沈國琪 張春林

骨－骨水泥界面環(huán)形凹槽對(duì)人工假體生物力學(xué)影響的實(shí)驗(yàn)研究

沈國琪 張春林

目的分析新型骨－骨水泥－假體模型在增加環(huán)形凹槽后的生物力學(xué)和界面微觀變化。方法使用刀具對(duì)骨床進(jìn)行處理，使之產(chǎn)生兩個(gè)環(huán)形凹槽，建立新型骨－骨水泥－假體模型，將沒有環(huán)形凹槽的模型作為對(duì)照組。將兩種模型使用 Micro-CT 進(jìn)行檢測(cè)，計(jì)算模型的微觀參數(shù)。然后將模型使用生物力學(xué)測(cè)試儀進(jìn)行生物力學(xué)測(cè)試。對(duì)比分析實(shí)驗(yàn)組和對(duì)照組的骨－骨水泥界面接觸面積和模型孔隙率，生物力學(xué)的測(cè)試結(jié)果，并對(duì)模型微觀參數(shù)和生物力學(xué)測(cè)試結(jié)果進(jìn)行相關(guān)性分析。結(jié)果實(shí)驗(yàn)組的骨－骨水泥界面的接觸面積 ( 5470±265 ) mm2明顯大于對(duì)照組 ( 5289±299 ) mm2，但是兩組之間的孔隙率差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義 ( 1.50± 0.382 ) % vs. ( 1.59±0.496 ) %。生物力學(xué)測(cè)試結(jié)果顯示：模型的失效主要發(fā)生在骨－骨水泥界面。相對(duì)于對(duì)照組，實(shí)驗(yàn)組的抗拉伸 ( 7337±1825 ) N vs. ( 5564±1359 ) N 和抗旋轉(zhuǎn)能力 ( 65.70±4.83 ) N · m vs. ( 60.60± 4.43 ) N · m 明顯大于對(duì)照組。其次，研究發(fā)現(xiàn)模型的抗拉伸和抗旋轉(zhuǎn)能力與骨－骨水泥的接觸面積有明顯正相關(guān)性 R2＝0.85 和 R2＝0.77，但是與模型的孔隙率成負(fù)相關(guān) R2＝0.57 和 R2＝0.43。有限元分析發(fā)現(xiàn)，實(shí)驗(yàn)組模型有更小的應(yīng)力分布現(xiàn)象。結(jié)論通過處理使骨質(zhì)髓腔內(nèi)壁產(chǎn)生環(huán)形凹槽，導(dǎo)致骨水泥和骨質(zhì)可以更好地進(jìn)行交鎖，增強(qiáng)骨－骨水泥界面的強(qiáng)度，提高骨水泥型人工關(guān)節(jié)初始穩(wěn)定性。

界面；骨水泥；人工假體；生物力學(xué)

骨水泥即聚甲基丙烯酸甲酯常用于人工關(guān)節(jié)置換的固定。當(dāng)前，許多研究集中在改變骨水泥－假體界面固定，但是對(duì)于骨水泥型人工關(guān)節(jié)置換，其遠(yuǎn)期失效的主要原因是骨－骨水泥界面的無菌性松動(dòng)[1]。其固定的強(qiáng)度依賴于骨水泥與骨質(zhì)之間良好的交鎖。有研究發(fā)現(xiàn)：滲透深度和骨水泥－骨質(zhì)界面的強(qiáng)度存在正相關(guān)性[2]。骨水泥對(duì)骨質(zhì)的滲透深度取決于幾個(gè)因素，包括骨水泥黏度[3]、骨準(zhǔn)備技術(shù)[4]、骨水泥的加壓輸注[5]及骨的質(zhì)量和形態(tài)，這些有助于加強(qiáng)骨水泥－骨界面的機(jī)械性能。其次，骨髓腔內(nèi)壁較多的孔隙將產(chǎn)生剪切強(qiáng)度更高的骨－骨水泥界面[6]。骨－骨水泥界面的強(qiáng)度與兩者之間的交鎖程度和接觸面積有很強(qiáng)的正相關(guān)性[7-8]。

