Journal of Orthopaedic Surgery and Research, 2006; 1: 5-5 (más artículos en esta revista)

Tallo diámetro de rotación y la estabilidad en la revisión artroplastia total de cadera: un análisis biomecánico

BioMed Central
R Michael Meneghini (rm_meneghini@yahoo.com) [1], Nadim J Hallab (nhallab@rush.edu) [2], Richard A Berger (raberger@sbcglobal.net) [2], Joshua J Jacobs (joshua.jacobs @ rushortho.com) [2], Wayne G Paprosky (parp1210@aol.com) [2], Aaron Rosenberg G (aarongbone@aol.com) [2]
[1] Conjunto de sustitución de Médicos y Cirujanos de Indiana Fundación de Investigación, San Vicente Centro Conjunto para sustitución, Indianapolis, IN, EE.UU.
[2] Departamento de Cirugía Ortopédica, Rush Medical College, Rush University Medical Center, Chicago, IL, EE.UU.

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Resumen
Fondo

Proximal del fémur la pérdida de hueso durante la revisión de la artroplastia de cadera requiere a menudo sin pasar por la deficiente metaphyseal hueso para obtener la fijación distal. El objetivo de este estudio fue determinar el efecto del diámetro del tallo y la longitud de contacto diafisarias de rotación en el logro de la estabilidad en la revisión artroplastia total de cadera.

Métodos

Veinticuatro cadáveres femoral especímenes fueron implantados con una porosa totalmente revestido con tallo. Dos diferentes diámetros y se pusieron a prueba los tallos fueron implantados en múltiples longitudes de contacto sin hueso proximal apoyo. Cada modelo se sometió a pruebas de torsión y al fracaso de rotación micromotion se midió en el implante-hueso interfaz.

Resultados

Cuanto mayor sea el diámetro del tallo demostrado una mayor estabilidad torsional para una determinada longitud de contacto cortical (p ≤ 0,05). La disminución de la longitud de contacto diafisarias longitud se asoció con una menor estabilidad torsional. Resistencia torsional es incompatible a 2 cm de profundidad.

Conclusión

Tallo más grandes diámetros utilizados con frecuencia en las revisiones puede estar asociada con una menor longitud diafisaria de contacto para lograr la estabilidad rotacional equivalente en comparación con el diámetro de los tallos más pequeños. Por otra parte, un mínimo de 3 cm y 4 cm de diafisarias contacto con un poroso revestido con tallo debe lograrse en el hueso femoral proximal deficiencia y probablemente dependerá de la raíz de diámetro utilizado en el momento de la cirugía.

Fondo

Proximal del fémur la pérdida de hueso durante la revisión de la artroplastia total de cadera es un problema y un desafío. Aflojamiento aséptico y osteolisis puede causar una significativa femoral periprotésica la destrucción ósea, a menudo requiere de circunvalación de la deficiencia de fémur proximal para obtener la fijación estable en la diáfisis distal [1 - 3]. La fijación debe proporcionar suficiente estabilidad inicial del implante para reducir al mínimo micromotion y facilitar ingrowth ósea de los huesos de acogida en la prótesis. En este contexto de pérdida de hueso proximal, la insuficiencia de longitud diafisaria de contacto se ha demostrado que se correlaciona con una elevada tasa de fracaso clínico [1]. Como consecuencia de ello, un mínimo de 4 cm a 6 cm de longitud diafisaria de contacto ha sido recomendada y se asocia con la mejora de resultados clínicos y una menor tasa de fracaso [1].

