下载文档原格式
跟台笔记股骨柄假体的设计和临床选择股骨柄临床成功的重要因素：设计理念，假体材料和表面处理。
非骨水泥股骨柄假体的设计非骨水泥股骨柄材料：钛合金，钴铬钼合金，不锈钢。
材料之间的性能比对：◆生物相容性比对：钛合金>钴铬钼合金>不锈钢◆弹性模量与骨的接近度对比：钛合金>钴铬钼合金/不锈钢◆耐腐蚀性能比对：钛合金>钴铬钼合金>不锈钢◆机械性能比对：钴铬钼合金>钛合金>不锈钢◆价格对比：钴铬钼合金>钛合金>不锈钢◆加工难度对比：钴铬钼合金>钛合金>不锈钢非骨水泥股骨柄经典设计：方型柄，圆形柄，锥形柄，解剖柄，组配柄。
非骨水泥股骨柄初期稳定的部位：非骨水泥股骨柄远期稳定的实现：骨长上（粗糙表面），骨长入（多孔表面）。
骨长入理论：75-100um血管开始长入；100-150um有矿物质填充；150-200um孔内形成骨单元，孔径大于400um，小于50um不利于骨长入。
非骨水泥柄的选择中的其他考虑：◆假体选择的正确-髓腔评价。
◆型号选择的准确-术前计划。
◆并发症的预见（应力遮挡，大腿疼痛）。
◆颈干角，颈距，颈长，颈高，肢体长度。
骨水泥股骨柄假体的设计骨水泥柄的两种基本设计：骨水泥柄的两种基本设计理念：承载锥型，组合柱型。
骨水泥型假体表面处理：粗糙表面，抛光表面。
股骨柄假体的分类方法骨水泥型：股骨部分和髋臼部分均用骨水泥固定。
非骨水泥型：股骨部分和髋臼部分均不用骨水泥固定（生物固定）。
混合型：髋臼非骨水泥固定，股骨部分骨水泥固定。
四种有代表性的股骨柄：锥形柄，远端填充股骨柄，解剖型股骨柄，组合式股骨柄。
通讯作者:甄平E mail:zhenpingok@Corresponding author:ZHEN Ping E mail:zhenpingok@全髋关节置换术(total hip arthroplasty ,THA )的目的是缓解疼痛、恢复关节活动度和改善功能,同时恢复并重建髋关节正常的生物力学。
手术需要实现以下目标:(1)精确重建股骨近端解剖结构,使得应力分布更加符合生理要求。
(2)最大限度地保留髋关节原有的骨与软组织生理结构,术后关节活动能力更加接近正常功能水平。
(3)最大程度保留骨质,以应对日后面临的翻修问题。
因此,临床上进行初次全髋关节置换时,获得一个良好稳定的髋关节至关重要。
尤其对生物型髋关节置换,要求假体柄与股骨近端髓腔紧密压配以获得即刻初始稳定,在此基础上依靠骨整合长入来实现假体永久稳定性。
因此,假体柄几何形状与股骨髓腔形态的精确匹配尤为重要,应针对不同患者的股骨髓腔形态,术前在假体选择上需要进行周密测量并多角度考虑不同个体的髋关节结构与功能,以实现人工关节的初始与长期稳定性。
1股骨近端髓腔形态不同分型释义正常股骨髓腔解剖形态是从近端向远端逐渐变小呈不规则的类似喇叭状,并在髓腔中上段存在最狭窄处(峡部)。
不同人群的股骨近端髓腔形状可存在明显差异[1-6]。
影响股骨近端髓腔形状的原因包括年龄[5]、性别[7]、种族[8]、生活方式等诸多先天及后天因素[9],其中随着年龄增长所引发的生理性骨质疏松症可导致股骨皮质骨厚度减少且髓腔峡部内径扩大,股骨近端髓腔形态从年轻时的“椭圆形”变成老年人的“圆形”[5,10]。
而强直性脊柱炎、类风湿性关节炎等疾病并发的病理性骨质疏松更可导致股骨髓腔形态发生较大改变[2-3],其中以骨皮质变薄、峡部变宽以及髓腔呈直立烟囱状形态最为常见[4,6]。
经典的股骨近端髓腔形态描述多采用Dorr 等[5]分型,Noble 等[6]对髓腔形态与假体设计与选择的关联性进行了相关研究,通过髓腔开口指数(canal flare index ,CFI )将股骨近端髓腔形态分为3型:香槟杯型(CFI>4.7)、正常型(CFI=3.0~4.7)和烟囱型(CFI<3),并据此指导临床上股骨假体形状及大小的选择。
Wagnercone股骨柄设计原理及手术操作展开全文设计原理Wagner cone锥形假体股骨柄采用钛合金材料加工制成，用于股骨近端区域困难条件时进行生物性固定，例如近端股骨畸形。
假体柄身表面喷砂处理，粗糙微观形貌与其特殊形状设计共同促进骨的大面积附着。
5°角锥状柄横断面为圆形，外科医生可在任何前倾方向放置Wagner cone股骨柄。
柄身有8条脊，其锐利边缘可增加对皮质的固定，提供最佳旋转稳定性。
脊和锥状几何外形更加确保了牢靠的固定。