在現(xiàn)有的常規(guī)手術(shù)方案基礎(chǔ)上，增加骨－骨水泥界面的交鎖程度和接觸面積有可能增加界面的機(jī)械強(qiáng)度，使骨水泥型人工關(guān)節(jié)達(dá)到更好的初期穩(wěn)定性，從而增加人工關(guān)節(jié)的壽命。所以，本實(shí)驗(yàn)采用刀具 ( 專利號(hào)：CN103315797A ) 對(duì)新鮮豬股骨的髓腔內(nèi)壁進(jìn)行干預(yù)，使股骨髓腔內(nèi)表面產(chǎn)生兩個(gè)深度和高度適合的環(huán)形凹槽。理論上，進(jìn)行人工假體組配時(shí)，股骨髓腔內(nèi)表面的環(huán)形凹槽可以在骨與骨水泥之間產(chǎn)生更好的界面浸潤和接觸。與傳統(tǒng)的骨－骨水泥界面相比，新界面將有更好的初始穩(wěn)定性。通過對(duì)骨－骨水泥－假體模型的生物力學(xué)對(duì)比和微觀檢測(cè)以及相關(guān)性分析來驗(yàn)證干預(yù)的效果。

材料與方法

一、新型骨－骨水泥－假體模型的建立

新鮮豬股骨樣本若干。去除周圍組織和股骨兩端，僅保留股骨干部分。保留股骨干的長度為( 60±1 ) mm。使用醫(yī)學(xué)擴(kuò)髓器模擬人工關(guān)節(jié)置換術(shù)對(duì)股骨干進(jìn)行逐級(jí)擴(kuò)髓，去除骨髓腔內(nèi)的骨髓和大部分的松質(zhì)骨。切割后的股骨放在 -20 ℃ 冰箱內(nèi)進(jìn)行保存。將股骨樣本按直徑大小進(jìn)行編號(hào)，使用Excel 軟件進(jìn)行隨機(jī)分組，分為拉伸實(shí)驗(yàn)組、旋轉(zhuǎn)實(shí)驗(yàn)組和拉伸對(duì)照組、旋轉(zhuǎn)對(duì)照組，每組 10 個(gè)樣本。使用新型擴(kuò)髓刀具對(duì)實(shí)驗(yàn)組的骨髓腔內(nèi)壁進(jìn)行二次處理，使實(shí)驗(yàn)組股骨的內(nèi)壁生成兩個(gè)高 2 mm，深2 mm 的骨皮質(zhì)凹槽，分別在 20 mm 和 40 mm 處。對(duì)照組的髓腔內(nèi)壁不作該處理。

使用鈷鉻鉬材料模擬人工關(guān)節(jié)假體，人工假體柄為圓柱狀，直徑 12 mm，長 50 mm，遠(yuǎn)端有光滑的弧面，外表鍍有粗糙的微孔結(jié)構(gòu)。在假體柄外有一固定桿，規(guī)格 14 mm×14 mm×30 mm，固定桿中間有一直徑為 8 mm 的圓柱狀孔洞，使其可以在后續(xù)生物力學(xué)測(cè)試儀器上進(jìn)行固定和測(cè)試。人工骨水泥在真空條件下進(jìn)行攪拌，然后在骨水泥處于面團(tuán)期時(shí)逆行導(dǎo)入股骨髓腔內(nèi)。插入鈷鉻鉬材料的模擬型人工假體，并在人工假體的固定桿施加 200 N 的恒壓 120 s，直到人工骨水泥充分凝固( 圖1 )。股骨髓腔直徑和人工假體決定了骨水泥的厚度為 3 mm 左右，這樣被認(rèn)為骨水泥假體有最低的失效率[9]。

二、Micro-CT 檢測(cè)

