骨组织修复材料.docx

1、骨组织修复材料生物材料 骨组织工程讨论组织工程（ Tissue Engineering）是近年来正在兴起的一门新兴学科， 组织工程一词最早是由美国国家科学 基金会 1987 年正式提出和确定的。它是应用生命科学和工程学的原 理与技术，在正确认识哺乳动物的正常及病理两种状态下结构与功能 关系的基础上。研究、开发用于修复、维护、促进人体各种组织或器 官损伤后的功能和形态生物替代物的科学。组织工程的核心就是建立细胞与生物材料的三维空间复合体， 即具有生命力的活体组织， 用以对病损组织进行形态、 结构和功能的 重建并达到永久性替代。 共基本原理和方法是将体外培养扩增的正常 组织细胞，吸附于一种生物相容

2、性良好并可被机体吸收的生物材料上 形成复合物，将细胞 -生物材料复合物植入机体组织、器官的病损病 分，细胞在生物材料逐渐被机体降解吸收的过程中形成新的在形态和 功能方面与相应器官、 组织相一致的组织， 而达到修复创伤和重建功 能的目的。骨组织构建构建组织工程骨的方式有几种： 支架材料与成骨细胞； 支架 材料与生长因子；支架材料与成骨细胞加生长因子。生长因子通过调节细胞增殖、 分化过程并改变细胞产物的合成而 作用于成骨过程， 因此，在骨组织工程中有广泛的应用前景。 常用的 生长因子有：成纤维细胞生长因子（ FGF） 、转化生长因子（ TGF- P ）、胰岛素样生长因子（IGF ）、血小板衍化生长

3、因子（PDGF）、 骨形态发生蛋白（ BMP ）等。它们不仅可单独作用，相互之间也存 在着密切的关系， 可复合使用。 目前国外重点研究的项目之一， 就是 计算机辅助设计并复合生长因子的组织工程生物仿真下颌骨支架。 有 人采用 rhBMP- 胶原和珊瑚羟基磷灰石 （ CHA ）复骨诱导性的骨移植、 修复大鼠颅骨缺损，证实了复合人工骨具有良好的骨诱导性和骨传导 性，可早期与宿主骨结合， 并促进宿主骨长大及新骨形成。 用 rhBMP- 胶原和珊瑚复合人工骨修复兔下颌骨缺损，结果显示：2 个月时，复合人工骨修复缺捐赠 的交果优于单纯珊瑚 3 个月 时，与自体骨移植的修复交果无明显差异。目前，用组织工程

4、骨修复骨缺损的研究，已从取材、体外培养、 细胞到支架材料复合体形成等都得到了成功。 有人用自体骨髓、 珊瑚 和 rhBMP-2 复合物修复兔下颌骨缺损，结果表明：术后 3 个月，单 独珊瑚组及空白对 照组缺损未完全 修复；珊瑚-骨髓组和珊瑚 -rhBMP-2 组及单独骨髓组已基本修复了缺损；而骨髓、珊瑚和 rhBMP-2 复合物组在 2 个月时缺损即可得到修复。我们用骨基质成 骨细胞与松质骨基质复合物自体移植修理工复颅骨缺损的动物实验， 也取得了满意的治疗效果。带血管蒂的骨组织工程是将骨细胞种植于预制带管蒂的生物支 架材料上，将它作为一种细胞传送装置。我们将一定形状的 thBMP-2 、胶原、

5、珊瑚复合物植入狗髂骨区预制骨组织瓣， 3 个月时， 复合物已转变成血管化骨组织。组织工程骨的构建又可以分为体内构建和体外构建两种形式， 体 内构建是将成骨细胞 -支架复合物植入体内，修复骨缺损。体外构建 则是通过体外组织培养的方法应用水降解支架材料，接种成骨细胞， 构建骨组织。 体外构建虽然具有一些在体内构建难以实现的优点， 但 是在传统的静态培养条件下不能建造出厚度大于 0.7cm 的骨组织。生 物反应器和灌注培养系统的先后出现， 改善了细胞、 组织在体外培养 的条件，有助于模拟体内环境、 获得营养、排除代谢产物和物质交换， 和促进组织工程产品实现商品化。一、骨组织工程支架材料1、人工骨的支