Wagner cone股骨柄最大限度减少了其它非骨水泥固定系统常见的大腿疼痛发生率。
除提供旋转稳定性外，柄身锐利脊还有利于骨的附着。
临床研究数据表明，在锐利脊处的骨形成和附着效果更佳。
为在股骨距实现对假体的进一步支持，将内侧脊向远端延长，使其透过突起表面达到支持和固定的效果。
柄部侧方脊始于肩部顶端，目的在于确保在粗隆区域拥有最大可能的接触面积。
总之，脊的形状提供了旋转稳定性并且改善了材料与骨生长的效果及结合。
手术操作暴露可采用各种手术路径植入Wagner cone锥形假体股骨柄。
所用特殊途径取决于外科医师的偏好。
本技术适用于后方入路（患者侧卧位图1）图1腿长的判断确立标记点，在分离股骨前进行测量，在完成重建后，比较腿长和股骨偏心距。
通过该项比较进行调整以便使制定的术前计划能够达到预期目的。
有多种测量腿长的方法。
根据手术技术选择最适宜的方法。
股骨颈截骨术根据图2所示手术路径分离股骨。
参照从解剖标记点到术前模板过程中确定的截骨水平间距，确保截骨线的准确性。
在贯穿股骨颈的线上用钢笔标记切除线。
用标记线作为引导，进行股骨颈截骨。
为防止损伤大转子，当锯到达大转子时防止切割。
将锯取下，在股骨颈上方部分完成截骨切割或用一骨刀完成切割。
图2股骨腔的准备随着切口到达近端股骨，从大转子内侧部分和股骨颈侧方部分分离软组织。
必须清楚暴露该区域，才可以正确定位插入股骨扩髓钻的部位（图3）。
股骨柄的设计原则股骨柄设计原则在过去50年里，人们一直在努力恢复患病的髋关节的正常功能并缓解疼痛。
这样就出现了各种各样的髋关节假体。
在评价全髋关节的功能时必须考虑柄的设计特点。
这些特点包括股骨头、股骨颈、颈领以及柄体。
骨水泥型柄的设计理念和注意事项与非骨水泥型的股骨柄不同。
因此，本文分别就骨水泥型和非骨水泥型股骨柄的上中下段设计原则作一综述。
骨水泥固定的股骨柄颈领在所有股骨柄的设计参数中，有无颈领的设计是最有争议的一个。
在骨水泥固定的股骨假体中，设计颈领的初衷是在柄的插入过程中可以对骨水泥进行加压。
结果发现颈领并没有达到预期的目的。
骨水泥型柄的原理是将负荷更合理地传递给近端的股骨和骨水泥，实事上，许多实验和计算机模型研究都表明，带领的股骨柄会将更大的压应力（比较接近正常水平的压应力）传递给内侧股骨距（如图1、图2所示）。
这一效果有利于降低由于应力遮挡造成的股骨近端骨吸收，降低假体上的弯曲应力，降低假体远端骨水泥套层上的应力（如图3所示）。
锥度设计的股骨柄对负荷传递的特点之一是在近端股骨和骨水泥上产生很高的环形应力。
这种环形应力接近于骨水泥套层的极限拉伸强度，但如果柄带有颈领的话，理论上将降低骨水泥套层上的环形应力，关节系统使用起来将会安全的多。
但是，令人担忧的是：1、要想使颈领与股骨紧密配合，在技术上很难达到；2、在手术中做到的颈领与骨的任何接触，都无法在术后保持下去。
即使发生很轻微的骨吸收，也会丧失掉假体柄对应力的合理传导，从而丧失了颈领的作用。
数学模型表明，颈领可以将应力通过骨水泥套层传递到股骨距。
相反，实验室研究却表明，加上轴向负载后，颈领下的骨水泥套层很快碎裂。
但是在临床上，不管是有领或无领骨水泥柄，临床效果都比较好。
股骨柄柄体的设计股骨柄的设计包括柄的几何特点（长度、形态、横截面），材料特性、表面处理。
形态：早期的假体柄一般为弯曲形设计，除了横截面为钻石形的以外，这种弯曲形设计的假体柄已经被淘汰了。
第43卷第11期 2009年11月上海交通大学学报JOU RN AL O F SH AN G HA I JIA OT O N G U N IV ERSIT YVol.43No.11 Nov.2009收稿日期:2008 12 26基金项目:国家自然科学基金重点项目(30530230)作者简介:季文婷(1983 ),女,江苏东台人,博士生,主要研究方向为人体生物力学.王成焘(联系人),男,教授,博士生导师,电话(T el.):021 ********;E mail:trib@.文章编号:1006 2467(2009)11 1803 054种非骨水泥股骨柄假体的初期稳定性比较季文婷1, 陶 凯1, 胡孔足2, 白雪岭1, 王成焘1(1.上海交通大学机械与动力工程学院,上海200240;2.上海交通大学附属第六人民医院骨科,上海200233)摘 要:选取4种不同形态的非骨水泥股骨假体柄为研究对象,通过有限元方法,分析和比较步态和爬楼梯2种载荷下股骨柄与股骨间的相对微动情况.