將所有的模型都使用 Micro-CT ( 通用電氣公司 )進(jìn)行掃描。樣本通過假體柄外的固定桿被垂直倒立放置在測(cè)試儀的固定鉗上。每次掃描順時(shí)針旋轉(zhuǎn)0.19°，電壓 240 KV，電流 200 μA，分辨率 45 μm，平均掃描時(shí)間 ( 90±5 ) min。掃描后使用 DATOSX 軟件進(jìn)行圖像采集，然后進(jìn)行重建可視化。再將圖像轉(zhuǎn)換到 VGstudio 軟件中，對(duì)圖像進(jìn)行基于骨、骨水泥、人工假體的 CT 灰度強(qiáng)度的單獨(dú)閾值所進(jìn)行的三維重建 ( 圖2 )。使用 VGstudio 軟件計(jì)算出每個(gè)模型的總體積、骨水泥體積、骨體積、孔隙體積、骨－骨水泥的接觸面積、骨水泥殼的平均厚度。孔隙率是模型的孔隙體積與總體積的比值。由于人工假體是鈷鉻鉬材料，在圖像重建時(shí)，金屬假體對(duì)骨水泥和骨質(zhì)的圖像影響很大。試驗(yàn)中將人工金屬假體圖像從模型中提取出來，然后再對(duì)模型進(jìn)進(jìn)行分析和計(jì)算，避免金屬假體對(duì)骨－水泥界面的影響。

三、生物力學(xué)測(cè)試

采用拉扭復(fù)合生物力學(xué)試驗(yàn)機(jī)進(jìn)行生物力學(xué)測(cè)試。在生物力學(xué)測(cè)試過程中，模型被垂直固定在生物力學(xué)試驗(yàn)機(jī)上 ( 圖3 )。在進(jìn)行測(cè)試之前，需要對(duì)樣本采取適應(yīng)載荷來消除骨質(zhì)松弛和蠕變的影響，使模型產(chǎn)生適應(yīng)，頻率 2 Hz，載荷 -100～100 N，時(shí)間 15 s。在拉伸測(cè)試過程中，施加垂直向上的初始載荷 100 N，位移比 2 mm / min，每秒產(chǎn)生 20 個(gè)數(shù)據(jù)。旋轉(zhuǎn)組是施加垂直于模型縱軸的扭轉(zhuǎn)載荷，初始載荷 100 N，旋轉(zhuǎn)率 5° / min，每秒產(chǎn)生 20 個(gè)數(shù)據(jù)。實(shí)時(shí)觀察測(cè)試進(jìn)程，當(dāng)標(biāo)本出現(xiàn)骨皮質(zhì)骨折、骨－骨水泥界面或骨水泥－假體界面出現(xiàn)明顯分離、人工假體斷裂時(shí)，即認(rèn)為模型失效，停止測(cè)試，此時(shí)的最大載荷，即模型失效載荷。根據(jù)加載數(shù)據(jù)繪出每個(gè)樣本的加載曲線即載荷－位移曲線。每個(gè)樣本的拉伸或者旋轉(zhuǎn)實(shí)驗(yàn)都是在相同的條件下進(jìn)行。

四、有限元分析

基于 Mirco-CT 掃描的圖像對(duì)模型進(jìn)行有限元建模，使用 ANSYS14.0 分別創(chuàng)建實(shí)驗(yàn)組和對(duì)照組的網(wǎng)格。模型的初始材料特性被認(rèn)為是線性彈性和等向性的。股骨、骨水泥和假體的楊氏模量[10]分別設(shè)置為 16.7、3.0、200 G pa，泊松比為 0.3?；?Mirco-CT 灰度值的骨質(zhì)使用校準(zhǔn)模型轉(zhuǎn)換為等值 HA-密度。HA-密度和楊氏模量間的假設(shè)線性關(guān)系使骨質(zhì)的楊氏模量為 0.1～20 000 M pa ( n＝0.3 )。在拉伸試驗(yàn)中，假設(shè)在生物力學(xué)時(shí)，在模型假體的頂端施加一個(gè)大小為 2.4 KN 的垂直載荷。在扭轉(zhuǎn)試驗(yàn)中，施加一個(gè) 40 N · m 的旋轉(zhuǎn)扭矩。

