全髖關節(jié)假體設計演變

人工全髖關節(jié)設計

演變趨勢沈萬祥假體界面設計髖關節(jié)假體力學環(huán)境受力復雜：承受拉力、壓力、扭轉和界面剪切力以及反復疲勞、磨損每年要承受100~300萬次循環(huán)的體重負荷髖關節(jié)假體性能生物組織相容性：髖關節(jié)假體材料不能對周圍組織產(chǎn)生毒副作用，組織對植入材料無排斥反應

髖關節(jié)假體力學環(huán)境生物力學相容性：髖關節(jié)假體材料的彈性模量、強度和韌性與人的皮質(zhì)骨相匹配，在負載情況下，髖關節(jié)假體與所接觸的組織所發(fā)生的形變要彼此協(xié)調(diào)，并且植入期假體材料與周圍的骨組織結合良好，不發(fā)生松動和下沉髖關節(jié)假體性能生物摩擦學性能抗腐蝕、耐疲勞性能要求假體材料在人體環(huán)境中經(jīng)受化學腐蝕和電化學腐蝕而不失效，在人體循環(huán)應力作用下不損傷。金屬-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屬頭配伍（MOP），以后這一配伍成為THR中的金標準MOP磨損率目前使用最多的假體設計：51%美國2006（112095）線性磨損率0.25mm/年容積性磨損率MOP磨損率球頭直徑增大導致大線性磨損率增加的原因在于：關節(jié)活動出現(xiàn)更長的滑行距離；較大直徑球頭時關節(jié)表面積的增加加大了容積性磨損率MOP磨損率采用22mm直徑球頭的THA，術后20年內(nèi)的PE線性磨損率為每年0·1mm，容積性磨損率為每年40mm3.28mm球頭的THA術后10年內(nèi)的PE線性磨損率就達每年0·12mm，容積性磨損率為每年70mm3.兩者相差有統(tǒng)計學意義28mm與32mm球頭對PE磨損的差異，結果也是一樣。粘性磨損機制兩種硬度不同的材料之間發(fā)生，周期性單一軸向運動中出現(xiàn)拉伸、擠壓，產(chǎn)生纖細的拉升纖維，形成碎屑。因運動過程中聚乙烯表面分子排列的方向性，越是單向，材料的延展性越強，粘性磨損越嚴重。聚乙烯磨損顆粒（產(chǎn)生原因）多向摩擦微接觸下疲勞磨損聚乙烯退變表面裂紋聚乙烯顆粒導致骨溶解各種磨損微粒誘發(fā)炎癥反應，致假體周圍骨溶解，最后出現(xiàn)假體松動。雖然所有的磨損微粒都可以促發(fā)炎癥反應，但聚乙烯的磨損是微粒的主要來源。超過5年的中心臨床研究顯示：骨溶解發(fā)生率為18%金屬-高交聯(lián)聚乙烯1999：highlycross-lingkedpolyethlene線性磨損率：0·01mm/年容積磨損率（40·3~156mm3/年）平均98·5最高磨損率出現(xiàn)在大直徑股骨頭（40mm）配伍組合中金屬-高交聯(lián)聚乙烯輻射交聯(lián)和離子注入等表面處理技術，改變聚乙烯的表面分子結構、物理和化學特性，達到提高抗磨損性能和生物力學相容性的目的高交聯(lián)聚乙烯應用于髖關節(jié)假體后，磨損率顯著降低，磨損率與26,28,32,36,40mm股骨頭直徑之間無明顯統(tǒng)計學正相關關系金屬-高交聯(lián)聚乙烯高交聯(lián)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，研究表明粘性磨損通過高交聯(lián)聚乙烯可以降低60-90%臨床隨訪20年的結果，能夠保持80%的生存率E-beamCCCCCHHHHHHHHHH

HCCCHHHHHCCHHHHfreeradicalsCCCCCHHHHHHHHHCCCCCHHHHHHHHH陶瓷頭對聚乙烯陶瓷-聚乙烯平均容積磨損率28mm3/年平均線性磨損率0·034mm/年相對于金屬對聚乙烯承重面磨損下降50%10年生存率95%20年生存率79%陶瓷對陶瓷1970年Boutin將氧化鋁陶瓷應用于髖關節(jié)置換術，至今臨床使用時間40年。Piconi及Maccuro于1985年首次報道了zirconia陶瓷頭的使用至今，zirconia陶瓷頭已經(jīng)在臨床使用超過350000例。Zirconia是一種生物惰性材料，體內(nèi)外是嚴均證明了它優(yōu)越的生物相容性。ModularCeramicLinerDesignSandwichdesignTaperlockdesignwithpolyethyleneorwithmetalbackedceramictaperangleapprox.5°

(1stgeneration)

taperangleapprox.18°

(2ndgeneration)優(yōu)點硬度高，耐磨性能好線性磨損率0·025-10μm/年生物惰性顆粒致炎作用顯著降低，降低骨溶解（骨溶解率小于1%）避免金屬離子釋放問題