6、架材料功能 人的骨头在人体中起一支撑人体重量，维持人体力学平衡的功 能，因此，人工骨的组织工程支架材料必须具备以下两个功能。（1） 有一定机械强度以支撑组织的高强度材料， 以保证材料植 入人体后，有支撑体的重量，不改变骨骼形状。（ 2） 有一定生物活性可诱导细胞生长、分化，并可被人体降解 吸收。在组织工程出现以前的第一种功能的材料为非降解性材料， 仅起 到支撑固定的作用。 存在的一个问题是： 在骨头愈合后， 必须进行第 二次手术取出这种材料。第二种功能的材料主要是给细胞提供三维生长空间， 其本身具有 生活性， 可诱导细胞分化生长和血管的长入， 以形成活的骨组织， 使其具有人骨的功能和作用以上两

7、面三刀个对骨支架材料要求的条件可以归结为： 组织工程 支架材料是具有一定强度并具有生物活性的可降解材料。2、人工骨支架材料研究进展人工骨支架材料可分为两类，即生物降解和非生物降解型。早期的人工骨支架材料都是非生物降解型的， 这类材料有： 高聚 物（碳素纤维，涤纶，特氟隆），金属材料（不锈钢，钴基合金，钛 合金），生物惰性陶瓷（氧化铝，氧化锌，碳化硅），生物活性陶瓷 （生物玻璃，羟基磷灰石，磷酸钙）等。这些材料的特点是机械强度高（耐磨、耐疲功、不变形等，生物 惰性（耐酸碱、耐老化、不降解）。但存在二次手术问题，因此人们 开始研究使用可生物降解并具有生物活性的材料， 这类材料有纤维蛋 白凝胶、胶原

8、凝胶、聚乳酸、聚醇酸及其共聚体、聚乳酸和聚羟基酸 类、琼脂糖、壳聚糖和透明质酸等多糖类。目前研究和使用的骨组织支架材料是降解材料或降解和非降解 材料的结合。组织工程面临的挑战利用细胞和合成聚合物建造新器官存在着可怕的障碍， 但却是可以克服的组织工程正成为医学科学中欣欣向荣的新领域，仅仅在几年前， 大多数科学家认为人类组织只能通过从捐献者那里直接移植或利用 由塑料、金属和计算机芯片制造的完全人工部件进行替换。 许多人认 为完整的生物人工器官由活细胞与自然的或人工的聚合物融合 创造的混合物永远不能制造出来， 人类移植器官的短缺问题只能 通过某种程度利用来自动物的器官而获得解决。然而，现在世界各地实

9、验室进行的创新性和富于想象力的工作表 明，制造生物混合器官是完全可行的。 开发组织工程产品的生物技术 公司的销售额己接近 40 亿美元，并且每年的开支为此额的 25以上。 不过，在这些投资通过可靠地减轻许多组织中的疾病所引起的人类痛 苦而得到回报之前，组织工程必须克服某些重大的困难。现成的细胞确定细胞的可靠来源是组织工程的首要前提。 动物细 胞是个可能的来源，但确保它们具有安全性依然是个令人关注的问 题，因为免疫系统对其排斥的可能性很高。 基于这些原因， 人类细胞 是首选对象。 最近，对人类胚干细胞一一能够发育成一系列组织从而形成人的细胞 的鉴别提供了解决此问题的一种方法。 但是，从能够操纵培

