沙川華，張 濤，李 龍

膝關節(jié)在人體直立、行走、跳躍中起著十分重要的作用，結構上需要穩(wěn)定性好，靈活性強。保障膝關節(jié)穩(wěn)定性的韌帶關節(jié)囊網(wǎng)屬于內(nèi)源性穩(wěn)定裝置［7］，主要由關節(jié)囊、關節(jié)的各類韌帶構成。膝關節(jié)交叉韌帶屬于韌帶關節(jié)囊網(wǎng)中重要組成部分，起著連接股骨下端與脛骨上端的作用，具有限制脛骨前、后移動的功能，在膝關節(jié)完成屈伸、旋轉運動中常常處于被動牽拉狀態(tài)，容易發(fā)生損傷，并可能引起關節(jié)內(nèi)相關結構的損傷，導致關節(jié)穩(wěn)定性下降，從而加速整個關節(jié)的病變［10］。進行膝關節(jié)交叉韌帶生物材料力學實驗研究，目的是探討其損傷的機理，為韌帶損傷的修復、置換等提供材料力學參數(shù)與理論依據(jù)。

1 實驗材料與試件制備

1.1 韌帶提取

從6具成年男性（年齡25～35歲）新鮮尸體上截取12個正常無病變膝關節(jié)，解剖得到左、右前交叉韌帶與后交叉韌帶各6條，共計24條（圖1）。用格林氏液洗去表面滑液，修潔韌帶周圍軟組織后，根據(jù)前交叉韌帶分為較窄的前內(nèi)束與較寬的后外束、后交叉韌帶分為較寬的前外束與較窄的后內(nèi)束的觀點［2］，在ACL與PCL上定點、劃線（圖2、圖3），沿劃線在醫(yī)用顯微鏡（4×5倍）觀察下用解剖刀將 ACL分為 AMB與 PLB，PCL分為 ALB與 PMB①②人體膝關節(jié)交叉韌帶包括前交叉韌帶與后交叉韌帶，前交叉韌帶英文縮寫為“ACL”，后交叉韌帶英文縮寫為“PCL”。ACL的前內(nèi)束英文縮寫為“AMB”，ACL的后外束英文縮寫為“PLB”；PCL的前外束英文縮寫為“ALB”，PCL后內(nèi)束英文縮寫為“PMB”。［3］。

圖1 ACL與PCL實物圖Fighue 1.ACL and PCL

1.2 試件制備

使用四川大學華西口腔醫(yī)學院病理實驗室德國萊卡恒冷切片機（型號CM3050S，圖4），制備標準試件，每張切片厚200μm，長25mm，寬10mm③根據(jù)文獻研究得知，ALB、PMB、AMB、PLB中的膠原纖維主要呈與韌帶長軸平行的狀態(tài)，故本實驗制作冰凍切片時，采用順著韌帶纖維走向進行。。挑選切片完整的AMB、PLB、ALB、PMB切片各20張，共計80張，應力松弛試驗與一維拉伸試驗各用40張（圖5）。試件制備后，按側別、部位分別裝入濃度為3%中性福爾馬林溶液的絲口瓶中，密封置于4℃冰箱內(nèi)待用，試驗在3天內(nèi)完成。

圖2 ACL分部示意圖Figure 2.Segment Schematic Diagram of ACL

圖3 PCL分部示意圖Figure 3.Segment Schematic Diagram of PCL

圖4 德國徠卡冰凍切片機（型號CM3050S）實物圖Figure 4.German Leica Frozen Slicer（Model CM3050S）

圖5 冰凍切片試件實物圖Figure 5.Frozen Section Specimens

圖6 微觀力學測試儀實物圖Figure 6.Micromechanics Tester

2 實驗儀器與方法

2.1 實驗儀器

兩項試驗與數(shù)據(jù)采集均在上海大學力學實驗中心“生物材料力學性能測試系統(tǒng)”完成，該系統(tǒng)計算機采樣速度為10次／s，并同步記錄載荷-位移曲線（圖6、圖7）。整個實驗操作在室溫下（25℃左右）進行，隨時用3%中性福爾馬林溶液保持試件濕潤。

圖7 計算機記錄“載荷-位移曲線”示意圖Figure 7.Computer Recorded Load-Displacement Curve

2.2 實驗方法

2.2.1 預調(diào)

將試件固定于測試儀器上，用游標卡尺測量其初始長度，以1min應變約為試件初始長度10%的速度將其拉伸至4%應變長度，同速卸載休息10min，重復3次。

2.2.2 應力松弛試驗

將預調(diào)后的試件在0～3s內(nèi)分別產(chǎn)生2%、4%、6%、8%的階躍應變，然后保持應變150s，同步記錄載荷-時間關系曲線，計算分析ACL與PCL不同部分的應力-時間特征、彈性響應特征，反映其對載荷的力學反應。