结果发现,假体柄形状的不同对初期稳定性有一定影响,特别是Ribbed 解剖型假体柄与其他3种直柄非解剖型假体柄的微动分布截然不同,其近端的微动小于远端;但其微动值均小于5 m,远小于导致骨纤维化的临界微动值,这一数据为假体临床使用时的稳定性提供了基础.关键词:非骨水泥股骨假体柄;初期稳定性;微动;有限元方法中图分类号:R 319 文献标志码:AEvaluation of the Prim ary Stability for Four Cementless Femoral StemsJ I Wen ting 1, T A O K ai 1, H U K ong z u 2, B AI X ue ling 1, WA N G Cheng tao 1(1.School of M echanical Eng ineer ing,Shanghai Jiaotong University,Shanghai 200240,China;2.Orthopedic Departm ent o f the 6th People s H o spital Affiliated toShang hai Jiaotong U niv ersity ,Shang hai 200233,China)Abstract:Four cem entless stems of differ ent shapes frequently used in China w ere cho sen.T he micromo tions of the interfaces betw een femoral stem and femur for these stems under the g ait and upstairs loadings w ere quantified using finite element metho d.The results sho w that different shapes have som e influences on the prim ar y stability.Especially fo r the ribbed anatom ic femoral stem ,its micro motion in the prox imal is less than that in the distal,w hich is opposite from the other three straig ht shank prostheses.M eanwhile the m icrom otions for the four stems are less than 5 m ,w hich is much less than the threshold value that w ould cause the for matio n of a fibrous tissue layer at the bone implant interface.These values pr ovide a goo d foundatio n fo r the go od prim ar y stabilities of the stems in clinics.Key words:cementless femoral stem;prim ary stability ;m icro motion;finite element m ethod非骨水泥人工髋关节置换术是目前治疗髋关节疾患的有效手术方法,且已取得了前所未有的成功.在非骨水泥人工髋关节置换术中良好的初期稳定性,对于确保手术的短期和长期效果起着极其重要的作用[1].初期稳定性的不足将会导致病人大腿疼痛并最终导致假体的松动.初期稳定性通常用术后髋关节在生理载荷下骨与假体界面间的相对微动量来衡量.与二次稳定性即生物稳定性不同,初期稳定性是在术后初期骨组织的生物适应过程还未完全的情况下测量得到的界面间的相对微动,然而它却影响着假体的生物稳定性,大的界面相对微动量将降低骨长入的概率,同时导致骨 假体界面纤维组织的形成,当其微动量超出一定范围时,原始细胞将向成纤维细胞分化,界面骨组织将由纤维组织替代,这将可能最终导致假体柄的松动和手术失败[1 3].