五、統(tǒng)計(jì)學(xué)處理

數(shù)據(jù)的描述采用 Shapiro-Wilk-test 進(jìn)行檢驗(yàn)。兩樣本 t 檢驗(yàn)使用 Bonferroni 校正多重比較，使用雙向 t 檢驗(yàn)，P＜0.05 為差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。將骨－骨水泥－假體模型的 Micro-CT 的微觀檢測(cè)實(shí)驗(yàn)結(jié)果與生物力學(xué)的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)進(jìn)行回歸分析預(yù)測(cè)，了解相互之間的相關(guān)性。所有的統(tǒng)計(jì)分析均使用 SPSS 18.0 ( SPSS，Chicago，Illinois ) 進(jìn)行統(tǒng)計(jì)學(xué)分析。

結(jié) 果

一、Micro-CT 測(cè)試結(jié)果

對(duì)模型進(jìn)行 Micro-CT 檢測(cè)后，將實(shí)驗(yàn)組和對(duì)照組的參數(shù)進(jìn)行對(duì)比。實(shí)驗(yàn)組 ( 5470±265 ) mm2相對(duì)于對(duì)照組 ( 5289±299 ) mm2有更大的接觸面積 ( P＜0.05 )?？紫堵蕛山M間差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義 ( P＞0.05 )，( 1.50±0.382 ) % vs. ( 1.59±0.496 ) % ( 表1 )。

表1 對(duì)照組和實(shí)驗(yàn)組的 Micro-CT 檢測(cè)結(jié)果對(duì)比 (±s )Tab.1 Control group and experimental group of Micro-CT test results (±s )

表1 對(duì)照組和實(shí)驗(yàn)組的 Micro-CT 檢測(cè)結(jié)果對(duì)比 (±s )Tab.1 Control group and experimental group of Micro-CT test results (±s )

組別 接觸面積 ( mm2) 孔隙率 ( % )實(shí)驗(yàn)組 5470±265 1.50±0.382對(duì)照組 5289±299 1.59±0.496 P 值 ＜0.05 0.513

二、生物力學(xué)測(cè)試結(jié)果

圖1 骨 - 骨水泥 - 假體模型的建立圖2 對(duì)照組 ( a ) 和實(shí)驗(yàn)組 ( b ) 的 Micro-CT 檢測(cè)圖。實(shí)驗(yàn)組通過新型刀具處理，在新鮮股骨髓腔內(nèi)壁的 20 mm 和 40 mm 處分別有一個(gè)高約 2 mm 、深約 2 mm 的環(huán)形凹槽。其中，中間黑色為人工鈷絡(luò)鉬假體，黃色為骨水泥，灰色為股骨圖3 生物力學(xué)測(cè)試圖；左邊為拉伸實(shí)驗(yàn)生物力學(xué)測(cè)試，右邊為旋轉(zhuǎn)實(shí)驗(yàn)生物力學(xué)測(cè)試Fig.1 The model of bone-cement-prosthesis componentFig.2 The Micro-CT detection of bone-cement-prosthesis component, control group ( a ) and experimental group ( b ). In the experimental group, 20 mm and 40 mm in the inner wall of the fresh femoral medullary cavity were treated with a new type of cutting tool to have a circular groove with height of about 2 mm and depth of about 2 mmFig.3 Biomechanical test; the left side of the biomechanical test was tensile test, and the right side was the rotating biomechanical test

在拉伸試驗(yàn)中，樣品全部在骨－骨水泥界面失效，即在骨水泥－骨界面產(chǎn)生了明顯位移。實(shí)驗(yàn)組( 7337±1825 ) N 相對(duì)于對(duì)照組 ( 5564±1359 ) N 有更好的抗拉伸能力 ( P＜0.05 )。在旋轉(zhuǎn)實(shí)驗(yàn)中，17 個(gè)樣品在骨－骨水泥界面產(chǎn)生失效，但是對(duì)照組有一個(gè)是由于縱形骨折產(chǎn)生的失效，而實(shí)驗(yàn)組為 2 個(gè)( 圖4 )。實(shí)驗(yàn)組 ( 65.70±4.83 ) N · m 相對(duì)于對(duì)照組( 60.60±4.43 ) N · m 有更好的抗旋轉(zhuǎn)能力 ( 表2 )。

表2 對(duì)照組和實(shí)驗(yàn)組的生物力學(xué)測(cè)試對(duì)比 (±s )Tab.2 Comparison of biomechanical tests between the control and experimental group (±s )