2.2.3 一維拉伸試驗

將預調(diào)后的試件以10mm／min的應變速度將其拉伸至破壞，記錄載荷-位移關系曲線后，轉化為應力-應變關系曲線，反映ACL與PCL不同部分抗拉伸的能力。

3 理論分析與數(shù)據(jù)處理

3.1 理論分析

生物材料的應力σ＝P／Ao，其中，P為加在試件上的載荷，Ao為試件原始截面積；應變ε＝ΔL／L，ΔL為試件伸長值，L為原長。轉換各組的載荷-時間曲線為應力-時間關系，載荷-位移曲線為應力-應變關系。根據(jù)Fung YC擬線性粘彈性理論，生物軟組織在一維拉伸時的應力變化歷程表達為 :

式中:G（t）是歸一化松弛函數(shù)；σe（ε）是組織的彈性響應。由于試驗中加載速度是常數(shù)，若令其為a，則ε＝at，＝a，根據(jù)實驗結果，可選擇:

代（2）、（3）入（1）并令t-τ＝u

拉伸剛度“K”是指試件抵抗變形的能力，即引起該試件變形時所需要的力，以試件在某個變形狀態(tài)下對應的載荷作為其拉伸剛度。

彈性模量“E”是指試件在外力作用下產(chǎn)生單位彈性應變所需應力，用以衡量試件產(chǎn)生彈性變形難易程度，值越大，使其發(fā)生彈性變形的應力也越大［6］。

3.2 數(shù)據(jù)處理

采用SPSS 17.0統(tǒng)計軟件處理實驗數(shù)據(jù)［5］，計算數(shù)據(jù)的“”，并進行左、右ACL與PCL相同部分之間比較，ACL不同部分之間比較，PCL不同部分之間比較，同側ACL與PCL不同部分之間比較。不同組間差異顯著性檢驗采用t檢驗，多組間比較采用單因素方差分析，組間比較采用“sidak”和“tamhane’s T2”法比較，結果 P＜0.05為顯著性差異，P＜0.01為非常顯著性差異。

4 實驗結果與討論

4.1 左、右膝關節(jié)ACL與PCL比較

比較結果表明，人類膝關節(jié)ACL與PCL相同部分之間均沒有明顯的側別差異（P＞0.05），分析原因主要有兩點:第一，由于胚胎發(fā)育時雙側膝關節(jié)韌帶組織結構來源相同，均由髁間的隔障發(fā)生形成［11］，其組織結構均主要由膠原纖維為主的致密結締組織構成［1，12］，故其力學性能應基本相同；第二，人類在直立行走、支撐站立、各類運動中，雙側下肢受力均等，負荷差異不大，需要的穩(wěn)定性條件也基本相同，故保障膝關節(jié)穩(wěn)定的韌帶裝置的生物力學特征也就不會有明顯的側別差異。

4.2 ACL與PCL各部分比較

為了解ACL與PCL各部分生物材料力學特征，將2項實驗的數(shù)據(jù)進行了如下處理:

1）AMB與PLB比較；2）ALB與PMB比較；3）AMB與ALB比較；4）PLB與PMB比較；5）ALB與PLB比較；6）AMB與PMB比較。

4.2.1 應力松弛試驗

4.2.1.1 “應力-時間”特征

試驗中分別記錄ACL與PCL各部分在第1s和第100s時刻的受力大小，計算各部分的應力松弛率①1s應力松弛率＝（原始力-1s力）／原始力，100s應力松弛率＝（原始力-100s力）／原始力。原始力為電腦同步記錄的最大載荷；1s力為電腦同步記錄的最大載荷相應時間后1s的載荷；100s力為電腦同步記錄的最大載荷相應時間后100s的載荷。，并對其進行顯著性差異檢驗。經(jīng)方差分析，F(xiàn)檢驗，確定用“sidak”方法進行成對比較，t檢驗，結果為:1）PMB1s應力松弛率最大，其次為PLB、ALB，AMB最小。PMB高度顯著性大于其他3部分（P＜0.01）；PLB高度顯著性大于 AMB與 ALB（P＜0.01），高度顯著性小于 PMB（P＜0.01）；ALB高度顯著性大于 AMB（P＜0.01），高度顯著性小于PMB（P＜0.01）；AMB呈高度顯著性小于其他3部分（P＜0.01）；2）PMB100s應力松弛率最大，其次為PLB、AMB，ALB。PMB高度顯著性大于其他3部分（P＜0.01）；AMB與PMB、ALB之間有高度顯著性差異（P＜0.01）；PLB與 PMB、ALB之間有高度顯著性差異（P＜0.01）；PLB高度顯著性大于 AMB與 ALB（P＜0.01），高度顯著性小于PMB（P＜0.01）；ALB高度顯著性小于其他3部分（P＜0.01），高度顯著性小于 PMB（P＜0.01）；AMB高度顯著性小于PLB與PMB（P＜0.01），高度顯著性大于 ALB（P＜0.01（表1）。