因此,术前对非骨水泥假体所能达到的初期稳定性进行评估有着非常重要的意义.非骨水泥股骨柄假体的初期稳定性研究方法主要有:通过体外的试验测量和通过有限元方法预测.体外试验测量直观但昂贵;有限元方法随着计算机技术的不断发展,被越来越广泛地应用到生物力学领域.Viceco nti等[4]建立了一系列参数化有限元模型,分析不同患者间体重、身高、骨质量及界面间隙的差异对同一非骨水泥股骨柄假体的影响.Kadir 等[1]用有限元模型分析了过盈配合量对股骨柄假体初期稳定性的影响,并指出50 m的过盈配合量足以达到较好的初期固定.Sakai等[2]用有限元方法比较了3种假体的微动量,指出股骨柄假体的外形设计对达到较好的固定非常重要.本文通过有限元方法,分析和比较不同假体柄植入股骨后在步态和爬楼梯2种载荷下股骨柄与股骨间的相对微动情况,观察不同外形设计对假体初期稳定性的影响,为手术和以后的自主设计提供参考.1 建模与方法股骨数据来源于重庆第三军医大学提供的中国可视化人研究项目,遗体捐献者为一男性,年龄35岁,身高170cm,体重65kg[5].在上海交通大学自行开发的软件Cry oSeg mentation中对层切图像进行骨骼轮廓线的建立和提取,得到股骨的线框模型,并保存为通用的IGS文件格式.选取目前全髋关节置换术中4个不同形状的非骨水泥固定型假体为研究对象,分别为:SL PLU S假体柄(PLUS, Sw itzerland)!!!矩形截面、增宽的粗隆翼和股骨距弧设计、双锥形直柄;∀Ribbed解剖型假体柄(LIN K,Germany)!!!解剖型关节柄、表面深沟槽及有领设计;#Versys假体柄(Zimmer,U SA)!!!近端多孔网面,且网面远端至近端有1mm的递增,远端锥形设计,直柄;∃Secur fit H A假体柄(Stryker,USA)!!!前后面梯岭状设计,柄部双楔形设计,直柄.假体的具体大小型号由医生根据股骨大小进行选择确定.对选择好的4个假体分别进行三维扫描,得到相应的ST L格式点云数据,如图1所示.图(a) ~(d)分别代表上述SL PLU S假体柄、Ribbed解剖型假体柄、Ver sys假体柄和Secur fit H A假体柄模型.图1 扫描得到的假体点云数据Fig.1 T he point clo ud data of the four stems将股骨的线框模型及假体的点云数据分别导入逆向工程软件Imag ew are V12(UGS公司)中进行曲面建模,构建股骨和4个假体的几何面模型,如图2所示.根据解剖学和临床医生的指导,对股骨进行截骨,并分别对每个建好的假体模型与股骨进行匹配安装.图2 建立的假体几何面模型F ig.2 T he established sur face mo dels o f the four stems根据安装好的几何模型,在处理软件H y perm esh7.0(Altair公司)中对安装假体后的股骨及安装好的4个假体进行有限元网格的划分及必要的前处理,如接触对、接触面的定义等.由于本文要考查假体和股骨之间的相对微动,为了能够精确地获得相对位移量,网格划分时将假体柄和股骨接触部分的结点位置一一对应.同时,由于在加载力时除了关节接触力,其他外力均直接加载在股骨上,为了保证4个模型加载边界条件的一致,所有模型中股骨外表面的网格完全一致,以保证载荷作用点位置的统一.模型中三维网格均采用C3D10M,它适用于ABAQUS中的接触问题,模型的结点和网格数目见表1.表中,M1~M4分别表征植入SL PLUS假体柄、Ribbed解剖型假体柄、Versys假体柄和Secur fit H A假体柄的股骨模型.安装好的4种假1804上 海 交 通 大 学 学 报第43卷体的有限元网格模型如图3所示.然后,将建立好的有限元模型导入ABAQU S 进行材料属性的赋值、边界条件的加载和接触的定义.表1 模型网格结点数列表Tab.1 Numbers of the nodes and elements of thefinite element models置入假体后股骨单元数结点数假体柄单元数结点数M 122481572059621672M 2318648096193755027M 321558556776532044M 416458448452551458图3 截骨后安装好的4种不同假体的有限元模型Fig.3 T he finite element mo dels for t he fo urstems after femo ral osteotom y由于本文主要考察假体形状对稳定性的影响,为了排除其他因素的影响,模型中骨骼被认为是均质、各向同性和线弹性的,其弹性模量和泊松比分别为15.5GPa 和0.29[2];假体柄采用钛合金材料,其弹性模量和泊松比分别为111GPa 和0.3[2].