Clínica y biomecánica estudios clínicos sugieren que el fracaso de la componente femoral se debe probablemente a las fuerzas de torsión aplicada a la prótesis [4 - 8]. Femoral construir propiedades que puedan afectar la estabilidad torsional incluir el diámetro del tallo, acabado superficial, la injerencia en forma y duración de diafisarias de contacto. Recubrimiento poroso proporciona una superficie aproximada de la resistencia de fricción, así como una excelente superficie de los huesos ingrowth. Aumentar al máximo la superficie de revestimiento poroso en contacto con el hueso cortical diafisaria se ha demostrado que la disminución de implantes micromotion y promover la osteointegración [9]. En teoría, los implantes de superficie en contacto con la cortical del hueso puede ser aumentado, ya sea mediante el aumento de la duración de diafisarias de contacto, o bien incrementando el diámetro del tallo y la posterior circunferencia del tallo superficie. Estos factores mecánicos, así como las condiciones biológicas, determinar el componente femoral inicial resistencia a la torsión cargas. Optimización de estos factores proporciona la estabilidad mecánica necesaria para la integración ósea y el posterior éxito a largo plazo del implante femoral.

Diversos estudios han investigado la estabilidad torsional de cementado y no cementadas femoral tallos con respecto al diseño de los implantes, las características de fijación distal, escariado y la técnica quirúrgica de prensa-fit técnica [4, 10 - 18]. Sin embargo, los autores no son conscientes de cualquier estudio que investiga específicamente el efecto del diámetro del tallo en el logro de la estabilidad rotacional a la revisión. Por otra parte, existen pocos datos sobre la longitud real de diafisarias de contacto necesaria para obtener la estabilidad del implante en la fijación de hueso femoral proximal deficiencia. El objetivo de este estudio fue determinar el efecto del diámetro del tallo a la estabilidad torsional en un análisis biomecánico del fémur cadáver, así como investigar la duración de la cortical de contacto necesaria para obtener la estabilidad torsional suficiente para la osteointegración.

Métodos

El componente femoral utilizado en este estudio es una recta, uncemented, cilíndrica, totalmente porosa, con recubrimiento de implantes (Beaded Fullcoat Plus; Zimmer, Warsaw, IN), [Fig 1]. El tallo diámetros de 15 mm o mayor se fabrican con flautas distal para minimizar la rigidez de flexión asociados a tamaños más grandes. Dos diámetros de tallo, 15 mm y 18 mm, fueron elegidos para la realización de pruebas con el fin de eliminar la variable de confusión introducida por las diferentes transversal, la geometría de los implantes de menor diámetro.

Treinta y dos fresco congelado humanos anatómicos femora (dieciséis pares corresponde) fueron seleccionados para la prueba. Todos los especímenes se realizó la inspección visual, además de la radiografía simple película para garantizar no hay defectos corticales diafisarias. La calidad ósea de cada espécimen fue clasificado por Dorr radiográficamente la clasificación [19]. Todas las muestras fueron probadas ya sea clasificado como tipo A ó B. Dos especímenes fueron descartados debido a la extremadamente pobre calidad ósea (tipo C) y con el canal de tamaño superior a 18 mm.

Todos los femoral muestras se prepararon de la misma manera. El mismo cirujano implantados todos los componentes con el fin de minimizar la variabilidad asociada con la implantación técnica. El fémur proximal fue resecada justo debajo de la metaphyseal diafisarias de cruce. El resto de diafisarias segmento han sido limpiados de todos los tejidos sueltos y en maceta de cemento acrílico con una profundidad mínima de 3 cm. Progresivamente más grandes rectas reamers se utilizaron para ampliar el canal y crear un modelo uniforme y paralela quirúrgica istmo. El canal fue inferior en 0,5 mm de crear un comunicado de prensa de ajuste del componente femoral en el canal. El tamaño exacto de cada canal femoral, recto femoral y escariador tallo se confirmaron con calibres digitales para cada muestra. El componente femoral se insertó con impactación manual para la profundidad deseada diafisarias. Seis femoral especímenes sostenido una fractura en tallo impactación y se descartaron. Anteroposterior roentgenograms femoral de cada espécimen con el componente implantado se obtuvieron antes de la prueba para garantizar el contacto directo con el istmo durante la profundidad deseada diafisarias.

