人工髖關節組合界面微動腐蝕研究進展*

吳東升 張亞麗 張小剛 崔 文 張國賢 靳忠民

(1.西南交通大學機械工程學院,摩擦學研究所 四川成都 610036；2.西南交通大學材料先進技術教育部重點實驗室 四川成都 610036)

生命在于運動，而運動的基本保障是健康靈活的關節。關節疾病導致的運動受限極大地降低了生活質量。人工關節置換術是治療關節疾病和創傷最成功的治療手段之一，通過手術提高了患者髖部運動范圍和活動能力，減輕了患者的病痛。然而，目前人工關節的壽命大約為10～15年，顯然不能滿足現代生活節奏和老齡化的社會需求，其功能遠遠達不到臨床要求，約有20%的患者尚不滿意。人工關節置換術后仍然存在如無菌性松動、關節假體脫位、骨溶解、術后感染和假體斷裂等失效問題。其中由磨屑導致的無菌性松動是影響人工關節使用壽命和遠期療效最常見的并發癥，也是導致假體失敗的最常見原因(如圖1所示)。

圖1 人工髖關節置換后常見的臨床問題(a)磨粒反應[1]；(b)無菌性松動[2]；(c)假體脫位[1]；(d)骨溶解[1]

很多學者在滑動面設計優化和固定面改進方面都做了大量研究，新的研究成果使得關節滑動面的磨損降低了約50%，但是仍然存在很多人工關節失效的臨床問題，其主要原因在于關節組合部件結合面之間微動腐蝕。在典型生理活動中，髖關節組合界面受到微動與腐蝕2種機制的共同作用：在外界交變載荷作用下產生微米級(典型如0～38 μm)的相對運動[3-4]，這種運動導致金屬表面鈍化層的剝落與再鈍化，同時伴隨在生理環境下表面氧化膜的生成和破壞[5]，如此循環往復導致植入物的失效(如圖2所示[1])。

圖2 人工髖關節組合面微動腐蝕機制[1]

人工關節產品大部分采用組合式連接，如圖3所示。研究者們普遍認為：在全髖關節中球頭與股骨柄錐形連接處產生微動腐蝕，直接影響假體壽命。一方面，由于人體環境的復雜性，人工關節滑動面同時承受三維動態運動和力，而滑動面的摩擦通過組合件界面進行傳遞，從而導致組合件之間產生微動，并在體液作用下承受復雜的微動腐蝕，如不同金屬材料的配副在組合界面處，伴隨著電偶腐蝕、大直徑球頭和較小的頸干角增加了組合界面的力矩、炎癥因子等，體液環境的變化會在組合部位產生芬頓反應加速腐蝕；另一方面，手術操作過程中醫生的裝配力和裝配角度決定了組合界面間的連接強度，裝配過程中血液和骨屑的污染會增加腐蝕傾向，病人的活動度和身體質量指數等則對組合界面處的力學環境影響較大，這些因素都將直接影響組合界面的微動腐蝕，進而影響假體的壽命。

圖3 人工髖關節各接觸面的損傷模式

綜上可知：由于服役環境的復雜性、手術操作的規范性，以及每個患者的個體差異等多因素的影響，使得人工關節組合式部件之間的微動腐蝕機制非常復雜，單因素的微動腐蝕行為研究很難揭示復雜生理環境下人工髖關節的微動腐蝕損傷機制，從而導致無法解決人工關節壽命不足的臨床問題。因此，本文作者從假體組合方式、組合界面材料、設計參數、手術操作及患者和生理因素等5個方面對人工髖關節植入物組合界面微動腐蝕性能的研究成果進行綜述，提出人工髖關節組合界面微動腐蝕性能的研究方向，為新一代髖關節的優化設計及臨床研究提供一定的參考和指導。