在ABAQUS 中,采用面 面接触来分析假体与股骨间的接触状态.由于假体柄材料较股骨硬,将假体柄外表面设为主面,股骨内表面设为从面.考虑到假体柄和股骨之间的压配关系,根据文献[1]中对过盈配合量的建议,模型在初始状态设置接触过盈量为50 m,主面和从面间的法向接触允许有渗入;而2个接触表面间切向的滑动摩擦采用库仑摩擦模型,静、动摩擦系数分别设为0.4和0.1[1]. 模型中股骨下端固定,载荷参考文献[6]中股骨受力简化模型,对股骨在步态和爬楼梯过程中受最大负荷时的这一相位进行模拟.由于简化的载荷与人体体重相关,而捐献者体重为65kg,本文加载模型中人体体重取65kg ,具体加载的髋关节接触力和肌肉力大小方向见表2.表中,F 1~F 8分别表征髋关节接触力、外展肌、阔筋膜张肌(往近端)、阔筋膜张肌(往远端)、髂胫束(往近端)、髂胫束(往远端)、股内侧肌和股外侧肌.其中,臀大肌、臀中肌、臀小肌简化成一个外展肌计算,同时保留了阔筋膜张肌、髂胫束对股骨的作用,另外,还考虑了股内侧肌和股外侧肌的影响.加载的方向和作用点的确定均参考文献[6].坐标系基于股骨定义,x 轴指向股骨内侧,y 轴指向股骨前方,z 轴竖直向上.表2 模型施加的关节接触力和肌肉力载荷Tab.2 The contact f orce and muscle forces loaded on the modelsN加载状态方向F 1F 2F 3F 4F 5F 6F 7F 8步态x -343.98369.46045.864-3.185-5.733y -208.93627.39173.892-4.459117.845z-1460551.00584.084121.030-591.773爬楼梯x -377.741446.53719.747-1.27466.885-3.185-14.014-56.056y -386.022183.45631.213-1.911-19.110-5.096142.688252.252z-1505.23540.81318.473-41.40581.536-107.016-860.587-1701.432 实验结果表3列出了植入后的4个假体柄在受步态和爬楼梯2种不同载荷时与股骨远近端的相对移动均值.每个假体的近端和远端4个象限各取1点,如图4所示.同样,在股骨内表面接触面上取位置相对应的点,分别计算在步态和爬楼梯载荷下2点间的相对移动,对远近端的各4点取平均值得到各假体远端和近端的微动值.由表3可见,4个假体柄步态时各位置的微动基本比爬楼梯载荷下要小,且在2种载荷下的微动值均不超过5 m.这一数值远远小于文献[7,8]中指出的将导致骨纤维化的界面微动值(约50~150 m ),Callaghan 等[9]对2种不同设计非骨水泥假体柄用体外试验的方法测量其微动,其各位置微动平均值约为3~24 m,本文仿真数值结果与测量结果比较一致.图5显示了假体远近端4个像限上的微动.对于SL PLUS 假体柄,近端的两侧面2、4位置上微动均较其他位置大,分别为(4.033%1.105) m 和(2.995%1.008) m;在远端的2、3位置上微动较1805第11期季文婷,等:4种非骨水泥股骨柄假体的初期稳定性比较表3 不同假体2种载荷下骨 假体界面上的微动值Tab.3 The average micromotions of the four stems in proximal and distal areas under different loads加载状态位置微 动/ mM1M2M3M4步态 近端 2.079%0.9120.603%0.423 1.701%0.512 1.446%1.180远端0.634%0.4730.870%0.6600.398%0.3290.467%0.446爬楼梯近端 2.752%1.8240.871%0.657 2.213%1.124 1.908%1.625远端 1.013%0.844 