金屬對聚乙烯型人工髖關節摩擦學性能研究進展*

邵一倫 崔 文 張小剛 張亞麗 靳忠民

(西南交通大學機械工程學院,摩擦學研究所 四川成都 610036)

人工關節植入術用于治療關節疾病和創傷，是骨科領域最成功的治療手段之一。據統計，我國每年約有20萬例人工關節置換術，但需求量超過200萬[1]。隨著生活質量提高、醫療水平提升、醫療報銷政策改善和民眾治療意識增強等原因，人工關節的置換需求進一步加劇，年增長率為25%～30%[2]。目前，人工髖關節的壽命為10～15年，遠低于人工髖關節的預期壽命，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，約有超過20%的患者尚不滿意。長期以來，磨損一直是限制人工關節假體服役性能與壽命的瓶頸，由磨屑導致的無菌性松動是人工關節失效的重要原因。因此，研究人工髖關節假體的摩擦學性能十分重要。

人工髖關節摩擦學評價方法一般分為計算機仿真模擬、動物實驗、臨床試驗及體外試驗等。計算機仿真模擬分析是生物力學仿真分析的主要手段,但結果需要通過試驗進行驗證。動物實驗在一定程度上可替代患者在動物體內進行試驗，但其解剖結構與人類存在很大區別，并且實驗費用高，標本收集困難，同時受實驗對象、實驗方法和儀器設備等影響，可重復性也很低。臨床試驗一般作為髖關節假體的最終評價方式，時間成本高且倫理方面存在一定爭議。體外試驗是髖關節假體材料篩選、設計評價的最主要手段，一般分為關節材料篩選試驗和髖關節模擬試驗兩部分。20世紀60年代以來，研究者采用銷-盤磨損試驗、環-盤磨損試驗、四球磨損試驗及塊-環磨損試驗等評價了髖關節植入物材料的磨損性能[3]。雖然篩選試驗設計經濟有效，但卻無法進行全尺寸關節模擬試驗，而且其運動形式及載荷性質都與關節的實際工況相距甚遠[4]。髖關節模擬機試驗能夠再現人體中的運動方式，以更接近生理環境的條件下進行髖關節模擬試驗，是人工髖關節中、長期摩擦學性能評價的核心[5]。

本文作者以金屬對聚乙烯型人工髖關節假體為研究對象，對基于髖關節模擬機研究的人工髖關節摩擦學性能的國內外研究成果進行綜述，重點介紹髖關節磨損試驗標準、髖關節模擬機試驗方法和影響人工髖關節摩擦學性能的關鍵因素，以期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 髖關節模擬試驗標準

制定測試標準能夠更真實地模擬體內環境，從而更準確地測試和評估關節假體的磨損結果和損傷模式；同時，制定標準可使研究人員根據不同的材料、植入體系統、關節模擬試驗機得到可比較的試驗結果，有利于建立關節材料數據庫，幫助研發性能更加優異的關節替代材料。2000年以來，國際標準化組織(ISO)相繼推出了一系列涉及髖關節假體磨損試驗標準，編號為：ISO 14242。其中，第一部分和第三部分分別規定了磨損試驗機[6]和軌道式髖關節模擬試驗機[7]的載荷和位移參數及相應的試驗環境條件，第二部分規定了磨損試驗后通過體積法和質量法來計算髖臼部件磨損的方法[8]。為了減小植入假體異位狀態對髖關節假體壽命帶來的影響，ISO補充了標準的第四部分[9]，規定了髖關節假體在異位狀態下的磨損疲勞試驗要求：當髖臼部件極軸與加載軸的夾角為55°時，股骨頭中心與髖臼杯之間的內側偏位/錯配距離為4 mm，動態分離條件下的邊緣載荷為70 N，彈性彈簧常數為100 N/mm[10]。

為了能更真實地模擬體內的環境條件，近幾年ISO對14242做出了不少修訂、更新及補充，如根據2002年版本的ISO標準(14242-1：2002和14243-1：2002)推薦的小牛血清體積分數為25%(±2%)，使得推薦的蛋白濃度不小于17 g/L。但實際上，不同牛血清類型對應的初始蛋白濃度不同，如胎牛血清的蛋白濃度為30～50 g/L，新生小牛血清的蛋白濃度為55～80 g/L，牛血清蛋白濃度為63～83 g/L[11]，按照標準推薦的固定百分比配制潤滑液就會出現問題。自2012年起，ISO 14242-1規定應用去離子水將小牛血清蛋白濃度稀釋至(30±2) g/L。2016年國際標準化組織對ISO 14242-1：2014做出了修訂，修訂版為ISO 14242-1：2014/DAM1：2016，在股骨部件角運動的基礎上增加了髖臼部件的角運動形式。這些試驗標準規范了髖關節模擬試驗的測試參數和環境條件，以便在實驗室之間取得可比較的磨損測試結果。表1列出了2種標準規定的頻率、力及相對角運動范圍3種技術參數。其中FE為伸展/屈曲運動角度，IE為內/外旋運動角度，AA為外展/內收運動角度。