表1 ACL與PCL各部分1s、100s應力松弛率比較一覽表Table 1 Comparison of 1sand 100sStress Relaxation Rate for Various Parts of ACL and PCL（，%）

表1 ACL與PCL各部分1s、100s應力松弛率比較一覽表Table 1 Comparison of 1sand 100sStress Relaxation Rate for Various Parts of ACL and PCL（，%）

注:AMB與PLB、ALB、PMB之間比較:＃＃表示P＜0.01；PLB與AMB、ALB、PMB之間比較:◆◆表示P＜0.01；ALB與 AMB、PLB、PMB之間比較:●●表示P＜0.01；PMB與 AMB、PLB、ALB之間比較:◇◇表示P＜0.01。

名稱1s 100s AMB 4.65±1.98●●◇◇ 33.99±12.90●●◇◇PLB 14.85±13.04●●◇◇ 40.40±15.36●●◇◇ALB 9.52±8.22＃?！簟?32.46±13.66＃?！簟鬚MB 15.56±10.96＃＃◆◆ 51.09±19..60＃?！簟?/p>

生物材料的應力松弛率與其粘性大小成正相關關系，松弛率越大，表明粘性越大，在承受較大負荷的持續(xù)作用時，將具有較好調(diào)整負荷的能力，從而減少對施加其上產(chǎn)生的長期應力，達到保護生物材料自身的需要［12］。從實驗結果比較得知，PLB與PMB在1s和100s時刻的應力松弛率均明顯大于AMB與ALB，表明PLB與PMB無論是瞬時粘性，還是被拉長后的粘性均強于AMB與ALB。此實驗結果提示:PLB與PMB無論在膝關節(jié)運動瞬間，還是在較長時間持續(xù)運動中，均具有較好的自我調(diào)整能力，能夠承受關節(jié)運動對其產(chǎn)生的較大牽拉、扭轉等負荷，適應較長時間工作的應力需要。有研究表明，在伸膝關節(jié)的最后20°時往往還伴有內(nèi)旋運動［3］。筆者認為，PLB與PMB粘性較強，是其能夠承受這種獨特運動形式的材料學原因之一②本課題主要從生物材料力學的角度對交叉韌帶不同部分進行實驗研究，對其組織結構、力學構造等方面與材料學實驗結果的關系等方面的研究有待今后進一步深入。。此外，從膝關節(jié)韌帶損傷的臨床表現(xiàn)看，PLB與PMB相對來說也比AMB與ALB發(fā)生率低［8］，可能也是因為后者的粘性較差，其材料應變的適應能力相對不足的緣故。

4.2.1.2 彈性響應特征

試驗中分別記錄ACL與PCL各部分處于2%、4%、6%、8%的階躍應變，保持應變150s，同步記錄載荷-時間關系曲線。在同一階躍應變下，ACL與PCL 各部分瞬時彈性響應均呈現(xiàn)非線性關系。計算ACL與PCL不同部分若干試件處于2%、4%、6%、8%的階躍應變的，經(jīng)方差分析，F(xiàn)檢驗，確定用“tamhane’s T2”法，進行成對比較，t檢驗。結果為:1）在拉伸至2%時，瞬時彈性響應ALB明顯大于 AMB、PLB（P＜0.05）；2）在拉伸至4%時，瞬時彈性響應ALB明顯大于AMB（P＜0.05），ALB高度明顯大于PLB（P＜0.01）；3）在拉伸至6%和8%時，瞬時彈性響應ALB均明顯大于 AMB（P＜0.05），ALB均明顯大于PLB（P＜0.05，表2）。

表2 ACL與PCL各部分瞬時彈性響應比較一覽表Table 2 Comparison of Instantaneous Elastic Response for Various Parts of ACL and PCL （，MPa）

表2 ACL與PCL各部分瞬時彈性響應比較一覽表Table 2 Comparison of Instantaneous Elastic Response for Various Parts of ACL and PCL （，MPa）

