入誘導、輕便性以及組織相容性等方面獲得突破。③ 在假體配套工具的設計上做到更精準，精準定位、精準截骨、精準安裝假體，這也是間接提高踝關節置換成功率的有效方法。
作者貢獻：卜鵬飛負責查閱文獻及撰寫文章，李川對文章寫作給予建議和指導，李軍和朱敏修改文章。
利益沖突：所有作者聲明，在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突。
踝關節作為人體承重關節，不僅有支撐身體的作用，還能與足部其他關節一起分散各種扭轉應力，參與完成各種運動。與髖、膝關節炎不同，踝關節炎主要是創傷或慢性踝關節不穩等導致。我國終末期踝關節炎的治療主要以踝關節融合為主，融合后踝關節喪失了屈伸功能，影響患者步態及部分日常生活。相較于踝關節融合，踝關節置換則保留了踝關節功能，能改善患者術后步態。但目前踝關節假體發展仍不成熟，踝關節置換術后假體松動率高、生存率低，仍需進一步研究改進。現對人工踝關節假體研究進展作一綜述。
1 踝關節解剖結構
踝關節由脛骨遠端、腓骨遠端及距骨組成，包括下脛腓、距腓及脛距關節 3 個關節。下脛腓穩定性由下脛腓前韌帶、下脛腓后韌帶、下脛腓橫韌帶及骨間韌帶維持，腓骨可以在脛骨腓切跡內旋轉以及在踝關節背伸時向近端移位[1-3]。
踝關節穩定性分為骨性穩定結構和韌帶穩定結構兩部分[4]。有學者把距骨描述成一個水平放置的去頂圓錐體，尖端朝向內側、底部朝向外側[5]；與此相適應，脛骨軟骨面呈內窄外寬梯形，距骨“放置”于脛腓骨組成的踝穴內，此為骨性穩定結構。另外，距骨體前寬后窄，在踝關節背伸時，距骨前部進入踝穴，骨性穩定提高。
踝關節韌帶穩定結構由內、外側韌帶組成，內側主要為三角韌帶，主要功能是阻止距骨外翻和距骨前移；外側韌帶主要有距腓前韌帶、跟腓韌帶和距腓后韌帶[6]。外側韌帶纖維長度大于內側韌帶纖維長度，因此踝關節外側面關節旋轉范圍大于內側面，與距骨關節面內低外高和水平面上的弧度相適應。因為踝關節外側穩定性依賴于韌帶走行方向，且 3 個外側韌帶呈扇形分布[7]，其穩定性隨踝關節屈伸位置而變化，所以踝關節外側穩定性較內側差，當距腓前韌帶和跟腓韌帶均不在腓骨縱軸線上時會出現一段“空白期”，在此“空白期”踝關節外側穩定性最差，在距骨內翻時最容易發生扭傷。
2 踝關節生物力學與假體設計理念
基于踝關節解剖結構特點，其生物力學較為復雜。踝關節屈伸時，同時存在內翻和旋轉。另外，因為距骨軟骨面前后曲率不同，踝關節跖屈時距骨相對脛骨向前滑動，背伸時距骨向后滑動，所以踝關節瞬時旋轉中心不在一個點，而是由一連串旋轉中心組成，為關節面的滑動和滾動相結合[8]。為了簡化研究，學者們常將踝關節旋轉軸線由通過腓骨和脛骨尖端的直線來代替，該直線與脛骨解剖軸呈 82°，在冠狀面上外旋 20～30°，呈后下象限向內上象限走行。因為該斜行的旋轉軸線，在非負重狀態下踝關節背伸時足相對于脛骨外旋，跖屈時足相對于脛骨內旋；而在負重時足固定于地面，脛骨相對足部屈伸時發生內旋和外旋。
基于上述生物力學規律，踝關節假體在設計時必須考慮到多軸聯動的特點，即在屈伸時能兼顧內外翻、旋轉及滑動，同時也有利于減少剪切應力。此外，踝關節的解剖結構和生物力學特點使其在運動載荷下的運動作用遠遠大于靜止負重狀態下的作用，即踝關節是為了適應人體在負重狀態下的運動，而非單純承重，因此出現了踝關節假體的 “運動載荷”設計理念。
3 踝關節假體歷史沿革
踝關節假體發展已有近 50 年歷史，與髖、膝關節假體相比，踝關節假體發展相對緩慢[9]。踝關節假體發展大致分為 3 個階段，第 1 代假體出現于 20 世紀 70 年代，首個全踝關節假體由 Smith 設計，后來陸續出現了 Mayo 假體、Newton 假體等[10-12]。第 1 代假體均為骨水泥固定，分為限制型和非限制型假體。這一代假體在設計時未考慮踝關節生物力學特點，所以大部分為單軸關節。骨水泥固定的穩定性和假體組件之間的活動性互相矛盾，在行走和運動時來自各個方向的巨大剪切力導致術后假體過早松動、下沉等，最終患者踝關節疼痛復發 [9]。Kitaoka 等[13]報道了 204 例采用 Mayo 假體行初次人工全踝關節置換術患者，術后假體 5、10、15 年生存率分別為 79%、65%、61%。由于術后并發癥較高，第 1 代踝關節假體使用 8～10 年后基本淘汰。