Cada muestra se montó en un servohidráulica Instron máquina de ensayo (Modelo 1321, Instron, Canton, Massachusetts) por lo que el eje largo del tallo femoral, el eje de rotación de la máquina Instron la femoral y se muestra alineados. A linealmente variable diferencial transductor (LVDT; S5, Honeywell Sensotec, Columbus, OH) con un rango lineal de 2,5 mm y una repetibilidad de 0,5 μ m se utilizó para la detección de rotación micromotion. El LVDT fue montado en una abrazadera sujeta a la corteza exterior del cadáver y el modelo de sensor LVDT sentado perpendicular a la mayor parte de la prótesis collar [Figura 1]. Configuraciones similares experimental, utilizando LVDT medición de rotación micromotion, han sido bien documentado y aceptado en la literatura ortopédica [4, 10, 11, 15]. El par célula de carga de salida y salida LVDT fueron muestreados a una frecuencia de 50 Hz y registrada en tiempo real utilizando una computarizado sistema de adquisición de datos (FastTrack2, Instron, Canton, Massachusetts). Lineal LVDT trigonometrically mediciones fueron convertidos a micromotion rotación en el implante de hueso mediante la interfaz conocida de la distancia LVDT punto de contacto para detener el centro de rotación y el tallo de radio.

Un par de carga se aplicó a cada muestra bajo el control de desplazamiento-en un ángulo tasa de 0,5 ° por segundo. Una constante carga axial de 700 N se aplicó al implante en todo el torsión para simular pruebas con carga. A 5 Nm de par precarga se aplicó a cada muestra y mantuvo durante 5 segundos. Al término de la precarga, la prueba se inició a 1 Nm de par y llevarse a cabo hasta la torsión fracaso. Torsional fracaso se define como cualquiera de fractura del hueso, 150 μ m de rotación micromotion o un cambio abrupto en la pendiente de la par-la curva de desplazamiento. Veinticuatro especímenes sometidos a pruebas de torsión al fracaso. La femoral implantes de dos diámetros (15 mm y 18 mm) fueron sometidos a cargas de torsión en cada una de las tres diafisarias en contacto con longitudes (4 cm, 3 cm y 2 cm), produciendo seis grupos de cuatro especímenes de cada grupo [Tabla 1] . La célula de carga de salida y salida LVDT se convirtió al interfaz micromotion generó un par de desplazamientos en la curva de cada prueba. Los estudios han demostrado que los implantes micromotion en el rango de 40 μ m de 150 μ m normalmente proporciona suficiente estabilidad para la integración ósea [9, 20 - 22]. Por lo tanto, el par resistencia medida a 40, 50, 100 y 150 micrómetros (μ m), de rotación micromotion se considera clínicamente relevante y se registró para cada muestra.

La inclinación de la parte lineal del par de curvas de desplazamiento se ha calculado utilizando análisis de regresión lineal. La pendiente se considera la rigidez de interfaz (ε) del hueso de prótesis interfaz. Un coeficiente de correlación de Pearson se calculó para cada valor pendiente de evaluar la fuerza de ese relación lineal. El unpaired "t" de Student se utilizó para comparar las diferencias de medias entre la resistencia a la torsión del tallo tamaños (15 mm y 18 mm) en cada una de las diafisarias profundidades (2, 3 y 4 cm). Una forma de análisis de varianza (ANOVA) fue utilizada para comparar las diferencias en el par de resistencia en los tres diafisarias profundidades de cada tallo tamaño. El LSD post-hoc de prueba se utiliza cuando la prueba F fue significativa. A factorial ANOVA se utilizó para examinar el efecto de la interacción entre el tamaño del tallo y diafisarias en contacto con la longitud de la resistencia a la torsión a 40 μ m, 50 μ m, 100 μ m y 150 μ m de rotación micromotion. Un nivel de significación inferior a 0,05 fue considerado estadísticamente significativo.