10、养中 的胚干细胞到能够生产可用于创造或修复特定器官的完全分化细胞，研究人员还有很长的路要走。一个更直接的目标是从组织中分离出所谓的起源细胞。 这种细胞 向专化方向走了几步， 但因为它们尚未完全分化， 因而具有足够的灵 活性可以补充几种不同类型的细胞。 例如，克利夫兰临床诊所 Arnold I.Caplan 及其同事已从人类骨髓中分离出起源细胞， 这种细胞在实验 室中经过促导能够形成构成骨的成骨细胞或组成软骨的软骨细胞。 与 此类似的是，北卡罗来纳大学查珀尔希尔分校 Lola Reid已在成人的 肝中鉴别出了小卵形起源细胞， 这种细胞在培养物中经过操纵后能够 形成成熟的肝细胞 （此细胞产生胆汁并

11、消除毒素 ）或者衬垫胆管的上 皮细胞。培养“万能供体” 细胞系可能又是一种方法。 为了得到这种细胞， 科学家要除掉或利用其他分子去盖住细胞表面的将供体细胞视为 “异 己”的蛋白质。马萨诸塞州 Diacrin 公司现正采用这种策略制造人类 移植可以接受的某些类型的猪细胞。 Diacrin 公司还计划利用“掩盖” 技术使细胞在不相配的人供体之间进行移植。 该公司已获主管部门批 准，就某些肝病开始进行掩盖人类肝细胞的人类试验。从原理上讲， 这些万能供体细胞不会遭到受体排异； 它们能从来 自许多不同组织的多种类型细胞中产生， 并在培养物中不停生长直至 需要之时。但尚不清楚万能供体细胞在大规模临床试验中

12、的表现如何。寻找生产细胞和组织的最佳途径远非一帆风顺的事情。 科学家只 鉴定出了几种引导胚干细胞和起源细胞分化为专化细胞的生化信号， 我们还不能从骨髓中分离出于细胞和起源细胞的培养物而同时又不 让结缔组织细胞如成纤维细胞混入其中。 （成纤维细胞是不需要的东 西，因为它们分裂迅速并会超过干细胞培养物的生长。 ）此外，科学家必须开发出在所谓生物反应器中大量培育细胞的更 加先进的方法，生物反应器是安装了将营养物、气体 （如氧气和二氧 化碳）和废物控制在适当数量水平的搅拌器和传感器的培养室。现有 的方法产生的细胞数量常常太少，或者产生的组织片常常比需要的 薄。不过，新的解决方案已经出现。几年来，研究人

13、员努力培育足够 厚的软骨片以适合于医疗应用， 例如取代膝盖中损伤的软骨。 但是一 旦软骨生长超过了一定的厚度， 中心的软骨细胞就会离生长载体过远 而吸收不到营养物和气体，无法对生长调节化学和物理信号作出反 应，或者不能排去废物。 麻省理工学院 Gordana Vunjak Novakovic 和 Lisa Freed 在生物反应器中的三维聚合物载体中培养软骨细胞， 从而解决了这一问题。 该载体相对疏松的结构和生物反应器的搅拌作 用确保所有细胞均匀地附着于载体材料并得到培养媒体的滋润。 随着 组织在生物反应器中的生长， 使其机械特性达到最佳将是极为关键的 问题，因为许多组织在受到扩展、 拉动或压

14、缩作用时会作出反应， 进 行重构或改变它们的总体结构。 例如，当组织工程软骨在把正在发育的组织暴露给流体作用力的变动的转动器皿中进行培养时， 它就会变 得更大，从而包含更多的形成细胞外基质的胶原和其他蛋白质基质。 基质是类似蜘蛛网的网状结构，作用是支撑细胞生长和构成组织。 ） 以这种方式培育的软骨， 包含了细胞外基质蛋白质， 从而使其更稳固， 更持久，对外力更易作出生理反应。同样，加州大学圣迭戈分校 John A.Frangos 也揭示，在生物反 应器中搅拌的珠状胶原媒体上培育的成骨细胞比在平坦的静止盘中 培育的成骨细胞形成更多的骨无机物。现在杜克大学的 Lawrn ENiklason 证实，