表1 全髖關節假體磨損標準相關技術參數

雖然ISO 14242已經成為髖關節模擬試驗的操作指南，但其仍存在一定局限性。現行ISO標準都只有模擬步態這一最常見的運動形式，而患者日常活動包括靜坐(占時間的44.3%)、站立(占24.5%)、步行(占10.2%)、躺臥(占5.8%)和上下樓梯(占0.4%)[12]。未來需要加入對跑步、深蹲、騎行和上下樓梯等日常運動形式的模擬。2015年美國材料與試驗協會推出的ASTM F3047M-15[13]指導標準建議了5種可能的極端磨損要求，包括髖臼傾角、添加第三體顆粒、增加軸向載荷、停止駐留啟動循環和微位移異位，這為現行髖關節模擬試驗標準的改進和完善提供了參考。

我國醫藥行業關于《外科植入物——全髖關節假體的磨損》的標準為YY/T 0651，其技術參數基本為ISO 14242指導標準的等同采用，但對第三和第四部分未有跟進且時間上存在滯后。2016年更新的YY/T 0651.1—2016標準要求模擬試驗機的運動控制系統能夠提供股骨部件的角運動輸入。規定運動形式為三維角運動且變換順序為：外展/內收-屈曲/伸展-內旋/外旋。與2008年版本相比，2016年版本在內/外旋單一運動形式基礎上增加了外展/內收及屈曲/伸展2種運動，同時加入了試驗的載荷及運動曲線內容；將潤滑液蛋白濃度由不小于17 g/L調整為(30±2) g/L。2016年版本考慮了溫度環境對試驗結果的影響，規定可定期停止試驗或可用循環冷卻裝置冷卻關節面和潤滑。由于國際標準主要是針對歐洲人群，而我國現行的國內標準基本為對國際標準的等同采用，目前還沒有涉及針對國人日常生活特點的運動模式。

2 髖關節模擬機試驗方法

髖關節模擬試驗機是在控制條件下模擬人體髖關節的生物力學試驗設備，能夠確定關節材料的磨損率以及它對載荷、速度、溫度和關節滑動部件的空間配置等測試條件的依賴程度。模擬試驗機獲得的磨損數據可用作關節假體材料評估和假體結構優化的參考，為臨床應用提供重要數據。為了獲得接近體內磨損的試驗數據，需要在模擬體內環境和人體運動狀態條件下進行磨損試驗。因此，為了保證體外模擬和體內環境的相似性，相關研發人員不斷優化設計了多種關節模擬器設備。

髖關節假體需要在臨床使用前通過髖關節磨損試驗機進行人體實際工況的模擬，以檢驗假體材料的強度、摩擦磨損和蠕變等重要性能是否達到要求，是人工髖關節設計中必不可少的環節。髖關節模擬試驗機的設計需要同時考慮2個因素：一方面是關節面之間的相對運動周期，二是行走周期中方向和大小不斷改變的接觸力。對于模擬測試機的控制方式，一般如果實現關節假體自由度的數量和種類不同，控制方式不同。隨著自由度的增加，實現的運動方式越多，同時控制系統越復雜，最終成本也將提高。例如，ISO 14242-1及3要求的磨損試驗機在伸展/屈曲運動(FE)、內/外旋運動(IE)、外展/內收運動(AA)角度及施加方式上會有所不同。模擬試驗機除了模擬以上的機械特性之外，也需額外模擬人體內生理液體所提供的熱化學環境。

目前，國內外已經設計成功了多款不同髖關節模擬試驗機。TONG等[14]利用仿人體髖臼假體替換了髖臼模型相對簡化的磨損試驗機；中國礦業大學摩擦學與可靠性工程研究所設計了可模擬全髖關節假體的磨損試驗機[15]；SAIKKO[16]設計了關節頭做三軸式往復運動的磨損試驗機。但以上試驗機大多僅處于實驗室階段，沒有大量投入市場。一些之前面世的設備如HUT-4、Mark II、MATCO由于各種原因也逐漸退出市場。

目前市面上常見的髖關節模擬試驗機一般可分為2種類型：一種是根據ISO 14242-1設計的模擬試驗機；另一種是根據ISO 14242-3設計的軌道軸承型模擬試驗機。符合ISO標準設計的模擬試驗機不僅能夠滿足醫療研究機構的需求，而且根據標準測得的材料磨損數據也有一定的通用性，在一定程度上還能降低設備的開發成本。關節材料的磨損率依賴于髖關節模擬機技術參數，包括載荷、頻率、相對角運動范圍等。表2列出了幾款主流髖關節模擬機的相關技術參數。