Resultados

Los resultados demostraron una mayor resistencia a la torsión media para los mayores de 18 mm de diámetro del tallo, si se compara con los más pequeños de 15 mm tallo, en los distintos puntos medidos micromotion de rotación para un determinado fondo diafisarias [Tabla 1]. La Figura 2 muestra el promedio de la resistencia torsional de datos para los 4 cm de longitud diafisaria de contacto (profundidad) a 40 μ m, 50 μ m, 100 μ m y 150 μ m de micromotion. El más grande de 18 mm de diámetro del tallo grupo demostró significativamente mayor resistencia a la torsión el 40 μ m (p = 0,021) y 50 μ m (p = 0,013) interfaz micromotion puntos, en comparación con los 15 mm de diámetro del tallo en el grupo de 4 cm de longitud diafisaria de contacto. Además, los 18 mm tallo grupo demostró una mayor resistencia a la torsión de 100 μ m micromotion punto sobre el vástago de 15 mm que estaba muy próximo a alcanzar significación estadística (p = 0,055).

La media de la resistencia a la torsión de datos para los 3 cm de longitud diafisaria en contacto con los grupos de prueba está representado en la figura 3. El más grande de 18 mm de diámetro del tallo demostrado un aumento en la resistencia a la torsión con significación estadística en los 40 μ m (p = 0,014) y 50 μ m (p = 0,040) micromotion puntos. A diferencia estadísticamente significativa no se demostró en cualquier punto micromotion a la diafisarias de 2 cm de profundidad, a pesar del mayor grupo de medios de resistencia torsional de los 18 mm de diámetro del tallo largo de los más pequeños de 15 mm tallo [Figura 4, Cuadro 1]. La falta de significación estadística en los 2 cm de profundidad diafisarias está probablemente relacionado con las grandes desviaciones estándar de 18 mm de diámetro se debe a prueba en este diafisarias contacto longitud.

Interfaz de rigidez (ε), según lo determinado por la ladera de la parte lineal de la par-la curva de desplazamiento, fue mayor para los 18 mm de diámetro se deriva que los valores correspondientes a los 15 mm en cada tallo diafisarias contacto longitud [Figura 5, Cuadro 1] . Sin embargo, sólo el 4 cm de profundidad diafisarias demostró una diferencia estadísticamente significativa (p = 0,037) en la media interfaz de rigidez (ε) de entre 18 mm y 15 mm de diámetro de los tallos. Todo espécimen rigidez interfaz de datos demostrado comportamiento lineal antes de fracaso, con coeficiente de correlación de los valores superiores a 0,98 con el análisis de regresión lineal.

La resistencia a la torsión medido puntos de micromotion se comparó en cada tallo tamaño, entre las diferentes longitudes diafisarias de contacto. Los 18 mm de diámetro del tallo demostrado una mayor resistencia a la torsión y la interfaz de valores de rigidez (ε) diafisarias cada vez con más profundidad, sin embargo, no diferencia estadísticamente significativa (p> 0,05) cuando se encontró frente a 4 cm, 3 cm o 2 cm de longitud diafisaria de contacto . En contraste, los 15 cm de diámetro del tallo demostrado una mayor resistencia a la torsión media a los 4 cm de longitud diafisaria de contacto en comparación con los 2 cm de longitud diafisaria en contacto a 40 μ m (p = 0,007), 50 μ m (p = 0,005) y 100 μ m (p = 0,014). Además, los 15 mm de diámetro del tallo exhibió una mayor resistencia a la torsión para el contacto de 3 cm de longitud en comparación con los 2 cm de profundidad a 100 μ m (p = 0,050) y 150 μ m (p = 0.046) de micromotion. Por otra parte, la diferencia en la interfaz de rigidez (ε) entre en contacto con las distintas profundidades de los 15 cm del tallo alcanzó significación estadística cuando se comparan los 4 cm frente a 2 cm (p = 0,011) y 3 cm frente a 2 cm (p = 0,011) de profundidad.