表2 對(duì)照組和實(shí)驗(yàn)組的生物力學(xué)測(cè)試對(duì)比 (±s )Tab.2 Comparison of biomechanical tests between the control and experimental group (±s )

組別 接觸面積 ( mm2) 孔隙率 ( % )實(shí)驗(yàn)組 7337±1825 65.70±4.83對(duì)照組 5564±1359 60.60±4.43 P 值 ＜0.05 ＜0.05

圖4 生物力學(xué)測(cè)試前后具有代表性的樣本 a：拉伸實(shí)驗(yàn)前的模型；b：拉伸試驗(yàn)后的模型，可見骨 - 骨水泥界面出現(xiàn)了明顯相對(duì)位移；c：旋轉(zhuǎn)實(shí)驗(yàn)前的模型；d：旋轉(zhuǎn)試驗(yàn)后的模型，可見股骨皮質(zhì)出現(xiàn)了縱形骨折；e：旋轉(zhuǎn)試驗(yàn)后的模型，在骨 - 骨水泥界面出現(xiàn)了明顯位移 ( 黑色標(biāo)注 )Fig.4 Tesponses after the biomechanical test: before tensile test ( a ); after tensile test-the stretched displacement occurred at the bone-cement interface of all the samples and the cement-prosthesis interface did not have a displacement ( b ); before torsion test ( c ), after torsion test -longitudinal fracture of the femoral cortex ( d ), -cortical bone fractures occurred in the samples, and significant loosening of the bone-cement interface was observed, while loosening of the cement-prosthesis interface was not observed ( e )

三、生物力學(xué)和微觀檢測(cè)的相關(guān)性分析

對(duì) Micro-CT 的檢測(cè)結(jié)果和生物力學(xué)的測(cè)試結(jié)果進(jìn)行線性回歸分析后發(fā)現(xiàn)：在拉伸實(shí)驗(yàn)中，包括實(shí)驗(yàn)組和對(duì)照組，接觸面積和骨－骨水泥－假體模型的最大載荷之間有較高的相關(guān)性 ( R2＝0.85 )；同樣，在旋轉(zhuǎn)實(shí)驗(yàn)中，包括實(shí)驗(yàn)組和對(duì)照組，接觸面積和骨－骨水泥－假體模型的最大扭矩也有較大的相關(guān)性 ( R2＝0.77 )。其次，骨－骨水泥－假體模型的孔隙率和模型的最大載荷和最大扭矩之間也是有關(guān)系的，R2＝0.57 和 R2＝0.43 ( 圖5 )。

在有限元分析中，實(shí)驗(yàn)組模型的拉伸和旋轉(zhuǎn)峰值應(yīng)力 23.48 M pa 和 161.5 M pa 均明顯低于對(duì)照組27.62 M pa 和 182.3 M pa ( 圖6 )。同樣，在拉伸和旋轉(zhuǎn)分析中，實(shí)驗(yàn)組的股骨組件的應(yīng)力峰值明顯低于對(duì)照組。在實(shí)驗(yàn)組的股骨凹槽中發(fā)現(xiàn)了應(yīng)力集中，拉伸和旋轉(zhuǎn)應(yīng)力大小分別為 7.9 M pa 和 30 M pa，可是股骨的屈服載荷約 150 M pa，所以在實(shí)驗(yàn)組的環(huán)形凹槽內(nèi)沒有發(fā)生失效 ( 圖7 )。

