第01章定稿坎贝尔骨科手术学9手译稿 4.docx
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第01章定稿坎贝尔骨科手术学9手译稿4
第五章引言与综述
第一节适应证和禁忌证
第二节生物力学
第三节材料
一、金属
㈠不锈钢
㈡钴基合金
㈢钛和钛基合金
㈣组合金属
二、超高分子聚乙烯
三、陶瓷
四、复合材料
第四节固定
一、聚甲基丙稀酸甲酯
二、多孔金属
三、磷酸钙陶瓷
第五节并发症
一、预防性抗生素
二、手术室
关节成形术是一种恢复关节活动和恢复控制关节活动的肌肉、韧带和其它软组织结构功能的手术。
19世纪中叶出现了关节成形术，当时医生试图通过对强直关节行简单切除的方法来造成一个关节外的假关节。
由于这种方法不能获得功能范围内的永久性活动能力，很多人由单纯切除成形术转为间置式关节成形术。
间置式成形术中，为防止关节再度形成骨性或纤维性强直，在切除的关节表面间放置各种材料。
最初，这些间置物质是取自邻近或远处的自体组织，包括关节囊、肌肉、脂肪、皮肤和阔筋膜。
这些方法和材料的使用改进了强直性关节的治疗结果，但是在炎性关节中则无效果。
对炎性关节的间置式手术中采用了各种人造材料，如电木、玻璃、赛璐珞等，但没有产生持久的良好结果，直到1940年Smith-Petersen在髋关节的间置式关节成形术中研制和使用了活合金（Vitallium）（钴-铬-钼铸造合金）铸件。
后来Campbell和Smith-Petersen（见第6章）在膝关节炎性病变中也采用了金属间置式成形术，但未能重复出在髋关节手术中的良好结果。
这时，一些医生及学者开始发展内植假体，替换关节的一侧（半关节成形术），以替代关节间置式成形术。
尽管其它材料曾一度取得了一定限度的成功，但是金属内植假体很快成为首选的植入体。
在髋关节，Moore和Thompson型（第7章）假体得到广泛的应用，而在膝关节，MacIntosh和Mckeever型胫骨平台假体（第6章）能使膝关节功能改善，疼痛减轻。
但是没有一种半关节成形设计装置能对炎性关节病人达到长期而明显地解除疼痛，因为未被置换的关节面仍是造成持续性疼痛的原因。
为解决这一问题，金属对金属的全髋关节置换，金属对金属的绞链式全膝关节置换应运而生。
然而，这些设计与正常关节功能不相容，由于过度磨损，疼痛性松动和感染导致失败率高，因此，这类人工关节不久便销声匿迹。
20世纪60年代，SirJohnCharnley所研制的替代股骨头的带柄不锈钢假体与用超高密度聚乙烯制成的髋臼假体并借以丙烯酸骨水泥将两部分假体牢靠的固定在骨床上，使全关节置换术进入了新纪元。
应用Charnley的概念，Gunston研制了金属对聚乙烯、用骨水泥固定的全膝关节置换装置（第6章）。
其它大关节的全关节假体包括踝、肩、肘和腕关节也随后研制出来。
由于失败率高，大多数踝、腕关节置换被拼弃不用，但每年仍完成大量的全髋、全膝关节置换术，以及少量的全肩关节置换术和全肘关节置换术。
假体设计、材料和固定方法也在不断地改进，而Charnley的基本概念一直沿用至今。
全关节置换术的目的很简单：
消除疼痛、提供稳定的关节活动和纠正畸形。
当前的全关节假体，只要植入正确，不论在短期或长期的随访研究中取得了极高的成功率。
但是许多问题仍需解决，如理想的假体力学设计、耐磨性和骨相容性更好的材料、固定方法和改进手术器械使翻修更容易。