表2 不同髖關節模擬機技術參數[10]

3 摩擦學性能的影響因素

金屬對聚乙烯(MOP)型人工髖關節假體是最常用的組合方式之一，是人工髖關節假體的“黃金標準”[17]。由于髖關節模擬試驗結果受眾多因素影響，為了減少材料配副變量對試驗結果的影響，調研文獻中聚乙烯材料均為常規超高分子量聚乙烯(CPE)，輻照劑量在40 kGy以下，股骨頭材料均為最常見的鈷鉻鉬(CoCrMo)合金。本節將從球頭直徑、臼杯外展角度、球頭表面粗糙度、載荷大小、潤滑條件、材料改性6個方面對基于髖關節模擬試驗的金屬對聚乙烯型人工髖關節假體摩擦學性能的研究成果進行綜述討論。

3.1 球頭直徑對UHMWPE磨損率的影響

大多數接受全髖關節置換術(THR)患者的自然股骨頭直徑大小在40～52 mm之間[18-21]。臨床常用的人工全髖關節股骨頭球頭直徑一般為22～32 mm，此范圍稱為“標準頭”，大于32 mm的稱為大直徑球頭。研究表明，在髖關節置換術中，球頭直徑每增加1 mm，聚乙烯磨損碎片的體積就會增加7%[22]。但是，從生物力學的角度來看，在全髖關節置換術中使用大直徑股骨頭的優勢包括獲得更大的運動范圍和更大的植入物內在穩定性[23]。但與此同時，大直徑球頭會帶來更大的力臂，使得摩擦力矩增大[23]。1962年，CHARNLEY將人工髖關節假體設計從低摩擦關節置換概念轉變為低摩擦力矩關節置換概念，提倡使用更小的22.2 mm股骨頭直徑。臨床研究發現較小的球頭直徑能夠有效減小聚乙烯的磨損，從而降低無菌松動的風險[24]。然而，球頭直徑過小會對髖關節假體的穩定性帶來負面影響，增加假體脫位的風險[25]。不少研究者通過髖關節模擬試驗機研究了不同球頭直徑對聚乙烯磨損性能的影響。MURATOGLU等[26]研究了22、28、32 mm 3種球頭直徑下常規聚乙烯的磨損率，發現隨著球頭直徑的增大，聚乙烯的磨損率隨之增大。GOOD[27]發現當球頭直徑從22 mm增加到42 mm，磨損率會隨之增大。HAIDER等[28]研究了2種大直徑球頭對應的聚乙烯磨損率，發現當球頭直徑從40 mm增加到44 mm時，磨損率增加了0.3倍。PRITCHETT[29]發現當球頭直徑超過50 mm時，聚乙烯的磨損率遠遠大于常用的28和32 mm 2種球頭直徑對應的聚乙烯磨損率。這些研究發現球頭直徑的增大會帶來磨損率的增大，這與之前臨床上得到的規律一致[24]。圖1反映了CoCrMo球頭表面粗糙度Ra在50 nm以下，潤滑液為25%體積分數小牛血清溶液，頻率為1 Hz條件下，球頭直徑從28 mm增大到32 mm時聚乙烯磨損率的變化，對應磨損率從每百萬循環(Mc)33.9 mm3增大到39.5 mm3。球頭直徑增加了14.3%，而磨損率增大了16.5%。

綜上所述，球頭直徑的增大會導致滑動距離的增大，同時也會導致接觸面積增大，這兩點都會加速聚乙烯的磨損，增加骨溶解的風險。而球頭直徑過小會影響假體穩定性，增加假體脫位的風險。隨著對聚乙烯改性研究的增多，研究表明聚乙烯交聯的有益效果大于大直徑球頭的負面效果[30],這給大直徑金屬對聚乙烯型髖關節假體帶來了希望。