陶瓷假體碎裂14%2006美國（112095）陶瓷仍具有易碎、斷裂強度和抗張強度低的問題假體破裂發(fā)生率為0·04金屬對金屬承重面上世紀70年代，由于當時材料抗磨損性能差、磨屑顆粒導致的骨溶解以極高松動率，脫位、金屬離子污染等原因使得第一代髖關節(jié)表面置換假體被放棄當代金屬對金屬假體的摩擦面可以產(chǎn)生液膜潤滑和低磨損，這是MOM復興的一個重要因素金屬對金屬界面的研究MOM早期失敗原因：是假體材料、假體設計、假體工藝有明顯缺陷90年代中期發(fā)生質(zhì)變材料鈷鉻鉬合金最優(yōu)配比matasul系列高碳鍛造鈷鉻合金FirstGenerationMetal-on-MetalBearingsG.K.McKee19651966M.E.Müller金屬對金屬大直徑股骨頭金屬對金屬大直徑骨頭線性磨損率為5um/年，容積性磨損率為0.114mm3/年，遠低于金屬-聚乙烯（55~110mm3/年）和陶瓷-聚乙烯（40~50mm3/年）關節(jié)，具有良好的抗磨性能無聚乙烯磨損顆粒，顯著降低骨溶解率界面金屬組成改良在鈷鉻合金中增加碳元素含量低碳0·05-0·08%高碳0·20-0·25%高碳的鈷鉻合金擁有更高的抗磨損能力金屬表面處理金屬表面加工越光滑越能提高潤滑度，降低磨損顯著降低磨損的金屬表面MOM界面與“陶瓷對陶瓷”界面被公認為同時代最優(yōu)秀的抗磨損材料加速磨損期穩(wěn)態(tài)磨損期金屬對聚乙烯500um/年“金屬對金屬”5um/年“陶瓷對陶瓷”3·9um/年大直徑頭設計改變磨損方式在“邊界潤滑”、“液體潤滑”、“混合潤滑”三種關節(jié)面接觸方式的容積性磨損比較中，“邊界潤滑”的磨損指標比“液體薄膜潤滑”高12倍。大直徑頭設計改變磨損方式“金屬大頭髖”由于股骨頭直徑、臼杯的內(nèi)直徑均比傳統(tǒng)全髖增大，“頭臼”關節(jié)面之間可形成“液體薄膜潤滑”，因此人工關節(jié)的磨損率顯著降低。大直徑頭設計提高活動范圍“金屬大頭髖”由于沒有了內(nèi)襯結構，金屬臼杯比傳統(tǒng)臼杯總厚度降低，臼杯內(nèi)徑增大相匹配的金屬股骨頭直徑增大（可與解剖股骨頭直徑相同）大直徑頭設計降低髖臼變形傳統(tǒng)的全髖置換手術中，金屬杯放置的方式是用打擊器固定在金屬杯的球面中心點進行打擊；當金屬杯被打擊嵌入骨組織時，金屬杯邊緣會產(chǎn)生一定程度變形，變形會使金屬杯與臼襯、金屬杯與骨界面間隙產(chǎn)生影響，從而會增加假體間磨損程度。大直徑頭設計降低髖臼變形“金屬大頭髖”的金屬臼杯是單層，沒有中心點，打擊器為特殊的“吸附盤”，“吸附盤”邊緣與臼杯邊緣是整體吻合，金屬臼杯中心沒有單獨受力點，打擊吸附支架時作用力平均傳導到臼杯整個邊緣大直徑頭設計降低髖臼變形髖臼邊緣變形，局部磨損方式變?yōu)檫吔鐫櫥?，摩擦率顯著升高臼杯緣不產(chǎn)生變形，從而使得臼杯球形關節(jié)面均勻、“頭臼”間隙均勻、“液體薄膜潤滑”作用不受影響，假體間低磨損率保持不變大直徑頭設計提高活動范圍頭直徑與頸直徑比值增大，髖關節(jié)假體最大活動范圍增大，“金屬大頭髖”的設計活動范圍可達141~156度，明顯大于傳統(tǒng)髖關節(jié)假體活動范圍。大直徑頭設計降低假體脫位脫位距離與臼杯關節(jié)面匹配的股骨頭球面最高點至移出髖臼邊緣連線的距離增大大直徑頭設計降低假體脫位股骨頭中心點與關節(jié)緣撬撥脫位的距離（跳躍距離）；“金屬大頭髖”中臼杯內(nèi)徑增大、股骨頭直徑增大，發(fā)生脫位的“跳躍距離”顯著增大。這種假體結構上的差異使“金屬大頭髖”術后關節(jié)活動的穩(wěn)定性明顯增加、脫位發(fā)生率明顯下降、股骨頭與臼緣撞擊明顯減少髖臼組件臼杯應有足夠的厚度，不至于在體內(nèi)過度變形記住這并不是具有彈性的臼杯！臼杯是一體化而非組合式！!需警惕的問題金屬離子濃聚金屬過敏介導免疫反應金屬腎毒性金屬致畸尚需更多監(jiān)測和深入研究血液和尿液中金屬離子含量多中心研究報告顯示紅細胞鈷水平相比MOP升高11倍尿液中鈷水平相比MOP升高34倍尿液中鉻水平相比MOP升高28倍育齡期女性患者金屬對金屬假體運用于育齡婦女，理論上可能和基因誘變或畸變有關，但是目前還沒有確切的由于這種影響而出現(xiàn)缺陷的嬰幼兒病例出現(xiàn)，目前已專門有研究進行這方面的探索。育齡期女性患者Ziaeeetal證實了以前的報道—鈷和鉻