討 論

在骨水泥型人工關(guān)節(jié)置換手術(shù)后，骨與骨水泥界面的完整性對(duì)于術(shù)后的人工關(guān)節(jié)穩(wěn)定和使用壽命是非常重要的[11-12]。翻修手術(shù)取出的骨水泥殼上大量的裂紋證明：早期骨水泥損害主要發(fā)生在骨－骨水泥界面，界面的缺陷可以促進(jìn)人工假體系統(tǒng)的失效[13]。假體組件的初始固定強(qiáng)度是植入物的長期使用壽命的主要影響因素[14]。另外，骨水泥滲透對(duì)植入物也有非常重要的作用，可以創(chuàng)建一個(gè)理想的骨與骨水泥交鎖界面，從而有更好的界面初始固定強(qiáng)度[15]。有學(xué)者證明，在全膝關(guān)節(jié)置換手術(shù)后，脛骨組件的骨與骨水泥之間較大的初始交鎖會(huì)產(chǎn)生更穩(wěn)定的結(jié)構(gòu)，更少的微動(dòng)和更長的植入物壽命[16]。反向研究也發(fā)現(xiàn)：大多數(shù)植入物的失效是由劣質(zhì)的骨水泥灌注技術(shù)所引起，較差的骨水泥浸潤是一個(gè)重要的不利因素[17]。通過充分的骨床準(zhǔn)備和骨水泥加壓所產(chǎn)生的骨水泥和骨間的交鎖，被認(rèn)為是關(guān)節(jié)假體置換中產(chǎn)生良好初始固定的重要因素[18]。最新的骨水泥技術(shù)的主要目的在于讓骨與骨水泥達(dá)到更好的交鎖所產(chǎn)生的人工假體固定，以達(dá)到更好的臨床治療效果，包括：使用脈沖灌洗股骨髓腔、放置遠(yuǎn)端骨水泥塞、逆行加壓灌注骨水泥和使用生物型骨水泥，即將羥基磷灰石顆粒加入骨水泥中，來增加骨－骨水泥界面的結(jié)合力[19-22]。還有學(xué)者使用振動(dòng)力學(xué)原理設(shè)計(jì)了一個(gè)骨水泥振蕩器，來增加骨－骨水泥界面的交鎖能力，理論上的結(jié)果也是可行的[23]。

本實(shí)驗(yàn)使用刀具對(duì)骨質(zhì)內(nèi)壁進(jìn)行髓腔擴(kuò)髓后的處理，使骨質(zhì)內(nèi)壁形成兩個(gè)深 2 mm，高 2 mm 的環(huán)形骨質(zhì)凹槽。在凹槽處理后，使用脈沖灌洗來清理所產(chǎn)生的骨微粒，防止骨微粒對(duì)骨－骨水泥界面產(chǎn)生影響。理論上，在進(jìn)行骨水泥的灌注時(shí)，骨水泥會(huì)進(jìn)入內(nèi)壁凹槽，并形成兩個(gè)凸向股骨內(nèi)壁的圓形骨水泥環(huán)，從而增加骨與骨水泥的接觸界面和更好的骨水泥浸潤程度，產(chǎn)生更好的植入物初始固定強(qiáng)度。Arola 等[24]通過使用特制工具使骨質(zhì)內(nèi)表面產(chǎn)生各種不同的表面紋理，并且證明初始位移和植入物穩(wěn)定性依賴于骨表面的形態(tài)。但是其使用的工具的結(jié)果是產(chǎn)生了一個(gè)總長 2 mm，深度和寬度只有0.2 mm 并行排列的多凹槽紋理。在骨水泥的加壓灌注過程中，由于骨水泥的黏性，導(dǎo)致骨水泥并不一定能很好地進(jìn)入骨髓腔內(nèi)壁新的凹槽內(nèi)，缺少骨髓腔內(nèi)壁骨水泥浸潤的有效證據(jù)。

圖5 線性相關(guān)模型 a：拉伸負(fù)荷和接觸面積的線性相關(guān) R2= 0.85；b：旋轉(zhuǎn)扭矩和接觸面積的線性相關(guān) R2= 0.77；c：拉伸負(fù)荷和孔隙率的線性相關(guān) R2= 0.57；d：旋轉(zhuǎn)扭矩和孔隙率的線性相關(guān) R2= 0.43Fig.5 Linear regression models a: Tensile stress and contact area, R2= 0.85; b: Tensile stress and porosity, R2= 0.57; c: Maximum torque and contact area, R2= 0.77; d: Maximum torque and porosity, R2= 0.43; P < 0.05

圖6 骨 - 骨水泥 - 假體模型的應(yīng)力分布圖。在拉伸和旋轉(zhuǎn)分析中，實(shí)驗(yàn)組的峰值應(yīng)力均小于對(duì)照組Fig.6 Under the tension and rotation loads, the von Mises stress in the components of the experimental group was lower than that in the components of the control group