圖1 28和32 mm球頭直徑對應的常規聚乙烯磨損率

3.2 臼杯外展角度對UHMWPE磨損率的影響

臼杯外展角度是影響假體穩定性、假體磨損、脫位以及人工髖關節長期使用壽命的重要因素之一[31-32]。大多數學者認為髖臼杯外展角在(40±10)°為臼杯植入的安全范圍[33-34]，當外展角超過50°時，人工髖關節假體失效率會明顯上升。髖臼外展角的增大會導致體積磨損率的增大[35-37]，從而引發假體松動，造成假體失效。LITTLE等[38]通過臨床分析發現臼杯外展角超過45°時，對應的磨損率從每年0.12 mm增大到0.18 mm，磨損率增加了50%。然而也有不少學者認為髖臼傾角的增加與磨損率增大并不相關，髖關節假體的失效率升高可能與其他因素有關。DEL SCHUTTE等[39]臨床分析了不同髖臼傾角對超高分子量聚乙烯磨損率的影響，當外展角從0°增加到85°時，聚乙烯磨損率并無顯著影響。SAIKKO[30]認為造成這一分歧的主要原因是髖臼杯的鑲嵌式設計，當髖臼傾角過高時可能會出現邊緣斷裂、脫臼和撞擊等影響假體系統穩定性的現象。HALMA等[40]、WILLIAMS等[41]通過髖關節模擬試驗研究了在45°和80° 2種外展角下的聚乙烯磨損率，發現髖臼傾角的提高使得聚乙烯磨損率減少了16%，且磨損機制不會因為傾角的改變而改變，他們將磨損的減少歸因于：髖關節假體在微分離狀態下增加了瞬態彈流動力擠壓潤滑膜的潛力，從而導致股骨頭假體在復位后，站立階段對應的聚乙烯磨損率的減少。KORDUBA等[42]在髖關節模擬試驗中發現，當髖臼外展角從0°增加到70°，聚乙烯的磨損率線性降低，髖臼傾角為70°時對應的CPE磨損率僅為在0°時對應磨損率的1/2。目前，髖臼外展角對CoCr/CPE配副假體磨損率的影響規律仍存在分歧，結果仍需進一步討論和探索。

3.3 金屬表面粗糙度對UHMWPE磨損率的影響

鈷鉻鉬球頭在體內服役時可能由于骨質顆粒或骨水泥顆粒帶來的三體顆粒使球頭表面粗糙化，從而加速UHMWPE髖臼杯的磨損[43-44]。許多學者通過在牛血清溶液中加入聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)顆粒來探索骨水泥顆粒對聚乙烯磨損性能的影響。KUBO等[45]加入5 mg/mL PMMA顆粒后，發現部分PMMA顆粒會嵌進鈷鉻鉬球頭表面，使得球頭表面粗糙度提高了5.6倍，而聚乙烯磨損率提高了2.2倍。SORIMACHI等[46]加入10 mg/mL PMMA顆粒后發現，雖然算術平均高度值(Sa)只增加了25%，但是鈷鉻鉬球頭表面嵌入大量PMMA顆粒，使得常規聚乙烯磨損率提高了5.1倍，交聯聚乙烯磨損率提高了7倍。TADDEI等[47]在牛血清溶液中加入5 mg/L PMMA顆粒后，發現聚乙烯磨損率提高了1.9倍。可見，三體顆粒的加入會增大球頭表面粗糙度，加速了聚乙烯的磨損。除此之外，許多學者通過在髖關節模擬試驗前刮傷CoCrMo球頭表面來研究球頭表面粗糙度對常規聚乙烯磨損性能的影響。WANG等[48]發現聚乙烯的磨損因子(K)與球頭表面粗糙度Ra值呈線性關系，關系式為K=8.68×10-6Ra+1.51×10-6。當球頭表面粗糙度從0.01 μm增加到0.7 μm時，對應的磨損因子增長了2～3倍。JEDENMALM等[49]、SAIKKO等[50]、ITO等[43]均發現鈷鉻鉬球頭表面粗糙度Ra值升高，對應的聚乙烯體積磨損率增加。SAIKKO等[50]將粗糙度提升15倍(0.151 μm)，聚乙烯的磨損率提升了近6倍，得到的粗糙球頭對應的聚乙烯磨損率與臨床CHARNLEY式假體的磨損率非常接近。因此，球頭表面粗糙度的增加會增大聚乙烯臼杯內表面的磨損。