15、如果让组织工程小动脉的培养基产生脉动 （类似于 搏动心脏所产生的血压 ），那么这些由内皮细胞 （血管衬 ）和平滑骨细胞 构成的管状组织工程小动脉就能展现更接近于自然管的机械特性。 另 外几个小组 （包括我们小组在内 ）正在开发培养骨骼肌和心肌的方法， 这些组织随着物理应力而变得越来越强健。 全关节植入材系由一金属像钛合金、 不锈钢， 钴铬合金和由超高分子 量聚乙烯聚合的关节表面所组成。 另外，弥补物可藉由骨泥来支撑与 固定，其成分为聚甲基乙基酸甲酯（ PMMA ）。植入失败是由于骨 泥松脱和随后发生植入材连接皮质骨相互移动。植入材松脱的原因， 包括植入材与邻近的组织之间发生摩擦和微小移动形成磨

16、损粒子， 磨 损粒子被发现于环绕植入材四周的组织中，此和局部发炎反应相关， 将导致纤维组织形成或骨组织吸收和并发弥补物松脱。由全关节置换手术中产生金属离子的迁移释放和巨噬细胞影响附近 及远处的淋巴结组织曾被报导。 含有钴和铬或钛合金和聚乙烯粒子的 巨噬细胞被证实与粒子迁移至淋巴结和并发淋巴结扩散有关。另外， 聚甲基丙烯酸甲酯骨泥粒子藉由一慢性发炎反应证实与无菌的松脱 有关。松脱的机制应包含粒子促使巨噬细胞活化和可导致骨头的再吸 收发炎的介质释放。在观察于失败的全关节成形术的骨泥界面纤维薄 膜，它包含有巨噬细胞， 其细胞系与细胞内及细胞外的聚甲基丙烯酸 甲酯粒子有关，巨噬细胞对微粒的反应藉由不同

17、的可能机构将导致骨 头的吸收， 活化巨噬细胞将释放发炎介质， 如含细胞浆移动及胶原酵 素，其过程造成骨破坏。小的粒子（小于12卩m）可被吞噬对骨的再吸 收的关键因素。 无论大或小的粒子均不对巨噬细胞产生毒性， 这使人 联想到延长发炎及纤维变性是与植入材的吞噬作用有关。 一研究发现 在膝关节比髋关节手术失败中大粒子发现频率较高， 这反应了胫骨和 膝盖骨聚乙烯植入材的碎裂与剥离比髋臼聚乙烯植入材有较高之比 例。一般来说， 氢氧基磷灰石的沈淀会使长骨末端发生矿化软骨， 且会在 软骨生成的期间， 让膜状骨形成细胞时外母体组织直接发生沈淀。 这 种即视之为矿化作用或钙化作用 （因为钙就好比是跟磷酸盐与氢

18、氧根 离子会发生沈淀的状况一样） 。然而，钙化也发生在多元化的循环系 统及非循环系统化医学设备装置上。 而且它是导致内瓣膜损坏的主要 原因。一般非正常的矿化叫做异位， 如心脏瓣膜一般所发生的组织钙 化。在正常钙化期间， 骨骼母细胞会从无分别的原始间叶或无分别的软骨细胞产生一个胶状母质之骨骼基质， 以及它们会间接透过减少含有磷 灰石矿物之母材囊泡来控制其矿化。 而我们可在鸟类的肌腱上首先看 到磷灰石局限于基质囊泡中， 紧接着是在细胞质外基质， 然后是在邻 近的胶原纤维。有机的骨质矿化，很明显地是以胶原 Typel的分子组织结构为基础排列方式，进而演变成 1/4 紧缩排列，这是因为矿物 晶体一般在