圖7 骨干的有限元分析應(yīng)力分布。在拉伸和旋轉(zhuǎn)測(cè)試中可以發(fā)現(xiàn)：實(shí)驗(yàn)組相對(duì)于對(duì)照組有更低的應(yīng)力分布Fig.7 Under the tension and rotation loads, the von Mises stress in the femur of the experimental group was lower than that in the femur of the control group

研究結(jié)果表明：使用了特殊刀具處理后的骨質(zhì)內(nèi)壁表面上，骨水泥可以很好地浸潤到內(nèi)壁表面上的環(huán)形凹槽內(nèi)，并在骨－骨水泥界面形成了一個(gè)特殊的骨與骨水泥交鎖，骨水泥－假體界面并沒有通過增加骨－骨水泥界面間的骨小梁和骨水泥的交鎖，能改善界面強(qiáng)度，增強(qiáng)假體柄的固定效果，減少假體柄松動(dòng)[25]。本研究結(jié)果顯示新型擴(kuò)髓組相對(duì)于傳統(tǒng)擴(kuò)髓組有著更多的骨與骨水泥接觸面積。接觸面積對(duì)于骨－骨水泥界面的強(qiáng)度有顯著正相關(guān)性[26-27]。

此結(jié)論與既往的研究結(jié)論類似：骨－骨水泥－假體模型的失效應(yīng)力和骨－骨水泥界面的接觸面積有著較高的相關(guān)性，無論是在拉伸張力組 ( R2＝0.85，P＜0.0001 )，還是旋轉(zhuǎn)剪切組 ( R2＝0.77，P＜0.0001 )。結(jié)合前面的結(jié)果可以相信，在本研究中，骨與骨水泥界面的接觸面積與界面的強(qiáng)度也有較高正相關(guān)性，所以增加骨水泥對(duì)骨質(zhì)的接觸有助于增加界面的強(qiáng)度。增加骨－骨水泥界面的交鎖強(qiáng)度同時(shí)也能減少微動(dòng)的發(fā)生，從而減少骨水泥磨屑的產(chǎn)生。而且，當(dāng)骨水泥－骨界面形成一個(gè)穩(wěn)定封閉的界面后，引起炎性反應(yīng)、骨溶解和骨松動(dòng)的磨損顆粒不能進(jìn)入骨－骨水泥界面，防止異物炎性反應(yīng)及溶骨反應(yīng)，減少了松動(dòng)的發(fā)生。

其次，本研究結(jié)果還顯示孔隙率與固定強(qiáng)度之間存在一定的負(fù)相關(guān)性。這也說明真空混合骨水泥和加壓灌注有助于減少模型內(nèi)的孔隙，降低孔隙率，從而增加骨－骨水泥界面的強(qiáng)度[28-29]。但是Oliver 等對(duì)臼杯內(nèi)的骨水泥進(jìn)行研究后發(fā)現(xiàn)：機(jī)械因素是導(dǎo)致植入物失效的最主要因素，骨水泥的孔隙率對(duì)植入物的長期作用是非常有限的，甚至可以忽略[30]。也有學(xué)者證明：真空混合骨水泥并沒有減少骨水泥殼的整體孔隙率和增加骨－骨水泥界面的強(qiáng)度，只是影響了孔隙率的分布[31]，所以對(duì)于孔隙率和固定強(qiáng)度的關(guān)系是有爭(zhēng)議的。

在有限元分析中，實(shí)驗(yàn)組的模型拉伸和旋轉(zhuǎn)整體應(yīng)力分布都明顯小于對(duì)照組。說明新增凹槽使模型應(yīng)力減小。同樣，在股骨干的應(yīng)力圖上，發(fā)現(xiàn)了同樣的現(xiàn)象。雖然實(shí)驗(yàn)組股骨干的環(huán)形凹槽上的應(yīng)力有集中現(xiàn)象，但是明顯小于股骨的屈服載荷，所以并不會(huì)對(duì)股骨干產(chǎn)生破壞，也就不會(huì)增加假體周圍骨折的風(fēng)險(xiǎn)。也就說明，新增骨髓腔內(nèi)壁的環(huán)形凹槽所導(dǎo)致的骨水泥殼應(yīng)力降低并不會(huì)增加人工的松動(dòng)風(fēng)險(xiǎn)。