但是，研究成果中球頭表面粗化對聚乙烯磨損的影響程度存在不一致[50-51]，產生差異的主要原因有三方面。第一，測量表面粗糙度值的儀器不同，得到的粗糙度值有差異。BRUMMIT等[52]比較了不同粗糙度儀測量粗糙度Ra值的差異，發現通過激光輪廓儀測量得出的Ra值明顯高于白光干涉儀和接觸式的機械輪廓儀得出的Ra值。雖然ISO 7206-2：1996規定了探針式測量髖關節假體金屬部件粗糙度的截取值為0.08 mm，但是由于設計原理不同，如何對比接觸式和非接觸式儀器測得的粗糙度值還存在問題。第二，粗糙度算術平均(Ra)為取樣長度內輪廓偏離平均線的算術平均，是用于測定表面光潔度最常用的粗糙度參數，但是單用Ra值來描述表面粗糙度是不夠的。因為2個表面可以有相同的Ra，而波峰和波谷的大小以及劃痕的形狀和大小也可能不同，因此可能有非常不同的表面形貌。粗糙度最大高度(Rt)是輪廓評價長度內最高峰和最深谷之間的距離，粗糙度歪斜(Rsk)為輪廓高度幅值曲線上相對平均線的不對稱的計量，是取樣長度內坐標值的平均立方值與均方根值立方的商。AFFATATO等[53]分別在球頭表面光滑和粗糙情況下測量了聚乙烯的磨損率，并研究了Ra、Rt、Rsk3種粗糙度參數與聚乙烯磨損質量損失之間的關系，發現Ra值與聚乙烯磨損質量損失的相關性僅為0.56，而Rsk值與聚乙烯磨損質量損失的相關性達到了0.8，表明了Rsk與聚乙烯磨損質量損失之間存在高度線性關系。因此研究粗糙度對聚乙烯磨損性能影響時，應在相同粗糙度測試方法下進行分類討論，同時關注多個粗糙度參數與磨損率或磨損因子之間的關系。第三，不同滅菌方式以及不同型號的聚乙烯可能帶來不同磨損率的差異。文中討論粗糙度這一參數對聚乙烯磨損性能的影響時針對的是常規超高分子量聚乙烯，輻照交聯在40 kGy以下。雖然不同滅菌方式、不同分子量、不同醫用級別等因素會對常規超高分子量聚乙烯的磨損率帶來一定的影響，但文中重點對比球頭表面在不同粗糙程度下對應的聚乙烯磨損性能，因此忽略了不同牌號和滅菌方法所帶來的影響。

綜上所述，鈷鉻鉬股骨頭假體會受到硬質顆粒的刮傷使得球頭表面粗糙化，加速了聚乙烯的磨損，增大了骨溶解的風險。許多學者通過表面改性技術來提高球頭表面的抗刮傷能力，常見的如碳基涂層[54]和陶瓷涂層[29]，它們具有硬度高、耐磨性好以及優良的生物相容性等優點。這給金屬對聚乙烯型髖關節假體帶來了希望，是目前的研究熱點。

3.4 載荷對UHMWPE磨損率的影響

加載載荷是髖關節模擬試驗的重要參數之一，采用不同的載荷曲線可能會帶來不同的磨損結果。WANG等[55]在髖關節模擬試驗中，在保持其他條件不變的情況下，通過改變半徑間隙來改變最大接觸應力，發現磨損因子與最大接觸應力呈非線性反比關系，與施加載荷成正比關系。這與其他學者的研究結果一致[56-58]。為了研究載荷和運動條件對髖關節模擬結果的影響，SMITH和UNSWORTH[59]在雙軸式模擬器下對比了最大值為3 kN的雙峰保羅曲線和最大值為2 450 N 的矩形曲線2種加載條件下的磨損結果，發現兩者磨損率無明顯區別，說明簡化載荷對磨損結果影響不明顯；然后在保羅雙峰曲線加載條件下對比了擁有伸展/屈曲、內/外旋雙軸運動條件下和只有伸展/屈曲運動2種運動條件下的磨損結果，發現簡化運動會帶來磨損率的驟減。因此，髖關節模擬試驗必須在符合生理運動的條件下進行。

目前髖關節模擬試驗的加載載荷曲線主要有符合人體步態時生理特性的雙峰動態曲線[60],以及雙軸搖擺運動式模擬器常用的正弦曲線[61]2種，對應最大載荷分別為3 kN和2 kN。圖2對比了CoCrMo球頭直徑為28 mm，球頭表面粗糙度Ra小于50 nm，潤滑液為25%體積分數小牛血清溶液，頻率1 Hz條件下，施加最大載荷為2 kN和3 kN時聚乙烯磨損率的差異。有研究認為加載曲線的簡化對雙軸模擬器試驗下的聚乙烯磨損率無明顯影響[59,62-63]，因此文中忽略了2種加載曲線不同所帶來的影響。

圖2 2 kN和3 kN最大載荷力對應的常規聚乙烯磨損率

如圖2所示，磨損率隨載荷的增大而略微增大。當選用磨損率數據全部為符合ISO 14242-3的雙軸運動設計模擬器時，最大載荷增大了50%，而磨損率增大了30%。當加入了內/外旋運動輸入后，磨損率下降了60%。這與最近的一項研究結果一致，即加入內/外旋運動使超高分子量聚乙烯磨損率降低了50%[64]，作者將此歸因于ISO 14242-1標準中規定的簡化運動波形及其相對相位會增加試驗中相對運動的線性度。除此之外，一項早期的研究也發現，在球頭表面粗糙度情況一致的前提下，采用ISO 14242-1標準中的三軸運動方案產生的球頭表面損傷程度明顯低于采用ISO 14242-3標準中雙軸運動方案[65]。可見，載荷的增大會使得磨損加劇，但其并不是影響聚乙烯磨損率的關鍵因素。相比較而言，模擬器的運動輸入才是影響髖關節模擬試驗結果的關鍵因素。目前，ISO 14242-1所輸入的運動曲線是根據正常人的步態所得出的，但符合患者步態、跑步、上下樓梯和深蹲等日常運動的模擬曲線尚未完善。更真實的運動輸入有助于得出與臨床更接近的磨損結果，未來需要補充病人步態、跑步、上下樓梯和深蹲等日常運動的運動輸入曲線。