第一节适应证和禁忌证
全关节置换成型术适应于保守治疗无效的、疼痛而废用的病变关节。
我们认为：
关节活动受限而不疼痛；肢体不等长；Ｘ线片上有关节严重受损表现而没有明显的临床症状，都不是全关节置换的指征。
虽然对一些较年轻的病人也有全关节置换的手术指征，特别是由于全身疾病如类风湿性关节炎或红斑性狼疮而引起的多发关节受损者，但这种手术一般适于老年人和生活方式相对安静的病人。
对活动量大，一般为年轻人，全关节置换术的失败率仍然很高，因此我们不主张接受全关节置换的病人不受限制地活动。
因而，对非常年轻的病人，非常活跃的老年人和体力劳动者应优先考虑其它关节重建手术，如关节融合术或截骨术。
具体到每个病人，全关节置换有很多相对禁忌症，但是绝对禁忌症是近期的或现有的关节化脓性感染。
第二节生物力学
每一关节具体的实质性生物力学将在以后的相应章节中讨论。
不过，值得强调的是，做全关节置换的医生应该熟悉所置换关节的功能解剖和生物力学，以及医生可选用的置入系统的主要设计原则和功能，这样医生可以选择最佳的假体来解决问题。
第三节材料
虽然更好的置入材料的研究仍在继续，但是经典的金属与超高分子聚乙烯（UHMWPE）组合的关节仍然广泛应用。
不过，用于行全关节置换的金属已经改变，原来Charnley最初所用的不锈钢变为更坚固的钛基或钴基合金。
持重的关节面通常大多数是用钴-铬-钼合金制成，因为它的抗磨损能力强，而另一些植入部件如髋关节的股骨柄，有时则采用钛合金制造，因为它的弹性模量与骨更接近，对邻近骨所造成潜在的应力遮挡较小。
而且，钛合金可以与骨形成更密切的连结。
用陶瓷（氧化铝、氧化锆）股骨头与超高分子聚乙烯为髋臼组成的假体正在受到青睐，因为这些陶瓷与聚乙烯组合具有优良的耐摩擦和耐磨损特性。
做全关节置换术的骨科医生，了解各种材料的特点是非常重要的。
包括新的钛合金型新材料正在研制中，其物理特性和生物相容性决定了其制作全关节假体部件的适用程度。
髋和膝关节多孔表面金属假体的固定及最佳用途仍存在着争论和不同的评价。
UHMWPE的特性改进主要在于减少磨损和变形。
聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）的特性和可以影响其强度及最佳固定的因素对骨科医生也是至关重要。
一、金属
一般金属常含有一种主要的化学元素，例如钛，结合其它化学成分，组成许多小的晶体或颗粒。
不同金属在化学成分和微晶结构上有很大的差异。
两种金属样品可以具有同样的成分，但微结构不同。
这种微结构的差别是因制造方法不同所致如铸造、锻造或其他方法。
成分和结构共同决定着金属的机械性能、抗腐蚀能力和其它性质。
金属植入假体永久性弯曲或断裂可由一个或几个因素所导致。
包括病人的体重、活动量、骨水泥或骨支撑假体的方式、假体的设计、尺寸、解剖位置和所用的金属类型。
显然，最主要因素是金属的强度。
用于制造假体的金属有着不同的强度和其它机械性能，不同的生物相容性、磨损和腐蚀率。
对于一个已知的合金，金属材料学家可以通过稍微调整其成分和采用不同的制造过程来改变这些特性的组成。
假体折断从张力负荷最高的部位开始。
最初仅是一条裂隙，在反复载荷下可发展为完全折断（图5-1）。
这一过程称为疲劳。
金属颗粒或晶体的大小直接表明其质量，并且是决定疲劳强度的主要因素。
一般说，越小、越细的颗粒，其强度和疲劳强度越大。
大的颗粒意味着大颗粒界面，可能成为应力集中点，可使裂隙容易通过金属扩展。