本研究的不足是研究局限于實(shí)驗(yàn)室樣本，界面失效的過程只是在機(jī)械方面的結(jié)果。對(duì)于磨屑微粒和網(wǎng)狀纖維組織在人體內(nèi)產(chǎn)生的生物化學(xué)反應(yīng)并沒有進(jìn)行研究。將解剖與實(shí)驗(yàn)室制備的樣本進(jìn)行比較后發(fā)現(xiàn)：尸體的骨－骨水泥界面有更低的界面參數(shù)，可能是由于體內(nèi)的一系列生物化學(xué)反應(yīng)[32-33]。

本實(shí)驗(yàn)使用一種新型的工具來改變骨髓腔內(nèi)壁的表面形態(tài)。骨質(zhì)內(nèi)壁的變化使人工骨水泥能夠更好地和骨進(jìn)行相互交鎖，從而增加骨－骨水泥界面的初級(jí)穩(wěn)定性和生物力學(xué)強(qiáng)度，最終延長人工假體的使用壽命。

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A biomechanical analysis of the annular groove on the bone - cement interface

SHEN Guo-qi, ZHANG Chun-lin. Department of Orthopedics, the tenth People’s Hospital of Shanghai, Shanghai, 200072, China

ObjectiveTo identify whether the strength of bone-cement interface could be increased by changing the morphology of inner wall of bone medullary canal with grooves.MethodsSelf-developed new reamer was used to process fresh pig reamed femoral canal, resulting in two cortical grooves in the canal wall of the experimental group. We used the Micro-CT to scan all the models, and observed the infiltration of cement and to determin the differencs between the new bone-cement interface and the traditional interface. We used the biomechanical testing instrument to test the new and traditional bone-cement-prosthesis model ( tensile testing and rotation testing ), until the model failed. The biomechanical strength of both models was compared. We analyzed the correlation between the results of microscopic detection and biomechanical testing.ResultsThe contact area of the bone-cement interface was greater for the experimental group ( 5470 ± 265 ) mm2when compared to the specimens of the control group ( 5289 ± 299 ) mm2. However, the porosity for the experimental group ( 1.50 ± 0.382 ) % was similar to that of the control group ( 1.59 ± 0.496 ) %. In addition, biomechanical responses to tensile loading ( 7337 ± 1825 ) N vs. ( 5564 ± 1359 ) N and anti-rotation capability ( 65.70 ± 4.83 ) N · m vs. ( 60.60 ± 4.43 ) N · m showed that the specimens of the experimental group had stronger strains at the bone-cement interface compared to the control group. In the tensile testing, the contact area of bone-cement interface and the tensile force of models had strongly significant positive correlation ( R2= 0.85 ). In the rotational testing, the contact area of bone-cement interface and the maximal torsion had a strong correlation ( R2= 0.77 ). The relationships between the tensile force and the porosity and themaximal torsion and the porosity were observed. ( R2= 0.57 and R2= 0.43 ). The FEA results compared favorably to the tensile and torsion relationships determined experimentally.ConclusionsConverting the standard reaming process from a smooth boring cortical tube to one with grooves permits the cement to interlock with the reamed bony wall. This would increase the strength of the bone-cement interface. We believe that the addition of such grooves has the potential to enhance cement fixation to the bone, provide better initial fixation and extend longevity of the bone-cement-implant composite.

Interface; Bone cements; Artificial prosthesis; Biomechanical

ZHANG Chun-lin, Email: shzhangchunlin@163.com

10.3969/j.issn.2095-252X.2017.09.009

TQ314, Q66

上海浦江人才計(jì)劃 ( 13PJD023 )；上海交通大學(xué)醫(yī)工交叉研究基金 ( YG2012MS49 )

200072 上海市第十人民醫(yī)院骨科 ( 沈國琪、張春林 )

現(xiàn)在工作單位：215500 江蘇，常熟市第二人民醫(yī)院骨科

張春林，Email: shzhangchunlin@163.com

2016-11-29 )

( 本文編輯：李貴存 )

作者申明：此文章無利益沖突