19、形成时会反映出胶原纤维的周期性排列结构( Arsenault, 佃88)。另外，Type I胶原所扮演之角色以及软骨的钙化控制，涉 及了胶原Type I及TypeX之蛋白质醣和 C-为蛋白酵素(Boskey, 1989)。蛋白甘油脂的突破或是改变它们软骨或骨头上的结构， 都会增加钙化以及外层细胞的结构( Buckwalter, 1987)。 从先前治疗过患有戊二醛的猪动脉血管中得知， 钙化是其临床上人工 心脏血管主要损坏的原因， 而且它亦是为了治疗患有戊二醛的牛心囊 所组成之血管发生病变的重要因素。所以作为猪动脉血管，其在12 15 年期间，损坏率高达 50%的比率；而若损坏率超过 75%时，

20、则会 导致钙化狭阻或钙化撕裂( Levy et al., 1991)。并且临床上与实验研 究提到动力机械应力与应变会促进钙化的发生， 尤其是在小叶叶面屈 曲的区域面积。于是最早出现矿物沈淀是为了使被移植入的连结细胞 以及细胞外的胶原组织可限定在固定的地方。当细胞植入期间增加， 则与其有关的细胞大小及数目便会随即增加， 而呈现出切割形式的胶 原纤维。有一个理论提及到， 辅助型血管发生钙化的最早结论涵盖了经由曝 露过的戊二醛所引起的细胞净化，以致细胞对钙化调整的能力丧失。这会导致钙离子反而流入细胞内。 尔后，又会引起磷与膜壁器官高度 的反应。 好比粒腺体会形成磷灰石一样。 碱性活性磷酸酯脢， 一般

21、来 讲就是在磷脂释出磷酸盐溶液中使磷酯接合剂发生水解， 是出现于事 先治疗过牛的心囊细胞组织中。 (Levy et al., 1991 )。而碱性磷酸酯脢 的活性闭塞会降低生物修复后所伴随而来的细胞组织钙化。 骨科植入材料组织移植和合成的高分子材料备用来治疗损伤的机件和韧带， 而关节 置换主要是金属和高分子材料， 固定组件包括骨板和螺丝用来强化骨 头破裂，这些装置由金属制成， 高分子材料尚在实验性地研究阶段。自然的组织和器官能藉由重建(remodel)其微观结构或巨观结构以调 整到新的状况。 因此，组织的机械疲劳是最小的， 除非疾病妨碍自然 恢复过程或者超过它们恢复的能力。一般相信，成骨和蚀骨

22、的活性(osteogenic and osteoclastic activity) 骨头在体内的正常活性有关， 因此，成骨和蚀骨的活性能根据在体内 施加的净力和动力而达到平衡， 即如果施加较多荷重时， 平衡会倾向 较成骨活性以抵抗荷重，反之亦然(Wolff s law)，如所示，当然， 植入物施加过多荷重使细胞伤害胜过增强其活性。从历史的观点来说由铁、 金、银、铂等制成的各种金属装置如线材和 轴钉都因植入后的感染而无法成功地大量使用。 近代植入物的发展大 多集中在长骨和关节的修复。在 1900年代初期，英国的 Lane 使用 钢设计骨折平板， 如，匹兹堡的 Sherman 将 Lane 骨板改

23、进， 消除尖角来减少应力集中， 并且使用韧性和延展性较佳的钒合金钢， 钒钢在 临床上使用数年，但因在体内的腐蚀问题而被放弃。接着在 1924 年由Zierold发现Stellite o (Co-(基合金)是用作骨骼植入中最惰性的 材料。之后 18-8 (18 wt% Cr, 8 wt% Ni) 和 18-8sMo (2-4 wt% Mo) 不 锈钢以其抗蚀性而受采用， 18-8s Mo 在生理时盐水溶液中特别具抵 抗力。后来，另一种称为 Vitallium 0的不锈钢(19 wt% Cr, 9 wt% Ni) 引入医疗中。(Vitallium 0勺名称现在用为Co-基合金。)其它的金属 如钽在