注:AMB與PLB、ALB、PMB之間比較:＃表示P＜0.05；PLB與AMB、ALB、PMB之間比較:◆表示P＜0.05，◆◆表示P＜0.01；ALB與AMB、PLB、PMB之間比較，●表示 P＜0.05；●●表示P＜0.01；PMB與 AMB、PLB、ALB之間比較，◇表示P＜0.05。

應 變2% 4% 6% 8%AMB 0.0641±0.0602● 0.1900±0.1408● 0.3467±0.2540● 0.4759±0.3662●PLB 0.0495±0.0385● 0.1644±0.1195●● 0.3422±0.2598● 0.5394±0.4242●ALB 0.2753±0.2763◇◆ 0.4939±0.3628◇◆◆ 0.7105±0.4582◇◆ 0.9424±0.5784◇◆PMB 0.1803±0.3095 0.5585±0.9715 0.9899±1.7238 1.4445±1.0038

“瞬時彈性響應”是指生物材料在外力作用下產(chǎn)生拉伸變形時瞬間產(chǎn)生的應力。數(shù)據(jù)比較顯示，AMB在2%時的瞬時彈性響應明顯大于PLB，說明前者在拉伸的初始階段對使其變形所施加的力反應較強；ALB在4%時的瞬時彈性響應明顯大于AMB與PLB，ALB在6%和8%時的瞬時彈性響應均明顯大于AMB，說明ALB即使隨著材料的被拉伸長度的增加，仍然會保持對使其變形所施加的力呈現(xiàn)較強的應力特征。RaceA等研究表明，ALB的橫截面積是PMB的2倍，其堅韌性和強度是PMB的1.5倍［14］，是否就是ALB瞬時彈性響應較大的原因，有待進一步研究確定。

4.2.1.3 歸一化應力松弛函數(shù)

歸一化應力松弛函數(shù)的表達公式為“G（t）＝Clnt＋D”［9］，根據(jù)實驗數(shù)據(jù)擬合出 AMB、PLB、ALB、PMB的常數(shù)C、D，代入公式，得到其歸一化應力松弛函數(shù)（表3）。

表3 ACL與PCL各部分歸一化應力松弛函數(shù)一覽表Table 3 Normalized Stress Relaxation Function for Various Parts of ACL and PCL

4.3 一維拉伸試驗

通過一維拉伸破壞試驗的數(shù)據(jù)繪出ACL與PCL各部分應力-應變關系曲線圖，由此圖得到AMB、PLB、ALB、PMB的拉伸剛度、彈性模量、破壞應力、破壞應變等力學參數(shù)①拉伸剛度與彈性模量的確定:交叉韌帶各部分均為粘彈性組織，從本實驗數(shù)據(jù)繪出的拉伸圖形表明，ACL與PCL不同部分在變形為10%時，均呈現(xiàn)出較好的線性狀態(tài)，故確定此時刻的載荷為“拉伸剛度”，而以此時刻的應力均數(shù)除以應變得到的數(shù)值為“彈性模量”。，了解其抗拉伸能力。此外，通過該實驗的數(shù)據(jù)還能夠計算得到AMB、PLB、ALB、PMB的常數(shù)，并推導本構方程。

4.3.1 應力-應變關系

通過實驗數(shù)據(jù)繪出的 AMB、PLB、ALB、PMB“應力-應變關系”曲線均表現(xiàn)出共同的特征:應力隨著應變增大達到一定值后，又逐漸減小。拉伸應力在5%應變段內(nèi)改變較小，在6%～12%應變段，拉伸應力隨應變增大而增大，達到12%后，應力隨著應變的增長，呈現(xiàn)逐漸減小的現(xiàn)象（圖8～圖11）。

圖8 AMB“應力-應變”關系曲線圖Figure 8.AMB"Stress-Strain"Curve

圖9 PLB“應力-應變”關系曲線圖Figure 9 PLB"Stress-Strain Relationship

圖10 ALB“應力-應變”關系曲線圖Figure 10.ALB"Stress-Strain"Curve

圖11 PMB“應力-應變”關系曲線圖Figure 11.PMB Stress-Strain Curve

ACL與PCL與人體其他關節(jié)的韌帶一樣，主要為膠原纖維，這類纖維在受力初期均會表現(xiàn)出各部分的膠原纖維排列成波浪狀，膠原與蛋白多糖基質(zhì)和間隙液相互作用，共同承受應力應變而不易引起組織損傷。然而，隨著應變增加，部分屈曲較小的膠原纖維在受力早期即被拉直，隨應變的增加出現(xiàn)了較大的應力松弛甚至局部破壞，拉伸剛度迅速減小，較小的應力增加也能產(chǎn)生很大的應變增量，組織開始變形甚至破壞［4］。故為了防止膝關節(jié)的ACL與PCL各部分出現(xiàn)損傷，在下肢完成各種運動，或者承重時，一定要注意運動強度、運動持續(xù)時間等要素的把握，盡量避免長時間的持續(xù)受力，也應注意加強膝關節(jié)周圍肌力的訓練，增強其對保持關節(jié)穩(wěn)定性效果，達到保護關節(jié)韌帶的作用。

