全髋关节假体设计演变概要.ppt

人工全髋关节设计演变趋势 沈万祥 假体界面设计 髋关节假体力学环境 受力复杂：承受拉力、压力、扭转和界面剪切力以及反复疲劳、磨损 每年要承受100~300万次循环的体重负荷 髋关节假体性能 生物组织相容性：髋关节假体材料不能对周围组织产生毒副作用，组织对植入材料无排斥反应 髋关节假体力学环境 生物力学相容性：髋关节假体材料的弹性模量、强度和韧性与人的皮质骨相匹配，在负载情况下，髋关节假体与所接触的组织所发生的形变要彼此协调，并且植入期假体材料与周围的骨组织结合良好，不发生松动和下沉 髋关节假体性能 生物摩擦学性能 抗腐蚀、耐疲劳性能要求假体材料在人体环境中经受化学腐蚀和电化学腐蚀而不失效，在人体循环应力作用下不损伤。 金属-超高分子量聚乙烯界面 1962年charnley首先使用超高分子聚乙烯和金属头配伍（MOP），以后这一配伍成为THR中的金标准 MOP磨损率 目前使用最多的假体设计：51% 美国 2006 （112095） 线性磨损率 0.25mm/年 容积性磨损率 MOP磨损率 球头直径增大导致大线性磨损率增加的原因在于：关节活动出现更长的滑行距离；较大直径球头时关节表面积的增加加大了容积性磨损率 MOP磨损率 采用22mm直径球头的THA，术后20年内的PE线性磨损率为每年0·1mm，容积性磨损率为每年40mm3.28mm球头的THA术后10年内的PE线性磨损率就达每年0·12mm，容积性磨损率为每年70mm3.两者相差有统计学意义 28mm与32mm球头对PE磨损的差异，结果也是一样。 粘性磨损机制 两种硬度不同的材料之间发生，周期性单一轴向运动中出现拉伸、挤压，产生纤细的拉升纤维，形成碎屑。因运动过程中聚乙烯表面分子排列的方向性，越是单向，材料的延展性越强，粘性磨损越严重。 聚乙烯磨损颗粒（产生原因） 多向摩擦 微接触下疲劳磨损 聚乙烯退变 表面裂纹 聚乙烯颗粒导致骨溶解 各种磨损微粒诱发炎症反应，致假体周围骨溶解，最后出现假体松动。虽然所有的磨损微粒都可以促发炎症反应，但聚乙烯的磨损是微粒的主要来源。 超过5年的中心临床研究显示：骨溶解发生率为18% 金属-高交联聚乙烯 1999： highly cross-lingked polyethlene 线性磨损率： 0·01mm/年 容积磨损率 （40·3~156mm3/年）平均98·5 最高磨损率出现在大直径股骨头（40mm）配伍组合中 金属-高交联聚乙烯 辐射交联和离子注入等表面处理技术，改变聚乙烯的表面分子结构、物理和化学特性，达到提高抗磨损性能和生物力学相容性的目的 高交联聚乙烯应用于髋关节假体后，磨损率显著降低，磨损率与26,28,32,36,40mm股骨头直径之间无明显统计学正相关关系 金属-高交联聚乙烯 高交联就是改善表面分子排列的方向性，分子排列更加多向，降低延展性，研究表明粘性磨损通过高交联聚乙烯可以降低60-90% 临床随访20年的结果，能够保持80%的生存率 陶瓷头对聚乙烯 陶瓷-聚乙烯 平均容积磨损率28 mm3/年 平均线性磨损率 0·034mm/年 相对于金属对聚乙烯承重面磨损下降50% 10年生存率 95% 20年生存率 79% 陶瓷对陶瓷 1970年Boutin将氧化铝陶瓷应用于髋关节置换术，至今临床使用时间40年。 Piconi及Maccuro于1985年首次报道了zirconia陶瓷头的使用至今， zirconia陶瓷头已经在临床使用超过350000例。 Zirconia是一种生物惰性材料，体内外是严均证明了它优越的生物相容性。 Modular Ceramic Liner Design 优点 硬度高，耐磨性能好 线性磨损率0·025-10μm/年 生物惰性 颗粒致炎作用显著降低，降低骨溶解（骨溶解率小于1%） 避免金属离子释放问题 陶瓷假体碎裂 14% 2006 美国 （112095） 陶瓷仍具有易碎、断裂强度和抗张强度低的问题 假体破裂发生率为0·04 金属对金属承重面 上世纪70年代，由于当时材料抗磨损性能差、磨屑颗粒导致的骨溶解以极高松动率，脱位、金属离子污染等原因使得第一代髋关节表面置换假体被放弃 当代金属对金属假体的摩擦面可以产生液膜润滑和低磨损，这是MOM复兴的一个重要因素 金属对金属界面的研究 MOM 早期失败原因：是假体材料、假体设计、假体工艺有明显缺陷 90年代中期发生质变 材料 钴铬钼合金 最优配比 matasul系列 高碳锻造钴铬合金 First G