Discusión

En la fijación femoral proximal de la pérdida ósea, obtención de suficientes diafisarias fijación distal es esencial en la revisión artroplastia total de cadera cementadas con poroso revestido con los implantes femoral. Hay pocos datos sobre el efecto del componente femoral diámetro de rotación en el logro de la estabilidad en la revisión. Por otra parte, la duración de diafisarias de contacto y el tipo de implante necesarias para optimizar los implantes de fijación y biológicos ingrowth no ha sido determinada manera concluyente. Nuestra comprensión de circunvalación en la fijación periprotésica fémur con el hueso deficiente de existencias ha llegado en gran medida de estudios con componente femoral fijación con el cemento. Dos estudios retrospectivos resultado de la revisión cementada artroplastia total de cadera se recomienda eludir femoral cortical defectos de un mínimo de dos diámetros del eje femoral [23, 24]. Estudios biomecánicos con tallos cementados recomendó corticales sin pasar por defectos de uno a dos diámetros femoral [5, 25]. Sin embargo, a pesar de estas clínicas y los estudios biomecánicos, cemento fijación de la revisión del tallo se asocia con una disminución de hueso-cemento interfaz de fuerza de cizallamiento [26], así como una alta re-revisión de las tasas de aflojamiento aséptico [23, 24]. Estas clínicas y estudios biomecánicos cementado utilizando implantes no es probable aplicable a la estabilidad del implante con cementadas poroso revestido con los tallos.

A largo plazo de fijación biológica ha demostrado ser ampliamente accesibles a través de poroso revestido con los tallos, incluso en la faz de la deficiencia femoral proximal [1, 3]. En una revisión retrospectiva de revisión de la artroplastia de cadera utilizando ampliamente poroso revestido con los tallos, Paprosky et al informaron de una supervivencia superior a 95% y un escaso 4,1% la tasa de fallo en un mínimo de diez años de seguimiento. Sin embargo, un componente femoral tasa de fracaso del 21 por ciento se observó en el fémur con menos de 4 cm de diafisarias de contacto. Los autores recomendaron un mínimo de 4 cm diafisarias contacto con llenar canal adecuado para obtener la estabilidad del implante adecuado [1]. Por otra parte, Engh et al informaron de sus resultados a largo plazo de revisión de la artroplastia total de cadera con el fémur proximal severa pérdida de masa ósea se extiende al menos a 10 cm distal al trocánter menor. Los autores informaron resultados adecuados cuando sin pasar por la deficiente ampliamente con hueso poroso revestido con implantes, con una supervivencia del 89 por ciento en diez años [3].

Existen numerosos estudios biomecánicos en la literatura actual en relación con la estabilidad de torsión femoral cementadas componentes [4, 7, 10 - 16, 18]. Estos estudios utilizan una variedad de protocolos experimentales y condiciones de carga y han analizado una multitud de variables incluidas cementada versus uncemented fijación, proximal y distal fijación, escariado técnica y diseño de implantes. Sin embargo, a nuestro conocimiento, no hay estudios biomecánicos que han abordado específicamente el diámetro del tallo aisladas diafisarias de contacto y la longitud con respecto a la estabilidad torsional en la deficiencia femoral proximal. El efecto del componente femoral de prensa-caben en la fijación de torsión se estudió en un análisis biomecánico [15]. Los autores informaron de rotación superior estabilidad del implante femoral cuando la diáfisis se encontraba bajo-reamed de 0,5 mm en comparación con la línea a línea de escariado. Sin embargo, los componentes femoral fueron implantados en femoral especímenes con la retención de la metáfisis proximal, la incorporación de fijación proximal en la biomecánica de pruebas [15]. En otro estudio biomecánico, los autores informaron inferior a la estabilidad torsional aisladas diafisarias fijación distal en comparación con los especímenes con dos proximal y distal de fijación [10]. En el mismo estudio, no cementadas poroso revestido con tallos femorales de dos diferentes longitudes se insertaron en cadavérico femoral especímenes después de la eliminación de la porción proximal. Biomecánico pruebas demostraron un aumento en la estabilidad torsional con una mayor longitud diafisaria contacto directo y una mayor área de contacto. Los autores recomendaron 10 mm a 40 mm de apretado, en virtud de reamed, diafisarias en contacto con la longitud suficiente para obtener la estabilidad torsional en la falta de stock óseo proximal [10]. En el único estudio biomecánico para abordar la cuestión del diámetro del tallo, no se encontró correlación entre la torsión de la flexibilización de las cargas no cementadas componentes y el tamaño del tallo (13,5 mm y 15 mm). Sin embargo, el fémur proximal se mantiene en todos los especímenes, utilizando tanto proximal y distal fijación en la biomecánica de datos [16]. Micromotion es probable directamente relacionada con el grado de recubrimiento poroso en el implante [9]. Además, el aumento de la resistencia a la torsión se ha observado un aumento de diafisarias en contacto con la longitud y superficie de contacto en un estudio cadavérico fémur utilizando poroso revestido con componentes femoral [10].