2.028%1.6600.710%0.4470.677%0.699图4 不同假体远近端取点示意图Fig.4 T he nodes of t he pro x imal and distal ends of the four stems picked up fo r analy sis in fourquadrants图5 4种假体远、近端在4个不同面上的微动Fig.5 T he micro motio ns o f the pr ox imal and distal ends of the four cementless stems in four differ ent surfaces其他位置大,分别为(1.543%0.550) m和(1.187 %0.390) m.对于Ribbed解剖型假体柄,近端侧面的位置4处微动较其他位置高,为(1.502% 0.496) m;远端位置2处的微动比其他位置大,为(3.392%1.312) m.对于V ersys假体柄,在近端其微动值均大于1 m,而其中两侧面2、4位置上的微动比其他位置稍大,分别为(3.023%0.820) m 和(2.14%0.707) m;而远端除了位置2外,其他位置的微动均很小,微动值稍大的位置2处微动也仅为(1.115%0.359) m.对于Secur fit H A假体柄,近端和远端侧面的位置处2微动较其他位置高,其近端处微动为(3.675%0.738) m;远端处微动(1.418%0.404) m.图6显示了4个假体柄近端和远端在3个方向上的平均微动.对每个假体在2种载荷下近端和远端各点的微动取平均值,得到每个假体近端和远端的微动值进行比较.由图可见,4个假体无论在近端或远端,z方向的微动都大于其他2个方向.而Rib bed解剖型假体柄的微动分布与其他3个直柄假体柄明显不同,其远端的微动大于近端,其他3个直柄非解剖型假体柄远端微动小于近端;且Ribbed解剖型假体柄近端和远端微动值的差异较其他3个假体柄小.图6 4种假体远、近端在3个方向上的微动F ig.6 T he micr omo tions of the pro ximal and dista l ends o fthe four cementless stems in thr ee directions3 分析讨论通过直接测量的方法[7,8]获取微动数值,其测量精度可能达不到要求,导致结果不可靠.而且,昂贵的直接测量可能只能完成某一特定问题研究,测量只能针对某一个假体,某一个股骨受体,准备周期较长.而有限元方法可以克服这些缺点,进行不同模1806上 海 交 通 大 学 学 报第43卷型间的比较,模拟不同状态下股骨假体柄的微动情况.本文的4个模型均进行了一定的简化和假设,如股骨属性等,这可能会影响仿真微动量的绝对值大小;而本文着重考察4种假体柄的形态不同对术后初期稳定性的影响,因此相同条件下微动量的相对值比较更具有指导意义.另外,非骨水泥股骨柄假体的初期稳定性不仅受假体设计形状的影响,同时与主体骨的力学质量、骨和假体界面间的间隙情况[10]、病人的体重、假体的大小[4]以及受力状态都有关系.例如,骨和假体界面间的间隙会增加假体 骨界面的微动值,从而降低初期稳定性;宿主骨大的病人,其界面间的微动较宿主骨小的病人发生大微动的机率要小;而病人体重和微动峰值成正比关系,体重大,微动峰值会增加.正因为这些因素的影响,目前仿真的微动数值与临床可能会有差异.在实际临床中需要结合这些因素的影响对假体的初期稳定性进行分析和判断.4 结 语本文通过有限元方法,模拟4个非骨水泥股骨假体柄置入股骨后股骨柄与股骨间的微动情况,结果发现,4个非骨水泥假体轴向微动在3个方向中最大,4个假体各点的微动合量均小于5 m,这一数值远远小于导致骨纤维化的界面微动值,为假体临床使用时的稳定性提供了良好的基础.同时发现,假体柄形状的不同对初期稳定性有一定影响,特别是Ribbed解剖型假体柄与其他3种直柄非解剖型假体柄的微动分布截然不同,其近端的微动小于远端.参考文献:[1] Abdul Kadir M R,H ansen U,K labunde R,et al.Finite element modelling o f pr imary hip stem stability:T he effect of inter ference fit[J].Journal ofBiom echanics,2008,41(3):587 594.