关节外科用骨水泥性能改善研究进展*

徐溢明 彭慧明 翁习生

（中国医学科学院北京协和医学院北京协和医院骨科，北京 100730）

自1964年Charnley[1]报道了将骨水泥（聚甲基丙烯酸甲酯，polymethyl methacrylate,PMMA）用于人工髋关节假体固定以来，它被广泛应用于人工关节外科，起到填充关节假体和骨质之间的空隙、固定假体、传递应力的作用。根据瑞典人工关节登记系统的最新统计，2018年瑞典超过90%的全膝关节置换术（total knee arthroplasty,TKA）采用骨水泥型假体[2]。虽然生物型假体的比例逐年上升，但是同年瑞典仍有57.5%的初次全髋关节置换术（total hip arthroplasty,THA）使用了全骨水泥型假体[3]。骨水泥具有成本较低、性质稳定、易于塑形等优点，同时也存在着机械性能不佳、凝固过程大量放热等不足[4]。无菌性松动和感染等并发症的发生与骨水泥密切相关[5]。因而，需要对骨水泥材料进行更多研究和改进，以改善固定效果、延长人工关节寿命。近年来，随着生物力学、材料科学等学科的发展和关节置换手术量的增加，对骨水泥性能的理论研究不断深入，提出了多种改善骨水泥性能的方案，在弥补不足的同时拓展了其生物功能。本文从理论研究和实践应用入手，对如何改善骨水泥在关节外科领域的应用效果进行了综述。

1 对骨水泥性能的理论研究

1.1 生物力学研究

作为假体与骨质之间的填充物，骨水泥在关节运动时受到的载荷包括压力、弯曲、牵张、剪切等多种复杂作用，以往只能从材料学参数出发进行概略的分析，例如既往研究表明，骨水泥的抗压强度和弹性模量显著高于松质骨，降低骨水泥的弹性模量能够有效减少应力遮挡，减少无菌性松动的发生[6]。随着有限元分析等生物力学方法的发展，计算骨水泥层不同位置的受力情况成为可能。Belgherras等[7,8]根据既往测定的正常步行、上、下楼梯、坐下、起立五种最常见的运动中股骨受力情况，建立了股骨柄及周围骨水泥层受力的三维模型，发现骨水泥最易产生裂纹的部位是股骨近端前部，在上楼梯时产生裂纹的风险最高。Celik等[9]利用患者CT数据建立了类似模型，认为骨水泥层在较高压力下产生的微小裂纹是导致无菌性松动的重要诱因。既往对尸体的解剖研究曾在股骨柄周围骨水泥层内发现大量空洞[10]，Rachid等[11]分析认为此类空洞可能导致裂纹的产生，增加骨水泥层发生松动甚至碎裂的风险。骨水泥在使用时有可能混入骨渣等微小杂质，Mohamed等[12]分析了此类杂质对骨水泥层受力的影响，杂质颗粒较锋利的边缘附近是应力集中区域，容易在单腿负重时产生裂纹。根据以上分析，改进骨水泥技术，尽可能消除骨水泥层内的杂质和空洞，在关节置换术后早期限制上楼梯、单腿负重的运动对于减少无菌性松动的发生具有重要意义。

针对如何改进假体以增强骨水泥固定效果，同样进行了模拟研究。Jamari等[13]建立了髋臼及周围骨水泥的受力模型，发现在髋臼组件和骨水泥之间添加金属缓冲层有助于减少骨水泥所受冲击，防止裂纹产生，进而减少无菌性松动。Solmaz等[14]以股骨头置换假体为例，发现增加颈干角可以降低假体与骨质间的应力，从而减少对骨水泥层的损伤。为了预防人工髋关节股骨柄间隔器治疗感染时的断裂，Salah等[15]分析了在骨水泥内添加金属加强杆的可能性，发现加强杆必须具有摩擦系数低、压缩模量高的特点，并计算得出8.2 mm厚的生物陶瓷制“股骨柄状加强杆”力学性能最好。此类分析在理论上均取得了较理想的结果，但缺乏实验数据的支撑，尚待进一步研究。

