人工肱骨頭假體柄界面剪切應力的生物力學研究

蔡 兵，于沈敏，林 文，張鵬翼，王以進，冷云飛，李 敏，付 隼

自人工關節假體誕生之日起，假體松動與界面磨損之間的關系就一直是該領域研究的焦點問題。尤其是骨水泥型假體，植入人體后存在假體/骨水泥和骨水泥/骨兩個界面，兩個界面不僅僅是分界線，而且是一個相互作用區域。界面之間的剪切應力使對應兩者之間產生相對微動，當假體承受載荷產生運動的同時，界面即刻受到的生物力學影響可達到或超過生理限度，引起固定界面之間出現骨溶解，最后假體松動、失效。我們采用界面應力分析方法，評估人工肱骨頭假體置換術后假體的穩定性和療效，現報告如下。

資料與方法

1 標本制備

取新鮮國人尸體肩關節標本6具(由上海安久生物科技有限公司提供，標本資料見表1)，保存于－20℃冰箱內，取出后在常溫下解凍，實驗環境溫度為(36.5±1)℃，分離剔除肱骨頭周圍軟組織，保留肱二頭肌長頭腱，沿肱骨結節間溝、外科頸、解剖頸用骨鑿造成四部分骨折。取出肱骨頭，骨水泥填塞髓腔后置入人工肱骨頭假體(原京航公司提供)，假體后傾30°固定。于大小結節斷端分別穿骨洞若干，穿入雙股“0”號滌綸線，將大、小結節分別復位后經假體柄上端外側翼孔縫合固定。將標本在假體柄尖端處截斷肱骨干，標本遠端廢棄處理。再將假體柄植入部分測量全長后均勻分為4段，測量每個標記點處肱骨干周徑后截斷(見圖1)。

表1 新鮮國人尸體肩關節標本一般資料

2 剪切試驗方法

截斷后的標本放置在特制的剪切試驗裝置中進行調整，用帶有力傳感器的試驗機，在桿塞上加載，以測定它的界面剪切應力，直至推出為止。由于每具肱骨干標本中部的橫截面形狀、最大直徑、面積大小很不一致，且骨皮質形態不規則，故在實驗前預制1套夾具，按圓形和橢圓形孔兩類試件，輔以調整夾具，配以不同直徑大小的基臺和桿塞，以適合測試用(見圖1～3)。

圖1 標本截斷方法

圖2 剪切實驗設備

圖3 基臺與桿塞

3 假體置換兩個界面

骨水泥假體有兩個交界面:假體與骨水泥、骨水泥與骨之間。在相同數值壓力下，骨、骨水泥、金屬的承受能力不同，因此在這些物質的交界面上存在著剪切應力。其中骨對壓力和勞損有著持續的顯微結構上的代謝活性反應，而最薄弱的環節是骨水泥。骨水泥承受反復循環的載荷可引起老化、疲勞斷裂導致假體松動，同時假體、骨水泥和骨之間的應力分布與骨水泥的疲勞壽命也有密切關系。骨水泥內部應力受到假體設計、骨、骨水泥、金屬的材料性質、手術技術和假體界面結構的影響，內部應力增加可加速其發生疲勞斷裂(見圖4)。

圖4 微觀骨-骨水泥-假體界面應力

4 典型的載荷-位移曲線

試驗開始前嚴格調整夾具對準中心點，WD－5A試驗機加載速率控制在1.4mm/min，準靜態下進行界面應力試驗。試驗機緩慢加載，用程序控制進行數據處理。由于試驗批量進行，這里給出典型的XY記錄儀上不同界面上的載荷位移曲線，然后將載荷除以剪切面積得出界面剪切應力值(見圖5)。

圖5 不同界面上的載荷位移曲線

結 果

骨與植入物界面剪切應力計算公式如下:ζ=p/πDh。式中p為試驗時所加的載荷，D為試件直徑，h為試件高度。得到不同孔徑試件的剪切應力值，作統計學分析。結果顯示肱骨/骨水泥界面剪切應力為4.02±0.27，假體/骨水泥界面剪切應力為3.33±0.06，兩者相差17%，統計顯示具有顯著性差異(P＜0.05)，說明假體/骨水泥的界面最先推出來，抗剪切力最小，屬于易損界面(見表2)。

表2 界面剪切應力測試結果(N/mm2)