3.5 不同潤滑條件對UHMWPE磨損率的影響

健康人體關節的滑膜液只有0.2～10 mL，而髖關節模擬器一個站位就需要40～600 mL潤滑液[66]。因此，必須考慮使用替代的關節液類似物進行試驗。用于髖關節測試的液體有兩種：非生理性(不含蛋白質)潤滑液如水,生理性(含蛋白質)潤滑液如牛血清。多年來人們認識到水作為潤滑液時，在髖關節模擬器中不能產生足夠的邊界潤滑，也不能模擬體內磨損機制[67]。而牛血清成分類似于人體血清，是髖關節模擬試驗中最常用的潤滑液。

許多學者通過髖關節模擬試驗研究了牛血清溶液中蛋白濃度對聚乙烯磨損率的影響。JOHN[68]研究了17、34、62 mg/mL 3種蛋白濃度下的聚乙烯磨損率，發現隨著蛋白濃度的增加，磨損率有線性下降的趨勢。LEWIS等[69]發現當牛血清體積分數從25%增加到90%時，聚乙烯磨損因子下降為原來的1/2。WANG等[70]發現當蛋白濃度從5 mg/mL增加到60 mg/mL時，磨損率會出現線性下降。這些學者認為聚乙烯磨損率隨蛋白濃度的增加而降低。然而，不同實驗團隊的研究結果可能不同[71]。GOOD等[72]研究了0～63 mg/mL蛋白濃度下的聚乙烯磨損率，發現蛋白濃度為10 mg/mL時出現磨損率峰值，當蛋白濃度小于10 mg/mL時，磨損率隨蛋白濃度的增加先增加后降低，而當蛋白濃度超過10 mg/mL時，磨損率隨蛋白濃度的增加而降低。WANG等[73]的研究發現聚乙烯磨損率隨蛋白濃度的增加先增加后降低，臨界值在10 mg/mL附近，這與BROWN和CLARKE[66]的研究規律一致。這些學者認為聚乙烯磨損率隨蛋白濃度的增大先增大后降低。綜上所述，雖然蛋白濃度對聚乙烯磨損率的影響規律還沒有達成共識，但這些學者們一致認為，高蛋白濃度會促進蛋白質的降解，產生更多的不溶性凝膠狀沉淀物，起到了有效的固體潤滑作用，這減小了聚乙烯表面與股骨頭表面的接觸面積，從而減小了聚乙烯的磨損率。2012年起，ISO 14242-1規定了小牛血清溶液蛋白濃度為(30±2) g/L，即髖關節模擬試驗最佳蛋白濃度達成一致。

潤滑液對聚乙烯磨損率的影響是一個綜合復雜的問題，潤滑液成分也會對磨損帶來影響。TAKADAMA和MIZUNO[74]發現球蛋白對磨損率的影響大于球蛋白，這表明2種蛋白的比例對聚乙烯的磨損會產生影響。WANG等[70]研究了小牛血清基潤滑液中白蛋白/球蛋白比值(A/G)對聚乙烯磨損率的影響。發現當蛋白濃度維持在20 mg/mL左右時，聚乙烯的磨損率隨A/G比值的增加而下降，當A/G比值從0.8增加到4時，磨損率下降了40%。作者認為A/G最佳比值應該在1～1.5之間。目前ISO尚未規定這一比例參數，需要在未來進一步更新。