24、 1939 年引入，但因机械性质不佳而在整型外科中未能普及。 线、轴钉和螺丝 (wires, pins, and screws) 固定是以压力或张力的方式达成， 骨头应该被坚固地固定使其在恢复 过程不会受到不必要的微观和巨观运动妨碍， 外科技术通常包含使用 金属固定装置，几乎所有的装置是用金属合金制成。线最简单但最多用途的植入物是各种金属线， 用来将骨头的碎片固定 在一起，线也用来固定髋关节置换中的大转子或长骨处长的倾斜或螺 旋状骨折。 金属的疲劳腐蚀是一般的问题， 会使线在体内变弱， 线的 扭曲和打结会快速地使问题恶化，因为应力集中效应减少 25% 或更 多的强度，变形区由于高应变能而比为变

25、形区容易腐蚀， 线的分类如。 轴钉Steinman 轴钉也是多用途的植入物，且当用骨板有困难或当用其 它方法无法得到适当的稳定性时， 通常用针来做内固定， 轴钉的尖端 设计在锁到骨头时能容易贯穿骨头， 轴钉的凹槽和螺丝的不同处是在其凹槽的角度和螺丝相反，为三种尖端设计。螺丝螺丝广泛用于骨头碎片的固定或骨折平板的结合， 说明不同设计的 头和各部份，基本上分为二类：一是自攻型(self-tapping和非自攻型 (non-self-tapping。不同的螺丝设计并不影响支撑力 (holding power) (或拉出强度(pull-out strength),可是V-形螺纹其螺纹和骨头间的放 射状

26、应力转移稍小于拱壁螺纹(buttress thread)，显示后者较经得起 纵向荷重。切削刀口的倾斜角也是螺丝设计的要素几乎所有的骨螺丝是以正倾 斜角制成， 虽然需要较高的切削力， 但是切削温度较低， 负倾斜角则 相反，故较硬的金属能承受较大切削负荷时，可以负倾斜角制造。 拉出强度或支撑强度是在特定螺丝的选择上重要的因素， 可是尽管设 计上的差异，拉出强度只跟螺丝的尺寸 (直径)有关，如所示，较大的 螺丝有较高的拉出强度。直接毗邻螺丝的组织最初通常会坏死并且再吸收， 但假如螺丝确定固 定后，死的组织会被活的组织取代， 当微观或巨观运动存在时， 胶质 的纤维组织会形成被膜包覆住螺丝， 这就是为什

27、么病人恢复的骨头的 负载需延缓直到螺丝和骨头确定固定。骨板皮质骨板各种形式和尺寸的骨板示于 。因为肢体中肌肉产生的力量很大， 形成大的弯曲动量(bending moment，所以骨板必须要坚固，特别是 股骨和胫骨平板，各种装置弯曲动量对弯曲角 (旋转 )示于，骨板无法 承受最大的弯曲动量， 因此在治疗早期需限制病人的活动。 骨头和骨 板用螺丝适当固定是重要的， 太紧可能造成骨头坏死和螺丝变形， 使 变形区因为腐蚀而失败。 为使用骨板装置将折骨的两端压在一起， 使 用自压缩式(self-compresion的骨板和螺丝系统亦能有相同的效果。 海绵骨板固定海绵骨时必须小心，因为其密度低且其刚性 (

28、stiffness和强度远低于皮质骨，长骨末端固定的范例如所示，折骨以螺丝、骨板、螺栓 和螺帽固定，但是大量使用反而增加感染的机会。 有时海绵骨可以 用简单的骨钉固定，如。因此固定方式的选择主要由外科医生决定， 且选择性很大。骨髓内装置骨髓内装置是用来固定长骨的骨折， 且紧紧地插入骨髓腔中， 这种植 入物内有弹簧能在骨头腔内产生弹力 (elastic force )以避免装置旋转 和牢固地固定骨折。关节置换人体之关节皆包括两个对立之平滑、 软骨构造的关节面， 其间以黏 性的关节液填充润滑， 可减少承受负荷时之摩擦力， 而关节运动系由 其附近之韧带、 腱及肌肉之交互作用造成。 有些关节如膝关节，