討 論

骨水泥于50年代首先用于人工髖關節置換，60年代經Charnley的使用推廣已廣泛應用于固定各類關節假體，并在短期內取得良好效果［1］。但隨著隨訪時間延長，逐漸出現了假體松動和失效病例，主要松動部位發生在假體/骨水泥界面［2］。假體松動與假體和周圍骨之間以及假體本身內在的多種不良機械學因素有關，包括假體、骨、骨水泥的材料性質、假體/骨界面的結合強度、假體對周圍骨應力遮擋作用等［3］。本實驗結果發現非生物活性的假體/骨水泥界面最先推出來，抗剪切力最小，屬于易損界面，與肩關節置換后隨著骨水泥植入時間的延長，在固定界面出現松動、導致假體失效一致。其它原因包括溫度、化學影響、填塞不當、假體位置偏移、手術操作不當等。Perkin等［4］發現骨水泥在承載條件下發生蠕變，變硬、脆性增加，可對長期固定人工關節產生不利的影響。具有生物活性的骨水泥/骨界面在實驗中后推出來，原因在于骨水泥進入骨小梁間隙后在骨髓腔內均勻分布，增加了二者之間結合力，抗剪切力較高。

假體、骨、骨水泥3種材料彈性模量的差異是影響三者之間界面剪切應力的重要因素，同一壓力下，它們的承受能力不同［5］。肩關節假體由鈦合金制造，其彈性模量為0.10×106N/mm2，骨的彈性模量為0.01×106N/mm2，骨水泥的的彈性模量為2.8×103N/mm2，三者之間形成的結合強度差異明顯。其次，由于骨水泥包裹假體的長度不一，一般來說骨水泥固結長度增大，界面剪切應力就減小，松動率會降低。再者，與手術操作、假體放置的準確與否和大小結節是否達到解剖復位等因素有關。

骨水泥是通過髓腔內充填和進入骨小梁空隙形成的微觀交鎖固定假體，而非利用骨水泥的黏合作用。骨水泥的固結能力取決于界面區域骨的形態和骨組織/骨水泥之間接觸面積的大小，不規則的交接面使剪切力轉化為側向壓力。骨水泥通過滲入骨組織相互交聯形成一個良好的黏結界面而傳遞載荷，兩者之間交聯越充分、界面強度就越大［6］。隨著骨痂長入骨水泥的孔隙中，界面剪切力隨之增長。隨著骨愈合時間的增加，臨界剪切應力會進一步增高，造成假體與骨水泥之間易于破壞。骨組織在微動磨損過程中也會發生無機礦物質磨損、產生微裂紋、骨單位發生疲勞折斷并被吸收等，都會導致假體松動，松動是假體柄、骨水泥與骨三者之間界面失效的主要形式［7］。假體遠端由于骨水泥和骨之間的交聯減少會降低兩者界面應力，同時假體置換時髓腔內空氣和血液混合殘留，使骨水泥聚合不充分以致影響他們之間的黏結強度，導致遠端界面剪切應力較低而發生假體松動。

［1］裘世靜，戴克戎.骨水泥－骨界面后期松動的生物力學與生物學基礎［J］.中華骨科雜志，1992，12(5):380－381.

［2］王以進，杜偉明，王公林，等.關節界面剪切應力問題研究［J］.中國生物醫學工程學報，1990，9(4):247－252.

［3］Mann KA，Mocarski R，Damron LA，et al.Mixed－mode failure response of the cement bone interface［J］.J Orthop Res，2001，19(6):1153－1161.

［4］Perkin RD，Lee AJC，Ling RSM.Creep of methyimethacrylate cement［J］.J Bone Joint Surg(Br)，1989，71B:722.

［5］Ni GX，Choy YS，Lu WW，et al.Nano－mechanics of bone and bioactive bone cement interfaces in a load bearing model［J］.Biomaterials，2006，27(9):1963－1970.

［6］Lennon AB，Prendergast PJ.Residual stress due to curing can initiate damage in porous bone cement:experimental and theoretical evidence［J］.J Biomechanics，2002，35(3):311－321.

［7］Waanders D，Janssen D，Mann KA.The effect of cement creep and cement fatigue damageonthe micromechanics of the cement－bone interface［J］.J Biomech，2010，43(15):3028－3034.