1.2 理化性质研究

凝固放热是骨水泥最显著的理化特征之一。由于PMMA的聚合属于放热反应，骨水泥凝固时会出现明显的温度上升。根据ISO5833:2002国际标准，骨水泥凝固过程中的最高温度不得超过（90±5）℃，显然超过了人体组织耐受的极限。以往研究认为，骨水泥凝固释放的热量与骨折和骨坏死有关[16]，但是相关标准和研究大多根据体外实验条件设计，与体内条件存在较大差异。Druga等[17]采用体外模具进行模拟测试，发现骨水泥凝固过程最高温度可达77.2℃。Li等[18]通过有限元分析发现，骨水泥层越厚凝固过程的峰值温度越高，当骨水泥层厚度为7 mm时，骨水泥-骨界面的峰值温度达55℃，但骨水泥厚度减为3 mm时，峰值温度降为43℃。Kurata等[19]进一步进行了模拟体内研究：将成骨细胞、破骨细胞和成纤维细胞在体外高温环境下培养，得出了其细胞损伤速率和温度的曲线，再利用CT数据构建人膝关节有限元模型分析胫骨平台部分骨水泥凝固过程的温度变化。根据计算结果，放热足以导致细胞损伤，但高温仅在骨水泥界面下1 mm以内出现，局限于胫骨平台的小部分，其影响基本可以忽略。

1.3 生物相容性研究

骨水泥被认为具有“生物惰性”，对骨组织的生长无促进作用。进一步研究显示，将取自健康人的原代成骨细胞在骨水泥培养基上培养，发现成骨细胞生长受抑制，表现为细胞数量和DNA总量减少，碱性磷酸酶活性降低，细胞凋亡因子Cas3/7水平升高，其中详细的分子机制尚待进一步研究[20]。假体周围骨溶解被认为是导致无菌性松动和假体周围骨折的重要原因，但对于骨溶解发生的具体机制尚不明确。对取自尸体的20例TKA胫骨平台标本观察发现[21]，骨水泥交联的骨量随着植入时间延长而减少（P=0.0114），在骨水泥层内部发现了孤立的骨块，推测骨溶解是骨-骨水泥界面附近的破骨细胞活动所致，该过程可能始于骨-骨水泥界面，逐渐向骨水泥深层进展。假体周围骨溶解的发生也被认为可能与骨水泥使用中产生的磨损碎屑有关。将人关节软骨细胞与PMMA微粒共培养，发现PMMA微粒可被软骨细胞吞噬，并抑制细胞生长[22]。巨噬细胞也是人体吞噬PMMA微粒的细胞之一。动物实验发现胶原样巨噬细胞受体（macrophage receptor with collagenous structure,MARCO）是巨噬细胞吞噬PMMA颗粒的主要结合受体，该受体的表达随着年龄的增长而增加，PMMA颗粒与该受体结合后能通过Syk依赖的信号通路等方式引起炎症因子表达增加，同时促进CXCL9/10/11等基因的表达，抑制MRC1、CCL13等基因的表达，从而使巨噬细胞向M1型（炎症型）而非M2型（一般型）转化[23,24]，可能通过引发局部炎症诱导骨溶解产生。

2 改善骨水泥性能的实践应用

2.1 对骨水泥本身的改进

2.1.1 调整固液比例：骨水泥分为粉剂（主要为PMMA）和液剂（主要为未聚合的MMA单体）部分，使用时将两者混合引发聚合反应。混合时的固/液比例、环境温度等对骨水泥性能有较大影响。体外实验表明，骨水泥抗压强度随接触体液时间增长而降低，偏离说明书规定比例提高或降低粉剂和液剂的添加比均不会显著影响骨水泥抗压强度，但是降低固液比会在骨水泥吸水后加快抗压强度的下降，只有按规定比例混合骨水泥才能在30 d模拟体液浸泡后依旧符合抗压标准，因此正确混合骨水泥和限制早期负重是预防无菌性松动的重要手段[25]。另一项研究发现，分别按1∶1、2∶1、3∶1的固-液质量比混合时，骨水泥抗压强度逐渐提高、凝固过程最高温度逐渐下降、面团时间和凝固时间明显缩短，真空搅拌则可明显提高骨水泥抗压强度[26]。

2.1.2 调节水泥黏度：PMMA的类似物甲基丙烯酸（methacrylate,MA）等也可参加PMMA的聚合反应，并改变最终骨水泥成品的黏度。体外实验表明，高黏度骨水泥的抗压强度相对较好，与普通骨水泥相比其混合时间、面团时间缩短[27]，有助于缩短手术时间。低黏度骨水泥则被认为有利于骨水泥枪注射，能够更好的渗入骨质，减少无菌性松动，但可能导致假体下沉。Jørgensen等[28]通过随机对照试验发现，2年随访后，低黏度骨水泥在髋关节股骨柄沉降和患者评分方面与作为对照的普通骨水泥无明显差异，可以用于股骨柄固定。