因為第 1 代假體松動率高，人們在假體與骨的固定方面進行了改進，出現了第 2 代假體。代表性假體有 Mayo 改進假體、TPR 假體、Waugh 假體，主要特征為骨水泥固定、兩件套或 3 件套、限制型設計以及不銹鋼材料制備等[14]。但是在該階段對踝關節生物力學和運動特點的研究不夠深入，第 2 代假體也無類似踝關節多軸運動特點，所以仍然存在術后假體松動率較高和踝關節疼痛的問題。有研究報道，TPR 假體術后 2 年失敗率高達 42%[14]；同樣，其他第 2 代假體效果也不盡如人意[13]。
隨著材料科學發展、手術輔助工具設計改進，以及對踝關節生物力學研究的深入，尤其是對踝關節在運動載荷下受力、運動軌跡等的研究，進而發現了踝關節的多軸運動特點，第 3 代假體應運而生。該假體由既往單一運動軸向多軸發展；固定方式由骨水泥固定逐漸轉變為生物型固定，使術中截骨量減少；半限制型、基本為三件套設計，但有活動襯墊和固定襯墊之分。因為在脛骨側組件和襯墊之間存在一個活動面，使得術后各種扭轉應力得以分散，加之生物型固定，術后假體松動率明顯降低。Kofoed[15]報道第 3 代假體術后療效較第 2 代假體明顯提高。
4 第 3 代代表性假體
目前，第 3 代代表性踝關節假體包括德國 Link 公司的北歐型假體（STAR 假體）、美國 Wright 公司 Inbone Ⅱ假體、意大利與牛津大學合作研制的 BOX 假體等。
4.1 STAR 假體
STAR 假體最大優勢是解決了踝關節在屈伸運動中的關節面滾動問題。該假體是美國食品藥品監督管理局（FDA）目前唯一批準在美國應用的活動襯墊型踝關節假體，也是世界上應用最多、相關研究數據最多的假體。該假體為三件套，其設計特點為脛骨側組件為扁平狀，上支撐面有兩個平行設置的棒狀固定桿與脛骨截骨面相固定，中間滑動襯墊上接觸面為扁平狀與脛骨組件相對，該設計允許兩者在橫斷面上相互旋轉，也可以前后、左右滑動；滑動襯墊下接觸面與距骨假體呈馬鞍狀接觸，可以前后滑動，在馬鞍狀溝槽中又有鰭狀物限制內、外翻，這種設計使得聚乙烯襯墊可以在脛骨假體與距骨假體之間自由活動，既允許有限的跖屈、背伸，又保持了橫斷面上的內旋、外旋，還嚴格限制了冠狀面上的內、外翻活動；同時，在運動過程中上、下兩個關節面的活動組合使得運動軸不斷變化，應力得到分散，該假體在骨接觸面采用涂層處理，使得術后假體松動率明顯降低。Wood 等[16]使用 STAR 假體對 200 例患者行人工全踝關節置換術，假體 10 年生存率高達 80.3%。Kerkhoff 等[17]對 134 例 STAR 假體置換患者進行隨訪，假體 10 年生存率為 78%。Kofoed [15]對 25 例 STAR 假體置換患者隨訪，假體 10 年生存率為 95%。2011 年，Mann 等[18]首次報道了美國 STAR 假體置換患者長期隨訪結果，生存率約為 91%。
STAR 假體距骨組件未按距骨解剖形態設計，假體內、外側曲面的曲率相同，所以置換后患者跖屈踝關節時假體部件之間會出現內翻，導致踝關節外側韌帶張力增加，內側假體鏈間壓力增加，在冠狀面上形成張力帶效應，即“內壓外拉”現象，使踝關節處于內翻狀態；長期內、外側應力不平衡會導致超高分子聚乙烯襯墊脛骨側過度磨損和踝關節外側韌帶疲勞，這是該假體設計的一個缺點。另外，該假體脛骨側組件與襯墊之間的平面設計，雖然有效解決了踝關節屈伸運動中的關節面滾動問題，但是在踝關節內、外翻時該平面不能有效分散應力，導致聚乙烯襯墊邊緣應力過大，這也是該假體設計的最大缺點。Wood 等[16]報道置換術后 0.5% 患者出現了假體邊緣載荷，其中 5 例患者最終行踝關節融合，2 例在二次手術矯正力線后恢復正常，1 例出現襯墊斷裂。