1 微動腐蝕的影響因素

1.1 假體組合方式

髖關節球頭滑動承載面主要分為4種形式：金屬對金屬(MoM)、金屬對聚乙烯(MoP)、陶瓷對陶瓷(CoC)和陶瓷對聚乙烯(CoP)。對臨床取出物的研究表明：在以上4種組合方式的組合界面附近的組織中，都不同程度地存在著微動腐蝕產生的金屬磨屑[6-10]，而股骨頭和髖臼杯間關節支承面上的摩擦轉矩是影響微動腐蝕程度的重要因素之一。MoM型承載面，特別是具有大直徑且在惡劣條件下的金屬表面可以產生更高的摩擦扭矩，并將扭矩傳遞至組合界面，導致在錐形界面處產生嚴重的微動腐蝕行為。LANTING等[11]分別對MoM和MoP型假體取出物的磨損量進行了測量，結果表明：MoP型假體在頭頸部位的磨損量僅為MoM型假體的1/6(如圖4所示)。SENTUERK等[12]研究表明：與其他承載方式相比，CoC承載方式具有更好的潤滑性能、較低的摩擦因數和優異的化學穩定性。而HERNIGOU等[13-15]研究發現：使用CoC型承載方式后，假體發生磨損和骨溶解、累積的長期脫位風險、肌肉萎縮和頭頸部腐蝕等現象都有所減少;與CoC相比，在使用CoP的160對髖臼中，100%的髖臼和股骨均有溶骨性損傷，且頭頸部位的微動現象更嚴重。

圖4 MoP和MoM型假體頭頸部位材料磨損量[11]

近年來，雙動球頭由于能夠提高患者術后的活動度而得到了廣泛應用。但是，雙動球頭增加了滑動面的摩擦力矩，高摩擦力矩傳遞至頭頸組合部位，從而增加了頭頸組合部位的微動腐蝕程度[6,16-18]。DANIEL等[18]利用GOLDBERG評級法[19]對頭頸部位的微動腐蝕進行分級后發現：單動球頭和雙動球頭的頭頸部位微動腐蝕得分分別為6.86和7.20，即采用雙動球頭會加劇頭頸部位的微動腐蝕。另外，為便于翻修、調整下肢不等長、修復患者髖臼旋轉中心等，模塊化股骨柄設計得到了廣泛采用。但是，組合式股骨柄設計在載荷承載區域引入了頭頸(Head-neck)和頸莖(Neck-stem)2個結合面(如圖3中B處)，增加了微動腐蝕風險[20-21]。與頭頸部位結合面相比，頸莖結合界面存在著不完全接觸區，所承受力矩更大，在外界交變載荷作用下產生的微動幅值更大，因而該組合界面的微動腐蝕現象更為嚴重[22-25]。MIKKELSEN等[26]隨訪了33例采用模塊化股骨柄和30例采用非模塊化股骨柄的患者，發現前者假瘤發病率是后者的2倍。DUWELIUS等[27]研究對比了594例模塊化股骨柄和284例非模塊化股骨柄植入物患者，發現采用模塊化股骨柄并沒有減輕各類失效問題，反而加劇了結合部位的腐蝕、三體磨損和微動磨損等問題。

目前，關于假體組合方式的研究主要是通過對臨床取出物材料表面的磨損和腐蝕的程度進行定性研究，缺乏對不同假體組合方式下微動腐蝕產生機制的認識，而未來的研究應該更多地關注于在保留模塊化設計的基礎上，進行全髖試驗和仿真計算研究，探索不同假體組合方式下組合面微動腐蝕的產生機制。

1.2 組合界面材料

人工關節材料主要包括金屬材料、陶瓷材料和有機高分子材料。臨床取出物研究表明：在髖關節組合界面處的腐蝕現象與配副材料關系密切，不同金屬材料的配副由于電勢差異使得其結合部位可能產生電偶腐蝕[28-30]。COLLIER等[28]發現同種金屬配副下腐蝕程度很小，而鈦合金和鈷鉻合金配副下則出現了明顯的電偶腐蝕痕跡。但是，也有學者得出了不同的結論。耿浩[31]對鈷鉻鉬合金和鈦合金進行電偶腐蝕試驗，研究表明，在牛血清中2種合金出現了類似于協同保護作用機制。取出物和體外試驗研究均表明，頭頸部位鈷鉻鉬合金球頭與鈦合金頸的配副微動腐蝕損傷的程度比鈷鉻鉬與鈷鉻鉬配副更低[32-34]，電偶腐蝕并不是關節失效的主要因素。其次，頸部材料的疲勞強度對模塊化股骨柄的微動腐蝕影響也較大。THOMAS等[35]發現由于鈷鉻鉬合金的疲勞強度更高，頸部材料采用鈷鉻鉬合金其耐微動腐蝕性能較鈦合金提高了3倍以上。這和大部分臨床取出物和體外試驗結果是一致的[36-37]。另外，合金鈍化作用形成的鈍化膜可增強其耐腐蝕性能。研究表明：鈦合金與鈦合金配副具有更好的鈍化作用，擊穿電位更快，形成鈍化膜的速度更快，電化學性能表現優異[38]。但是，SWAMINATHAN等[34]通過銷盤試驗發現：與鈦合金/鈷鉻鉬配副相比，鈦合金/鈦合金配副的摩擦因數更高、微動電流和耗散能更大，在微動過程中鈍化膜更容易破壞，因此微動腐蝕會更嚴重。