2.2 对假体设计的改进

相比于骨水泥-骨界面，假体-骨界面受到的关注较少，但也是影响人工关节效果的重要因素。为减少无菌性松动，增强骨水泥与假体的结合，曾开发在假体表面预涂PMMA涂层的股骨柄。Kim等[29]对接受此类假体植入的患者进行了回顾性研究，入组患者平均随访时间为13年，24.7%（18/73）的患者出现了无菌性松动并全部接受了翻修手术，手术时年龄较小（P=0.013）和水泥固定技术不佳（P＜0.001）是导致无菌性松动的重要因素，但即便在固定良好的情况下，翻修率仍高达13.1%，因而预涂PMMA对减少无菌性松动并无作用。

2.3 通过添加其他物质改善性能

2.3.1 金属材料：在骨水泥中添加金属微粒被发现有利于改善机械强度、提高生物相容性。将镁颗粒加入骨水泥中，骨水泥-骨界面处接触体液的镁降解后形成利于骨整合的多孔表面，骨水泥层内的镁则可改善机械性能，同时镁在动物实验中表现出促进成骨细胞和血管内皮细胞生成、抑制细菌生长的作用，但加入过多的镁会降低抗压强度[30]。基于类似的原理，将纳米金颗粒、二氧化钛活性纤维加入骨水泥可分别增加抗菌活性、促进骨整合，同时提高骨水泥抗压强度[31,32]。采用银器进行杀菌防腐有着悠久的历史，含有银微粒的骨水泥间隔器已被实验性临床应用。针对其安全性的前瞻性对照研究显示[33]，银在体内主要依靠肾脏代谢，血液银离子浓度极低，试验中未发现特殊并发症，证实其具备良好安全性。将银纳米丝和壳聚糖共同加入骨水泥进行体外性能测试，发现加入1%的银纳米丝即可使骨水泥拥有抗金黄色葡萄球菌活性，且不影响细胞活性，加入10%～20%的壳聚糖可降低骨水泥聚合最高温度并保留机械性能，但是会促进细菌生物膜的形成，银与壳聚糖合用则可取长补短，降低聚合温度的同时更加促进银离子释放[34]。某些重金属元素虽具备一定生物活性，但其毒性值得警惕。将含铜生物活性玻璃均匀分散在PMMA中，其在模拟体液中的浸出液含铜离子，对表皮葡萄球菌具有明显抗菌作用，同时骨水泥抗压强度可满足使用要求[35]，但缺乏针对铜离子毒性的安全评价，故该材料是否适合临床应用尚待研究。

2.3.2 无机非金属材料：体外实验表明，在骨水泥中添加钛粉、铁粉、硅粉都能够提高骨水泥抗压强度，以硅粉效果最佳[36]，可作为用于人工关节的备选材料。石墨烯、碳纳米管等碳基材料加入骨水泥的体外和动物研究表明[37-40]，石墨烯与氧化石墨烯都能够改善骨水泥的机械性能，提高屈服强度、提高耐磨性能、抑制水泥层内裂缝的产生、降低骨水泥聚合反应的温度，发挥这些效果的关键是实现石墨烯类在骨水泥内的均匀分散，但石墨烯类物质可以清除骨水泥中的自由基，抑制聚合反应，导致未参加反应的毒性单体增多；氨基化石墨烯在具备以上特性的同时，可以促进骨整合、抑制细胞的氧化应激；多壁碳纳米管则可诱导骨髓间充质干细胞的黏附和分化，促进骨水泥与周围骨组织的骨整合。对氧化石墨烯-壳聚糖-PMMA骨水泥的体外测试表明添加比例为25%时可明显改善骨水泥抗压强度、压缩模量和屈服强度，降低凝固温度，细胞实验表明该骨水泥还具备促进成骨细胞黏附、增殖的作用[41]。其他石墨烯类与壳聚糖联合加入对骨水泥性能的影响尚待进一步研究。磷酸钙骨水泥等其他种类的骨水泥也被实验性的加入PMMA骨水泥。根据生理比例将65%的三磷酸钙和35%的壳聚糖混合后按不同质量比加入PMMA骨水泥，在体外实验中发现该复合骨水泥在保留机械性能的同时降低了聚合放热、改善了生物相容性，可以通过逐步降解形成多孔表面，促进骨水泥与骨界面的整合[42]。