El actual estudio se llevó a cabo para poner a prueba nuestra hipótesis de que la mayor femoral tallos demostrar una mayor estabilidad torsional en el establecimiento aisladas diafisarias de fijación. Debido a un aumento de la circunferencia, de mayor diámetro cilíndrico se deriva en teoría tienen una mayor superficie en contacto con más de un área determinada longitud de la diáfisis femoral, lo que resulta en una mayor estabilidad torsional. Nuestros resultados apoyan esta hipótesis con significación estadística (p <0,05) en múltiples niveles de rotación micromotion, comprobarán en ambos 4 cm y 3 cm de longitud diafisaria de contacto. A las 4 cm y 3 cm de diafisarias de contacto, la media de la resistencia a la torsión el más grande 18 mm de diámetro del tallo fue superior a los 15 mm de diámetro del tallo en múltiples niveles de rotación medido micromotion. Además, una mayor rigidez de interfaz (ε) a la porosidad de la superficie del implante con recubrimiento y la diafisarias de huesos se puso de manifiesto la necesidad de un mayor de 18 mm de diámetro del tallo en los tres medidos en contacto con las longitudes y alcanzó significación estadística (p = 0,027) para los 4 cm de profundidad diafisarias [Figura 6]. Por lo tanto, en el establecimiento de una grave pérdida de hueso proximal, el diámetro del tallo más grandes pueden proporcionar una mayor estabilidad del implante torsional contra las cargas debidas al aumento de la superficie de contacto del recubrimiento poroso.

Los 18 mm de diámetro del tallo demostrado una gran variabilidad en la estabilidad de torsión a la mínima de 2 cm de longitud diafisaria en contacto con lo indicado por las grandes desviaciones estándar a significar resistencia torsional valores [Tabla 1, Figura 5]. Se ha recomendado que de 10 a 40 mm de contacto íntimo diafisarias ser obtenidas en el establecimiento de ausencia o deficiencia de hueso femoral cadáver sobre la base de estudios [10]. Sin embargo, basándose en los resultados obtenidos en este análisis biomecánico, un rasguño de ajuste de 2 cm o menos debe evitarse en esta situación clínica.

A pesar de estos resultados correlativos entre el tamaño del tallo y diafisarias contacto longitud, la absoluta resistencia torsional valores obtenidos en este estudio pueden ser inadecuados contra el pico de torsión en vivo las cargas experimentado durante actividades como caminar o subir escaleras. En un informe sobre la torsión en vivo las cargas a través de un total de cadera telemeterized componente, una torsión máxima de carga de 23 Nm se observó en un paciente durante la escalera de ascenso sin ningún tipo de dispositivo de la prestación de asistencia [27]. La mayoría de los informes sobre la resistencia a la torsión valores para los niveles inferiores de micromotion (40 μ m y 50 μ m) obtenidos en este estudio están por debajo de los picos informó de que se produzcan en vivo. Esta discrepancia se ha observado también en otros estudios biomecánicos cadáver de la fijación distal aislados [10, 15, 18], destacando la dificultad de obtener estabilidad torsional en el establecimiento de una grave pérdida de hueso proximal. Por lo tanto, es probable que el hueso femoral proximal clínicamente contribuye a la estabilidad general de la torsión femoral de la construcción y en ausencia de este apoyo proximal, los autores recomiendan el mantenimiento de un mínimo de 3 cm y 4 cm de diafisarias de contacto. La investigación adicional se justifica para determinar si otros diseños de implantes, como el plegado, cónica, se debe modular, pueden lograr la mejora de éxito clínico en esta difícil.