[2] Sakai R,K anai N,Ito man M,et al.A ssessment ofthe fixation stiffness of so me femo ral stems of different desig ns[J].Clinical Biomechanics,2006,21(4):370 378.[3] Sychterz C J,Claus A M,Eng h C A.What w e hav elea rned about long ter m cement less fix atio n fro m autopsy r et riev als[J].Clinical Orthopaedics and RelatedResearch,2002(405):79 91.[4] V iceconti M,Brusi G,Pancant i A,et al.Pr imarystability o f an anatomical cementless hip stem:A statistical analysis[J].Journal of Biomechanics,2006,39(7):1169 1179.[5] 王成焘.中国力学虚拟人[J].医用生物力学,2006,21(3):172 178.W A NG Cheng tao.M echanical virtual human o f China[J].Journal of Medical Biom echanics,2006,21(3):172 178.[6] H eller M O,Berg mann G,K assi J P,et al.Deter minat ion o f muscle loading at the hip joint for use inpre clinical test ing[J].Journal of Biomechanics,2005,38(5):1155 1163.[7] Britt on J R,L yo ns C G,Pr enderg ast P J.M easurement of the relativ e motio n betw een an implant andbone under cyclic loading[J].Strain,2004,40(4):193 202.[8] Crist ofolini L,V arini E,V iceconti M.In vitro method for assessing femor al implant bone micr omot ionsin resurfacing hip implants under differ ent lo adingconditio ns[J].Proceedings of the Institution ofMechanical Engineers,Part H:Journal of Engineeringin Medicine,2007,221(8):943 950.[9] Callaghan J J,Fulg hum C S,Glisson R R,et al.T heeffect of femor al st em geo metry o n interface mo tion inuncemented poro us coat ed total hip pro pa rison of str aig ht stem and cur ved stem desig ns[J].The Journal of Bone and Joint Surgery AmericanVolume,1992,74(6):839 848.[10] Par k Y,Shin H,Choi D,et al.Primary stability o fcementless stem in T H A impro ved wit h r educed interfacial ga ps[J].Journal of Biomechanical Engineering,2008,130(2):021008.1807第11期季文婷,等:4种非骨水泥股骨柄假体的初期稳定性比较。