陶瓷材料具有生物惰性、耐磨性好等優點，陶瓷材料進行各種改性和增韌后具有良好的耐腐蝕、耐磨損性能和優良的化學穩定性[39]。對陶瓷材料的取出物和體外試驗研究均發現：陶瓷球頭能夠顯著降低組合界面微動腐蝕，減少金屬離子的釋放和假體周圍的不良組織反應[39-45]。KYOMOTO等[39]通過體外試驗研究了氧化鋯增韌氧化鋁(ZTA)球頭和鈷鉻鉬合金球頭的腐蝕情況，發現ZTA球頭比鈷鉻鉬球頭在頭頸部位的微動腐蝕程度更低。KOCAGOZ等[41]通過對臨床取出物研究發現，與鈷鉻鉬球頭組相比，陶瓷球頭組由微動腐蝕導致的頭頸材料損失減少了一個數量級。

材料表面涂層處理可用于顯著改善材料的腐蝕性能，同時保持良好的機械性能[46-47]。氮化鈦、氮化鋯等涂層具有高硬度、良好的生物相容性和耐腐蝕性，類金剛石(DLC)薄膜兼具了石墨和金剛石優異的自潤滑、高電阻和高硬度等性能，因此，這些涂層材料都被用于關節植入物表明的改性。DING等[48]通過在Ti6Al4V基體表面制備DLC后發現：鍍膜增強了基體表層的硬度和彈性模量，使得其摩擦因數更低，微動腐蝕程度明顯降低。HENDRY和PILLIAR[49]通過物理氣相沉積在基體表面鍍上氮化鈦和氮化鋯涂層，使得其具有更高的硬度和更低的摩擦因數，表現出更好的抗微動腐蝕性能。大量研究認為這些涂層用于關節材料都可以降低組合界面的微動腐蝕[48-52]。

上述對于假體材料微動腐蝕的研究通常采用單一模式進行測試，研究范圍有限，且忽略了多運動模式的耦合效應的影響，無法對設計、制造提供精準的指導。另外，大量微動與腐蝕行為的研究都是獨立進行的，微動腐蝕的耦合作用機制尚不清楚。

1.3 設計參數

人工髖關節在設計制造中的很多參數，諸如球頭直徑、粗糙度、失配角、頸干角、錐形設計、頸部長度、偏心距等都將對組合界面的微動腐蝕產生影響[53-54]。目前，球頭直徑對微動腐蝕的影響還存在爭議：大直徑球頭在頭頸結合部位產生更大的力矩會使頭頸部位微動腐蝕加劇[55-56]，但SILJANDER等[57]對92例26、28、32、36、40 mm直徑球頭取出物研究發現，大直徑球頭在頭頸結合面具有更低的微動腐蝕程度，28 mm球頭在頭頸結合面的微動腐蝕最為嚴重。其次，不同廠家為了使頭頸結合面在裝配中配合良好，錐體表面粗糙度和形貌設計有很大差異。為了增強裝配效果，有些產品設計時常增加粗糙度及引入滾花螺紋形貌，這樣紋理之間便形成了微小間隙，從而使得體液在其中積聚形成腐蝕環境，并與機械作用一起增加了微動腐蝕的風險[58]。另外，增加失配角可以在裝配過程中產生更大的鎖緊力從而降低植入后的微動腐蝕程度，但卻增加了手術裝配難度。而頸干角小于135°會增加組合界面處的力矩[35]，導致微動腐蝕更嚴重。常見錐形設計主要有Type1、11/13、12/14、14/16等，主要是遠端直徑、錐度角和接觸長度不同，其中Type1遠端直徑最小，14/16最大，錐部厚度也是如此。NASSIF等[59]研究了Type1、11/13、12/14三種錐形設計，發現錐體越厚其接觸長度越長，同時其微動腐蝕程度也越大。TAN等[60]研究了44例采用不同錐形設計的植入物，發現11/13錐形設計微動腐蝕程度更嚴重。BROWN等[61]發現較長的頸部由于在頸部界面增加了不穩定性從而使結合部位的微動腐蝕程度增加，體外全髖試驗研究也驗證了這一點[62-64]。而引入不同股骨偏心距雖然增加了患者活動度，但會直接影響其彎曲剛度，導致組合界面的微動腐蝕傾向增加[65]。