Existen limitaciones en este estudio. Estos resultados se obtienen por procedimientos mecánicos de simulación en femora cadáver y no dar cuenta de los efectos biológicos de la pérdida ósea ingrowth lo largo del tiempo. Por otra parte, las limitaciones instalación prohíbe el uso de medidas más precisas, como la densitometría ósea, para evaluar la calidad del hueso cadavérico, que sin duda desempeña un papel en la estabilidad torsional de prensa-fit cementadas implantes. Además, no hay consenso en cuanto al método más preciso de simular las condiciones de carga biomecánica experimentada por el componente femoral in situ. Por lo tanto, los estudios biomecánicos adicionales utilizando una gran variedad de tamaños y regímenes de carga debe llevarse a cabo. Los resultados de estos estudios biomecánicos deben ser cuidadosamente correlación a largo plazo los resultados clínicos con el fin de abordar con mayor precisión la cuestión difícil de obtener aisladas diafisarias de fijación cuando sin pasar por deficiente balance hueso femoral. Actualmente, recomendamos que diafisarias en contacto con la longitud debe ser aprovechado al máximo en la medida en que sea técnicamente posible, a fin de optimizar la estabilidad componente femoral de revisión en la artroplastia total de cadera. Sin embargo, este estudio proporciona información útil relativa a la función del diámetro del tallo femoral y diafisarias contacto longitud en el escenario clínico tenue cuando se disponga de fijación diafisaria es limitado.

Conclusión

En resumen, cuando la obtención de diafisarias de circunvalación de fijación ósea proximal grave deficiencia, la estabilidad de torsión poroso revestido con los implantes femoral está relacionada con la duración de diafisarias de contacto además de diámetro del tallo. Diámetro más grande femoral implantes torsional lograr una mayor estabilidad en comparación con los más pequeños se debe a una determinada longitud de contacto diafisarias. Por lo tanto, estos datos sugieren que cuando se utiliza un tallo femoral de mayor diámetro en los casos en diafisarias contacto puede lograrse de manera fiable, el cirujano puede aceptar menos diafisarias de contacto superior a la que se permitió una menor diámetro del tallo a mantener la estabilidad torsional suficiente para el éxito clínico. En este estudio, 2 cm de longitud diafisaria contacto se asoció con la insuficiencia de resistencia torsional en el menor diámetro de los tallos y un alto grado de variabilidad en los tallos más grandes. Por lo tanto, un mínimo contacto diafisarias de 3 cm de longitud y 4 cm se recomienda para lograr la estabilidad adecuada rotación con los tallos completamente recubierto de revisión en la artroplastia total de cadera femoral proximal con pérdida de masa ósea.

Conflicto de intereses

Los autores declaran que no tienen intereses en conflicto.

Autores de las contribuciones

MRM diseñó el protocolo de investigación, realizado todas las pruebas de laboratorio y adquisición de datos y coordinado y dirigido la preparación de manuscritos. NJH asistida en el desarrollo del protocolo de investigación, con la asistencia de todas las pruebas de laboratorio y adquisición de datos y la asistencia en la redacción del manuscrito. RAB concibe el estudio, con la asistencia con el desarrollo de la investigación protocolo y ayudó con la redacción del manuscrito. JJJ, WGP AGR y participó en la investigación concepto y diseño, así como la asistencia con la preparación de manuscritos y de redacción. Todos los autores han leído y aprobado el manuscrito final.

Agradecimientos

Los autores desean agradecer a Judy Feinberg, PhD, con el Departamento de Cirugía Ortopédica en la Universidad de Indiana, por su asistencia en el desempeño de los análisis estadísticos.