2.3.3 抗生素：感染是严重影响人工关节效果的并发症，抗生素骨水泥是预防和治疗人工关节假体周围感染的经典措施[43]。随着细菌耐药性的增强，除了庆大霉素、万古霉素等传统抗生素外，一些新型抗生素也被加入骨水泥。体外实验显示，第五代头孢菌素头孢洛林可从骨水泥中洗脱，对耐甲氧西林的金黄色葡萄球 菌（methicillin-resistantStaphylococcusaureus,MRSA）效果较好。按3%比例制备的头孢洛林-PMMA骨水泥，其体外洗脱液中抗生素浓度可保持在MRSA的最小抑菌浓度以上达6周[5]。替考拉宁与万古霉素同属糖肽类抗生素，对含替考拉宁的膝关节骨水泥间隔器的临床研究显示，术后平均随访时间为（39.8±12.5）个月，入组患者有36%（9/25）为耐甲氧西林的表皮葡萄球菌感染，12%（3/25）为MRSA感染，最后一次随访总体感染清除率为96%（24/25）[9]。

为了增强抗感染能力，多抗生素骨水泥也成为重要研究方向。不同抗生素同时添加时对药物洗脱具有协同作用。体外洗脱实验发现，将万古霉素、妥布霉素和庆大霉素加入PMMA时，增加加入抗生素的种类可使每种抗生素的释放速率和释放量均增加[17]。但由于抗生素不能参加甚至抑制聚合反应，添加抗生素会影响骨水泥的机械性能。例如，利福平分子结构内含有抑制PMMA聚合的氢醌结构，将其直接加入骨水泥会导致凝固时间显著延长、毒性MMA单体释放增加[44]。目前的临床实践中，多抗生素骨水泥主要以间隔器或珠链形式用于治疗假体周围感染。Fang等[42]在骨水泥中添加万古霉素或替考拉宁，以及头孢他啶、亚胺培南、氨曲南中的任意一种构成双抗生素骨水泥，通过体外抗菌实验选取8例假体周围感染患者体内，测量关节液抗生素浓度及活性。结果表明万古霉素+头孢他啶的抗菌结果最佳，无论在体外模拟体液还是患者关节液中均表现出广谱抗菌能力。在Riesgo等[43]对庆大霉素-克林霉素-PMMA骨水泥效果的前瞻性对照研究中，患者被分为两组：一组是由于感染接受翻修手术，另一组则是由于无菌性松动接受返修或行初次置换，但都被认为存在较高感染风险。5年随访显示所有患者未出现新发感染。Funk等[44]对含达托霉素和妥布霉素的骨水泥珠链临床效果的回顾性研究显示，耐甲氧西林葡萄球菌感染治愈率为92%（11/12），甲氧西林敏感葡萄球菌感染治愈率为62%（13/21），关节液抗生素浓度测定提示加入妥布霉素可以促进达托霉素的释放。

2.3.4 其他药物：肿瘤型假体关节置换是骨肿瘤手术后恢复肢体功能的重要手段，在骨水泥中添加抗肿瘤药物有望实现局部给药，增强抗肿瘤效果。体外实验中，阿仑膦酸盐虽然对骨水泥抗压强度、屈服强度等机械性能影响较小，但会显著降低疲劳寿命（17%～27%）、增加孔隙率（5～7倍），使骨水泥无法用于承重部位[45]。加入唑来膦酸的骨水泥则在动物模型中对骨肉瘤、纤维肉瘤、滑膜肉瘤及多种骨转移瘤的病灶具有明显抗肿瘤作用，同时暂未表现出全身毒性，但其机械性能等相关特征仍需进一步研究[46]。部分研究试图通过添加特定成分减低骨水泥对周围组织的损伤。通过计算机筛选，甲硫氨酸被认为是消除骨水泥中残余自由基和毒性单体的候选物质，体外实验发现其与骨水泥具有亲和力，添加2%以上即有良好抗氧化能力，并可以促进成骨细胞的黏附和增殖[47]。