關于假體參數設計的研究大大改善了假體的服役性能，但是髖關節假體尺寸主要是依據歐美人群的生理結構進行設計的，針對東方人特別是國人解剖結構的設計較少，且設計參數未能滿足病人個性化的需求。因此根據國人的解剖結構設計參數，利用大數據對影響微動的主要參數進行特征篩選，同時針對病人進行個性化精準化設計，將是未來提高病人術后滿意度和減小微動腐蝕的重要方向。

1.4 手術操作及患者

外科醫生在裝配過程中采用的力的大小不一，敲擊方式從手到錘擊的方式不一，造成手術效果參差不齊。研究表明：醫生在手術過程中的敲擊力在160 N～6 kN之間[66]。在手術過程中采用較大的裝配力可以增加組合界面間的強度，減小微動腐蝕程度[54,63,66-71]，但裝配力過大可能會導致部件損傷。姚歌[72]通過有限元研究發現隨著裝配力增大，界面間的累計滑移量減少，當裝配力小于2 kN時，過盈量將在短時間損耗，使過盈配合失效，從而引起界面累計滑移量的驟增，加重微動腐蝕。ENGLISH[66]等通過體外試驗和有限元研究表明4 kN和6 kN的裝配力能達到較好的裝配效果，但是，對不同材料配副的關節組合如何確定最佳的裝配力還需要進一步研究。除了裝配力之外，研究發現在手術過程中錐體表面受到血液和骨屑的污染會增加微動腐蝕風險[67]，這可能是由于錐部被污染后降低了其結合強度，同時增加了腐蝕性介質。因此，在手術操作中，必須保持裝配環境的干燥清潔。同時醫生在術中對裝配偏移量的選取也對微動有重要影響，GILBERT等[73]研究了0和6 mm(偏移量為0意味著上頸部位置位于股骨頭部的幾何中心，而6 mm偏移則是沿著頸部軸線將頸部頂部向頭部中心遠端移動6 mm)2種偏移量下的微動腐蝕行為，發現偏移量為0時產生的運動類似于活塞運動，而6 mm偏移量下則產生了扭轉和活塞運動的耦合，造成微動腐蝕更為嚴重。

另外，患者性別、身體質量指數(BMI)和步態等也可能會對組合界面微動腐蝕產生的金屬離子產生影響[74-75]。KASPAREK等[76]在對一組組合式股骨柄進行分析時發現：女性患者被確定為關節失效的高風險因素，這可能是因為女性患者中植入物的尺寸較小所導致。POUR等[65]指出BMI指數增加和頭頸部位失效呈正相關。另一方面，體外試驗表明隨著頻率(步態)增加，金屬材料表面氧化膜的鈍化速率比破壞速率低，導致基體不斷被磨損，從而會加劇微動腐蝕風險[77-78]。

對于手術操作和患者因素的研究主要采用有限元計算的方法模擬裝配過程和步態等，所用模型較為簡化，通過簡單的力學輸入進行趨勢分析。而對于模擬在體服役環境下的微動特性理論的基礎研究相對較少，尤其是針對微動腐蝕影響最大的服役環境，其力學環境及其對微動腐蝕的影響機制尚不清楚。因此，同時考慮基于骨肌系統的髖關節生物力學、關節滑動面的摩擦學和組合界面的接觸力學等耦合作用下的微動損傷機制研究十分重要。