4.3.2 抗拉伸能力

拉伸剛度、彈性模量、破壞應力和破壞應變均能夠反映生物組織承受拉伸負荷的能力。通過實驗數(shù)據(jù)計算，確定 AMB、PLB、ALB、PMB的4項指標（表4）。經(jīng)方差分析、F檢驗，結果有2點:1）ACL與PCL各部分的拉伸剛度、彈性模量、破壞應力均沒有顯著性差異（P＞0.05）；2）PLB與PMB的破壞應變明顯大于AMB與ALB（P＜0.05）。

表4 ACL與PCL不同部分抗拉伸能力參數(shù)一覽表Table 4 Anti－tensile Capacity Parameters for Different Parts of ACL and PCL （）

表4 ACL與PCL不同部分抗拉伸能力參數(shù)一覽表Table 4 Anti－tensile Capacity Parameters for Different Parts of ACL and PCL （）

注:AMB與PLB、ALB、PMB之間比較:＃表示P＜0.05；PLB與 AMB、ALB、PMB之間比較:◆表示P＜0.05；ALB與AMB、PLB、PMB之間比較:●表示P＜0.05；PMB與AMB、PLB、ALB之間比較:◇表示P＜0.05。

拉伸剛度（N） 彈性模量（Mpa） 破壞應力（Mpa） 破壞應變（%）AMB 0.3786±0.2304 5.3744±4.2092 0.7416±0.4807 13.47±4.79◆◇PLB 0.6422±0.4305 7.5879±5.3867 1.2504±0.9950 19.81±8.32＃●ALB 0.6553±0.4661 10.8190±8.2478 1.2518±0.7752 12.82±3.61◆◇PMB 0.5965±0.6517 9.1417±8.6321 1.4196±1.0039 19.04±10.35?！?/p>

ACL與PCL不同部分的破壞應力均取其發(fā)生破壞的那一時刻的載荷／初始橫截面積計算得到。從統(tǒng)計學比較結果看，ACL與PCL不同部分的拉伸剛度、彈性模量、破壞應力沒有顯著性差異，表明來源相同、組織結構相似的生物材料只要處于生理受力范圍內(nèi)力學特征相同。破壞應變?yōu)椴牧系纳扉L值／原始長度，PLB與PMB的破壞應變較大，表明其受力后伸長值較大，延展性較好，抗拉伸能力較強，此結果進一步從材料力學角度證實了PLB與PMB較AMB與ALB在運動損傷發(fā)生率方面會存在一定差異。

4.3.3 本構方程

本構方程是表示固體中應力與應變關系的方程，是對生物材料在外力作用下響應的數(shù)學描述，有助于人們對生物材料特性的本質(zhì)認識和深入分析［15］。先將AMB、PLB、ALB、PMB的應力松弛實驗數(shù)據(jù)代入函數(shù)公式:“σe（ε）＝A（eBε-1）與G（t）＝Clnt＋D”計算得到常數(shù)“A”、“B”、“C”、“D”，然后再代入下列方程，即可得到ACL與PCL不同部分的本構方程。

表5 ACL與PCL不同部分本構方程常數(shù)一覽表Table 5 Constitutive Equation Constants for Different Parts of ACL and PCL

5 結論

1.ACL與PCL各部分生物材料力學特性沒有側別差異，主要是由于其組織結構來源相同、雙側下肢功能相同所致。

2.AMB與ALB較之PLB與PMB更容易發(fā)生損傷，與其材料粘彈性、破壞應變等力學特性方面的差異有關。

3.在材料對負荷的瞬時彈性響應方面，AMB在被拉伸的初始階段對使其變形所施加的外力反應較強；ALB隨著材料的被拉伸長度的增加，對使其變形所施加的力反應呈現(xiàn)逐漸增強的現(xiàn)象。

4.ACL與PCL的不同部分拉伸剛度、彈性模量、破壞應力沒有顯著性差異，表明來源相同、組織結構相似的生物材料只要處于生理受力范圍內(nèi)，材料力學特征基本相同。

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