由于牛血清溶液作為潤滑液時存在蛋白質降解、黏度與人體滑液不匹配、不同牛血清對應的起始蛋白濃度和起始蛋白成分尚未統一等問題，許多學者研究了非牛血清的人工滑液。BELL等[75]合成了一種稱為Gelofusine的明膠基蛋白質溶液來替代牛血清溶液，這種人工滑液的卵磷脂含量明顯高于牛血清溶液，但由于得到的聚乙烯磨屑粒徑與臨床研究不匹配，并不是一種合適的人工滑液。TAKADAMA和MIZUNO[74]在加入乙二胺四乙酸和疊氮化鈉的磷酸鹽緩沖液中加入單成分的白蛋白或球蛋白制備了潤滑液，通過髖關節模擬試驗后發現聚乙烯磨損率和磨屑粒徑均與牛血清溶液非常接近，為制備符合髖關節磨損特性的新型潤滑液提供了指導。SCHOLES等[76]加入0.5%水凝膠與99.5%水合成的潤滑液在銷-板磨損試驗后沒有出現聚乙烯轉移現象，得到聚乙烯磨損因子為2.5×10-7mm3/(N·m)，明顯低于臨床公布的CHARNLEY式髖關節假體磨損因子[77]。BORTEL等[11]在林格溶液中加入透明質酸、白蛋白、球蛋白、卵磷脂等合成了一種成本合理、黏度與體內滑液相匹配的人工滑液，在銷-盤磨損試驗后能得到與臨床十分接近的磨損因子和磨屑粒徑分布，但尚未在髖關節模擬器中進行驗證。

綜上所述，牛血清蛋白濃度對常規聚乙烯磨損率的影響規律尚不能達成共識，即使在同一個實驗室內，結果也存在矛盾。未來有必要在這一領域進行更多的研究和協調多中心共同完成測試。除此之外，雖然出現了許多有潛力替代牛血清的合成生物潤滑液，但相關驗證性研究較少，需要未來作進一步研究。

3.6 材料改性對UHMWPE磨損率的影響

為減小磨損產生的聚乙烯顆粒對人工髖關節假體帶來的不良影響，許多學者希望通過材料改性方法，在現有材料的基礎上，通過交聯技術、表面改性和填充改性技術等，提高人工關節材料的耐磨性或者降低材料磨損帶來的不良生物反應。目前超高分子量聚乙烯交聯改性已經較為成熟，并且臨床應用也最為廣泛。常見的聚乙烯交聯技術有輻照交聯、過氧化物交聯和偶聯劑交聯等，其中最常用的是輻照交聯，即通過電子射線或γ射線切斷UHMWPE材料中部分分子鏈的C-C鍵產生大量自由基，這些在無定型區的自由基會相互結合形成交聯網狀結構。大量的髖關節磨損試驗發現，交聯技術顯著提高了UHMWPE的耐磨性。SAIKKO等[50]通過雙軸搖擺式髖關節模擬機研究了內徑為28 mm的CPE和HXLPE(95kGy)臼杯的磨損率，結果顯示當CoCr球頭粗糙時，CPE和HXLPE臼杯的磨損率分別為每百萬循環(64.4±10.1)mg和(2.4±0.3)mg；當CoCr球頭表面光滑時，CPE臼杯磨損率為每百萬循環(11.6±0.07)mg，而HXLPE臼杯未有明顯磨損質量損失。ESSNER等[78]通過MTS髖關節模擬機研究了CPE和HXLPE(75kGy)臼杯的磨損率，對比發現內徑為32和36 mm的HXLPE臼杯的磨損率比內徑為28 mm的CPE臼杯的磨損率低了87%，且內徑為32和36 mm的HXLPE臼杯的磨損率無顯著性差異。MCKELLOP等[79]發現UHMWPE的磨損率會隨輻照劑量的增大而減小。然而，相關研究表明HXLPE材料結晶區的自由基會與氧氣接觸發生反應，引起材料的氧化和脆化問題[80]。雖然研究人員通過重熔熱處理消除了殘余自由基[81]，但這會引起材料相關機械性能的下降[82]，限制了髖關節假體的使用環境。隨后，研究人員通過結合輻照交聯和擴散維他命E的方式研發出抗氧化高交聯聚乙烯(VE-XLPE)，解決了材料氧化和機械性能下降等問題，并通過髖關節模擬試驗進一步證明了其高耐磨性。AFFATATO等[83]通過Shore Western髖關節模擬機研究了內徑為28 mm的CPE、HXLPE(70kGy)和VE-XLPE(70kGy)3種臼杯與CoCrMo球頭配副的磨損率，對比發現HXLPE和VE-XLPE臼杯分別比CPE臼杯磨損率低58%和21%。AFFATATO等[84]之后又通過 IORSynthe髖關節模擬機研究了內徑為32 mm的CPE、HXLPE(75kGy)和VE-XLPE(75kGy)3種臼杯在與CoCrMo球頭配副下的磨損率，對比發現HXLPE和VE-XLPE臼杯分別比CPE臼杯磨損率低81%和55%。這些研究表明聚乙烯交聯技術能有效改善常規聚乙烯材料耐磨性不足的問題，并且它帶來的有益效果大于大直徑球頭的負面效果，這給大直徑金屬對聚乙烯型髖關節假體帶來了希望，是目前研究的重點。