2.4 对骨水泥技术的改进

骨水泥开始应用于关节外科以来，为改善应用效果，先后发展出三代应用技术：第一代骨水泥技术采用手工搅拌骨水泥，手动涂抹、填充骨水泥的方法，骨水泥层可能混入杂质和气泡，厚度也难以保证；第二代骨水泥技术改用低黏度骨水泥，使用加压骨水泥枪和髓腔栓确保骨水泥层对骨的穿透力；第三代骨水泥技术用真空离心搅拌取代传统手工搅拌，降低了水泥层孔隙率，加用髓腔冲洗和假体中置器，以消除骨水泥层内的杂质和厚度不一问题[48]。新的骨水泥技术仍处在改进之中。Sodhi等[49]用无菌注射器代替手向膝关节或髌骨假体涂抹骨水泥，前瞻性随机对照实验结果表明，使用注射器的平均凝固时间[（15.1±1.7）min]短于传统的骨水泥碗内搅拌[（16.8±2.1）min]（P＜0.0001），并且更易控制。对8年间683例TKA患者术中环境温度及骨水泥凝固时间的分析发现，二者呈现一定负相关关系（r=-0.423）。温度一定时测得的凝固时间数据波动较大，说明降低环境温度有助于延长骨水泥凝固时间，但温度并不是唯一影响因素[50]。止血带曾被认为对促进骨水泥渗入有效，Vertullo和Nagarajan[51]进行了单盲、随机对照试验，患者分为两组，一组在置入骨水泥前应用充气式止血带，另一组则仅放止血带不充气，术后第一天进行X线检查，通过测量影像学结果得出骨水泥渗入骨质的深度，结果表明使用充气式止血带不能改善骨水泥的渗入。

骨水泥涂抹在假体上的时机、部位和厚度也是下一代骨水泥技术致力改进的方面。Billi等[52]利用体外模型验证了多种涂抹方式对胫骨假体和骨水泥结合强度的影响。实验中发现，按照偏早（骨水泥黏性仍较低时，为混合开始后2～3 min）、正常（按厂家推荐条件使用，为混合开始后5～7.5 min）、偏晚（为混合开始后9～11 min）三种时机涂抹骨水泥时，涂抹越早，假体与骨水泥的结合强度越高；在骨水泥与胫骨假体之间混入脂肪时，结合强度下降至接近零的水平，而假体的下表面预涂一层骨水泥可将结合强度的下降率控制在43%～65%；相比于只在胫骨假体涂抹骨水泥，同时在假体和截骨面涂抹水泥也可显著提高二者结合强度。对于骨水泥型THA，以往要求股骨柄假体周围骨水泥厚度需至少达到2 mm，以减少水泥层裂缝、减少无菌性松动[53]。但是在“线对线”（line-toline）技术中，采取了完全相反的原则：采用与骨髓腔同样号码的股骨假体，通过假体的压配减小骨水泥厚度。一项研究显示，在平均20.6年随访后，采用“线对线”技术的假体在长期随访中取得了（88.67±6.61）%的生存率[54]。Kutzner等[55]通过尸体股骨模型和专门设计的短股骨柄假体，分别以常规骨水泥技术和“线对线”技术进行模拟假体植入，分析发现两种固定技术在稳定性、沉降率等方面无明显差异，但是对股骨模型横截面观察发现，股骨矩处骨水泥层极薄，远期是否会造成假体周围骨折仍待观察。

3 小结

近年来关于骨水泥基本特性的研究不断深入，改善其性能的方法不断涌现，相关临床应用也不断拓展，但很多问题尚待继续研究，目前研究的主要缺憾包括：①相关研究主要以体外模拟实验为主，动物实验和临床试验数据较少；②不同研究使用的骨水泥品牌和规格各不相同，且环境温度、气压、混合方式等影响因素并不一致，结果缺乏可比性；③目前评价骨水泥性能以材料学标准为主，缺乏对生物相容性、骨整合能力等生物活性功能的统一评价标准。未来，对骨水泥的研究将向以下三个方面转变：①通过对长期实验积累的总结，提出从材料性能、生物活性、操作便捷程度等多个角度系统评价骨水泥性能的新标准、新方法；②将更多具有潜力的添加物质用于进一步动物和临床试验，加快基础成果向临床转化；③完善计算机模拟分析模型，综合分析、预测骨水泥在物理、化学、生物等方面的性质，从而更具有针对性的改进。随着医学、生物科学和材料科学的发展，骨水泥在关节外科领域必将有更加广泛的应用前景。