1.5 生理因素

髖關節植入物的服役環境充滿著體液。不同年齡、性別、體質患者的生理環境存在顯著差異，其中電位、pH、蛋白濃度和離子等因素影響著髖關節組合界面的微動腐蝕[78-81]。

植入物表面氧化膜的化學和結構性能均受到電位的影響，從而表現出不同的微動腐蝕行為。SWAMINATHAN和GILBERT[78]研究發現電位增加會導致氧化膜厚度增加，產生的氧化磨屑增多，從而導致摩擦因數升高。ROYHMAN等[81]研究發現，pH值為4.5時在鈷鉻鉬合金表面形成了更強的鈍化膜，且具有更低的腐蝕電位下降和材料損失；而在pH為7.6時則表現為黏著磨損，腐蝕電位下降和金屬損失更多。DUISABEAU等[82]研究發現，氯離子存在會導致接觸區局部腐蝕，使得難溶的鉻離子和鈦離子從接觸區析出，因此降低了接觸區附近pH值，進而增加了接觸區離子溶解速率，改變了接觸區的化學性質和第三體流變學，最終導致接觸區位移調節機制發生改變，由滑移區向混合區轉變，大大減小了滑動對鈍化膜的損傷。

一旦生物材料被植入患者體內，其表面發生的第一個反應就是對蛋白質、氨基酸等生物分子的吸附。對于承載表面，一些吸附蛋白被相對運動(摩擦學)去除，而另一些吸附蛋白在摩擦化學反應下變性。有研究認為蛋白質的存在為金屬提供了潤滑和保護作用，GERINGER等[79]發現隨著蛋白質濃度升高，316L的磨損量顯著降低，可能是由于蛋白質與有機物在金屬表面形成了石墨層[83]，降低了摩擦力。YAN[84]利用開爾文探針掃描力顯微鏡和原子力顯微鏡研究了血清蛋白在鈷鉻鉬合金上的腐蝕行為，認為血清蛋白吸附在合金表面，誘導自由電子從表面逃逸從而增加了腐蝕速率;但在摩擦條件下血清蛋白能在合金表面形成復雜的薄膜，從而保護基體避免進一步的摩擦腐蝕。OCRAN等[85]發現磷酸鹽離子在溶液中的存在加快了鈷鉻鉬合金的腐蝕速率，但溶液中的蛋白質和有機配合物吸附在鈍化膜表面，第三體粒子可以和這些吸附有機配合物混合形成表面潤滑劑降低微動腐蝕程度。

2 總結與展望

(1)在影響因素研究方面，人工髖關節組合界面的微動腐蝕涉及復雜多因素、多物理的復雜作用，是諸多因素的協同耦合作用結果，根據上述文獻梳理出了如圖5所示的作用機制。其中，諸多外部影響因素主要歸結為力學與生理兩方面的因素。其中假體組合方式、組合界面材料、設計參數、手術操作為主要的力學影響因素，患者體質中的pH、電位、蛋白濃度和離子為生理因素。未來可進一步考慮利用大數據建立針對亞洲人特別是國人的關節解剖數據庫，對影響微動腐蝕的力學和生理因素進行篩選，找到針對個體的最優化參數，同時應對生理體液中微動腐蝕造成的金屬化合物性質及其如何與體液環境進行反應進行深入研究。

圖5 人工髖關節組合界面微動腐蝕影響因素

(2)在試驗研究方面，目前主要集中在臨床取出物和單一簡單的體外銷(球)盤試驗研究或全髖模擬試驗。取出物分析雖然能直接觀察與分析體內微動腐蝕后的材料界面，但是難以推演微動腐蝕在體內的演化過程與機制。體外試驗雖然對微動腐蝕的產生機制有更為清晰的認識，但是對復雜生理環境和生理活動難以模擬。因此，未來建立人工髖關節多尺度模型，考慮多因素耦合作用，利用計算機仿真計算方法以及在體外進行多模式下的復合微動腐蝕試驗研究，從而有助于對髖關節組合界面微動腐蝕損傷機制的進一步認識。