同時，為減小CoCrMo球頭假體在長期服役中磨損表面粗糙度增大所引起的聚乙烯磨損加速問題，許多學者希望通過金屬表面改性的方式提高其表面抗刮傷能力。常用的表面改性技術有離子注入、離子滲氮和表面硬質涂層制備。離子注入技術是在高壓電場作用下，把選定的離子引入到固體材料中的一種改性方法，其中最常見的是氮離子注入。LIU等[85]通過MTS髖關節模擬機研究了氮離子注入對CoCrMo/UHMWPE髖關節假體帶來的影響，結果顯示在氮離子注入后球頭表面的劃痕明顯減少，球頭表面硬度有所提高。然而注入深度不夠的問題限制了其使用范圍。離子滲氮是在低真空含氮氣氛中，通過高直流電壓使在工件表面產生輝光放電并在高溫下滲氮的化學熱處理工藝，能夠顯著提升基底材料硬度和耐磨性。WANG等[86]對CoCrMo合金進行離子滲氮后形成了致密的CrN和CrN2相，顯著提升了CoCrMo合金的硬度和耐磨損性能。然而，有研究報道離子滲氮會使降低其耐腐蝕性能[87]，加速了Co、Cr等金屬離子的釋放。硬質涂層憑借其較高的硬度和優異的耐磨性、化學惰性與生物相容性等優點被廣泛應用于材料保護，主要分為陶瓷涂層和非晶碳基涂層2種。在CoCrMo球頭表面制備的最常見的陶瓷涂層為氮化鉻(CrN)涂層。GALVIN等[88]通過物理氣相沉積技術在CoCrMo球頭表面制備了CrN涂層，在經過500萬次髖關節磨損試驗后發現球頭表面粗糙度無明顯變化，表明CrN涂層提高了球頭表面抗刮傷能力。而近年歐盟Life Long Joint項目中提到的氮化硅涂層具有巨大的市場潛力，它與傳統陶瓷涂層相比最大的特點是其磨粒能溶解于水溶液中[89]，使其生物相容性得到提升，是目前陶瓷涂層的研究熱點。對于非晶碳基涂層，目前研究居多的是DLC薄膜涂層。GALVIN等[90]通過Leeds II髖關節模擬機研究發現未鍍膜的CoCrMo球頭磨損500萬次后表面粗糙度明顯增大，而DLC薄膜的CoCrMo球頭無明顯變化。LIU等[85]通過MTS髖關節模擬試驗對比了氮離子注入和DLC薄膜對CoCrMo球頭的影響，結果顯示DLC涂層的CoCrMo球頭在磨損試驗后無明顯損傷，而氮離子注入的CoCrMo球頭表面出現了刮擦痕跡。然而，由于DLC薄膜與基體之間結合強度較弱，造成涂層剝落的現象時有發生，限制了DLC薄膜的廣泛應用[91]。LI等[54]通過磁控濺射技術在Ti6Al4V球頭上制備的新型碳基納米多層涂層解決了碳基涂層結合強度不夠的問題，并在Leeds ProSim髖關節模擬機上進行500萬次循環磨損后發現，有涂層的Ti6Al4V球頭與聚乙烯對磨時磨損率達到了CoCrMo球頭配副級別，減小了聚乙烯的磨損率，展現出了巨大的潛力。這些改性成果給提升金屬球頭表面抗刮傷能力帶來了希望，是目前研究的另一個重點。

4 總結與展望

目前關于球頭直徑、髖臼外展角、球頭表面粗糙度、載荷、潤滑條件和材料改性對CoCrMo/UHMWPE型人工髖關節假體磨損性能影響的研究已取得較大進展，但在以下幾方面尚未進一步研究：

(1)在試驗標準方面，目前國內外標準只規定了模擬步態這一最常見的運動形式，并且簡化了步態運動輸入曲線，還未涉及跑步、騎行、意外損傷模擬和上下樓梯等日常運動形式的模擬，更沒有涉及符合國人日常生活特點的運動模式。

(2)在潤滑液方面，雖然ISO標準已經規定了牛血清最佳蛋白濃度為(30±2)g/L，但是對牛血清成分以及蛋白質降解問題的相關研究較少，需要繼續研究。另外，目前有許多有潛力的合成潤滑劑，由于相關驗證性研究較少，還需要作進一步研究。

(3)在假體設計方面，增大球頭直徑有利于假體系統穩定性的提高，但同時會增大聚乙烯臼杯的磨損率，而聚乙烯交聯技術能夠有效減小大直徑球頭帶來的負面影響，是目前研究的重點；金屬球頭在體內長期服役時受刮傷等原因使其表面粗糙度提高，加速了聚乙烯臼杯的磨損，通過表面改性技術能提升球頭表面抗刮傷能力，是目前研究的另一個重點。