29、 其滑 动平面间尚有纤维状、 梁形之半月软骨， 主要功能为使传递力量于较 大的面积，减少关节所承受之应力。 在各种程度的活动中关节的受力， 由于肌肉和人体活动的杠杆几何使最大的受力可以达到体重的 8 倍， 因此生物机械分析需要应用到植入物的设计上， 考虑会施加到植入物 的荷重，才能设计具有足够强度和刚性的植入物。 导致关节置换的 主要因素是长骨间的关节表面退化， 并且在行动中经常造成疼痛， 临 床上称之为退化性关节疾病，在其末期可以由 X- 光中关节内的距离 缩小和关节部位在移动和转动时发生剧烈疼痛来加以诊断。 关节置 换，又称为关节成形术（arthroplasty）,包含了人工支撑材料的置换

30、， 维持与骨头的相对位置， 并且在病人的生活中不会被磨掉， 置换包含 对关节运动的运动学、 一般关节支撑的荷重、 构成人工关节可使用的 材料和自然材料与人工材料的交互作用等的了解。 关节置换的广泛使用起源于 Charnley 在 1960年代初期使用 PMMA （polymethylmethacrylate在植入物与骨头的固定上，到了 1987年估 计每年约有 287,000的髋部和膝部产品，而每年约有 5%的植入物会 失败。造成植入物失败的主要问题包括： 组成部分从骨头松脱造成疼痛和无 法动弹；脱臼或其它机械性的不稳定； 感染；和由于组成部分的撞击 或韧带限制造成的运动范围受限制。 因此植入

31、物和骨头间的界面接触 破坏式临床失败的主因。大部分的全关节置换是由金属（Ti-Al-V或Co-Cr合金）和高分子（超高 分子量聚乙烯 UHMWPE 和 PMMA） 所组成，各种置换的确实设计是 依据各种关节的构造决定。髋关节置换早期治疗髋关节障碍只包含髋臼杯(acetabular cup )或股骨头 (femoral head),现在多使全髋关节置换(total hip replacement, THR)，髋臼和股骨头的表面都加以置换，如图 4-3所示，髋关节置换是由股骨部分和髋臼部分所组成，股骨部分为一球头嵌在骨干上， 髋臼部分具有一骨臼能让球头置于其中， Co-Cr 和 Ti-Al-V 被

32、用来制 造股骨部分， UHMWPE 则覆盖骨臼， 每一制造商都有各种骨干长度 和设计类型。THR 的外科植入过程如下：切除患病的股骨头，将股骨的骨髓管钻 孔并钻大使植入物的骨干得以插入， 骨臼的软骨也需要钻孔， 将准备 好的 PMMA 骨水泥填入股骨的骨髓管中再插入骨干， 髋臼部分也是 以骨水泥黏合后，将人工球窝关节(ball-and-socket joint接合便完成， 为各种类型的髋关节植入物。髋关节置换最困难的问题是植入物的固定，因为植入物位于海绵骨 上，海绵骨的强度远弱于密质骨， 也没有足够的小梁支撑所增加的荷 重，另外植入物造成距骨区和股骨干 (侧面)末端应力集中使得已经变 弱的骨头再吸收，使用骨水泥能够提供所需的固定效果。 骨水泥不只提供植入物和骨头早期的贴附， 同时能分散荷重， 减少植 入物在骨头上的应力集中， 可是在邻近区域的骨头应力由于植入物存 在而减小， 如所示，在此区中减小应力所形成的应力遮蔽效应会造成 近端区域的骨头再吸收而导致骨干的松脱或骨折， 一般全髋关节植入 在年长的病人中能维持 10 年。有时骨水泥本身也会产生问题，单体蒸气会阻碍身体机能降低血压， 高放热的聚合反应会提高局部温度造成细胞坏死， 准备骨水泥填入空 间