4.2 Inbone Ⅱ假體
InboneⅡ假體是首個采用髓內定位和假體固定的人工踝關節系統，其設計原理由髖、膝關節置換技術引申而來。該假體由三件套組成，為固定襯墊型設計，術前可根據 CT 三維重建結果進行精準計劃，配合特殊髓內定位裝置達到術中精確截骨和安裝假體；模塊化設計增加了脛骨側假體髓內固定長度，骨接觸面采用微孔設計加涂層處理，術后假體能獲得即時穩定性。該假體設計不足之處為術中髓內定位和安裝脛骨側假體時，需要從足底經跟骨、距骨至脛骨鉆入 1 枚導針，產生一直徑為 6 mm 的孔洞。該孔洞間接導致部分患者術中發生距骨骨折、術后出現足底疼痛，甚至術后關節液經孔洞流入距骨，形成骨囊腫或竇道。另外，由于安裝假體時需要大量截骨，所以該假體更適用于翻修手術。
目前關于 Inbone Ⅱ假體相關研究報道有限，2011 年 Devries 等[19]報道了 5 例 Agility 人工踝關節置換失敗后行 InboneⅡ假體翻修患者，2 例因感染導致翻修失敗，其中 1 例行小腿截肢、1 例行脛距跟融合。因此，他們提出踝關節翻修技術要求較高，應準確把握適應證。另外，在踝關節置換后的翻修手術中，因骨量少，對假體要求較高，所以 Schuberth 等[20]認為 InboneⅡ假體因其較長的脛骨柄假體和寬大的距骨底座，適用于踝關節置換后的翻修手術。
4.3 Hintegra 假體
類似于 STAR 假體，Hintegra 假體也是由 3 個可活動的組件構成。與 STAR 假體不同的是，該假體脛骨側組件的上支撐面無棒狀固定物，取而代之的是組件前緣設計的垂直凸緣，利用螺釘固定，在距骨側組件前緣也有類似設計；另外距骨組件和襯墊之間不依靠距骨假體背側的鰭狀突出限制內、外翻，而是在距骨假體兩側設計突出的高邊來限制襯墊發生內、外滑動[21]。Hintermann 等[22]報道了 122 例 Hintegra 假體置換患者，經平均隨訪 18.9 個月，假體存留率為 93.4%，患者滿意率為 84%，4 例需翻修手術。2009 年，Hintermann 等[23]報道了 28 例共 30 個踝關節采用 Hintegra 假體行初次踝關節置換患者，術后 36 個月隨訪結果提示 AOFAS 評分由術前 34.1 分提升至術后 70.6 分。Hintegra 假體置換術后翻修最常見原因是溝槽撞擊，聚乙烯斷裂和磨損相對少見，溝槽撞擊與距骨側假體壁的尺寸和體積有關，可以在術中行腓骨內側面切除或者縮小距骨假體尺寸避免 [24]。
5 展望
長期以來，踝關節融合術一直被認為是治療終末期踝關節炎的“金標準”。但是，踝關節置換可以重建踝關節功能，在保留踝關節功能上更有優勢，因此近年來臨床開始關注踝關節置換術。有研究表明，相比于踝關節融合術，踝關節置換患者術后患者跛行減少、步態周期更正常[25-26]。從踝關節假體的發展趨勢來看，趨同化的設計越來越多，減少截骨、生物學固定、三件套設計、運動載荷、多軸聯動等都是踝關節假體設計的基礎理念。今后，新型踝關節假體的核心設計理念將集中在減少截骨量、改進生物型骨接觸面以利于骨長入等方面。
未來，在踝關節假體應該從以下幾個方面進行改進和提高[27]。① 繼續加強對人踝關節的認識和研究，更加深入了解踝關節生物力學特點，研究踝關節運動力學和運動軌跡，借此提高假體的設計。② 加強對制備踝關節假體新材料的研究，以期在骨長入誘導、輕便性以及組織相容性等方面獲得突破。③ 在假體配套工具的設計上做到更精準，精準定位、精準截骨、精準安裝假體，這也是間接提高踝關節置換成功率的有效方法。
作者貢獻：卜鵬飛負責查閱文獻及撰寫文章，李川對文章寫作給予建議和指導，李軍和朱敏修改文章。
利益沖突：所有作者聲明，在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突。