将金属保持在接近其熔点高温下可增加颗粒的大小；而锻造可将颗粒打碎，使颗粒变小。
不锈钢柄部变形主要在外表面颗粒的尺寸增加（图5-2）。
热均衡冲压（HotisostaticpressingHIP）是一种制造技术，即同时使用热和压力来加强某一部件。
它可将粉末冲压成颗粒比铸造小得多的固体形态，也可减少铸造的孔隙度，因而增加强度和抗疲劳性。
图5-1
图5-1假体折断面前外侧的同心环显示折断是由于晶体疲劳的逐步扩散；假体内侧的粗糙表面（照片的下半部分）是由这部分的突然疲劳断裂产生的
图5-2
图5-2金属缺损和大晶体
A．钴-铬-钼金属铸件假体疲劳骨折部的空泡；B.不锈钢假体柄部靠近表面的颗粒（照片的上部）明显大于内部（照片的下部）。
空泡和颗粒增加了柄断裂的发生率
生物工程学家和材料学家描写金属强度特性的命名法，对于大多数骨科医生是陌生的。
在某种程度上熟悉这个命名法对选择假体部件是必要的。
遗憾的是市埸的信息常常是将某一种特定的金属（或其它材料）所制的一种假体的物理特点与另一种不同设计和金属的部件相比较，因此很难将金属的影响和设计的影响区别开来。
一些用于描述金属的力学特性的术语在图5-3中说明并在下面讨论。
图5-3
图5-3应力-应变图表标准金属棒的拉力试验显示每次施加的单次应力（标本每单位横截面积的重量或负荷）均有不同的应变反应。
在曲线斜率上，材料显示出弹性质量直至应力已足够大并达到了材料的屈服强度，此时发生永久的形变。
在弹性范围内的曲线斜率决定应力（见上面）对应变（在应力方向上长度的分级变化）的弹性模量（杨氏）比率。
刚性材料曲线较陡则弹性模量较高。
当应力超过极限抗拉强度时则金属断裂。
（图表说明单次应力的影响，而不是循环应力的影响，在循环应力中，1/3~1/2的屈服强度即可产生金属的疲劳断裂。
）
虽然实心的金属棒、杆较橡皮材料要硬的多，当置于张力下时，其最初反应仍象弹簧一样。
在屈服点以下，除去载荷后，可通过弹性作用恢复到原始长度。
金属在屈服点以上或以下的表现可在实验室内测定---施加拉力载荷并测定标本长度改变。
为消除标本形状的影响，标本截面积除以载荷所得结果称为应力。
类似地，长度的改变除以标本原来的长度的商称为应变。
图5-3是有延展性的如退火的不锈钢的应力－应变模式图的近似值。
陶瓷、聚合体，甚至于组织也可做出同样的试验和模式图（然而，对于聚合体和组织，因为其具有粘弹性，故不同应变率可产生不同的结果。
）
参考图5-3可以更好地理解下列定义。
它们是以在张力试验中出现的顺序给出。
1.延展性（Elongation）：
在张应力或载荷下所产生的形变量（牵拉）。
最初的形变是弹性的，超过屈服点后则为塑性变形（plasticdeformation见可塑性）.
2.弹性模量（Modulusofelasticity）：
材料的硬度和刚度的测定方法。
根据载荷（应力）除以在载荷方向的形变量（应变）的最初线形和弹性变化来计算。
弹性模量高表示材料坚硬；低弹性模量表明材料较柔韧性。
即使致密骨组织的弹性模量也远低于金属，但较丙烯酸骨水泥又明显高（图5-4）。
弹性模量是指材料性质，而不是假体。
全关节假体的坚硬度取决于所用材料的弹性模量及假体的几何形状。
3.弹性极限（ElasticLimit）：
材料在产生永久性变形前所能承受的最大应力为弹性极限。
在弹性范围内，去除载荷后，金属像弹簧一样能恢复至原来的形状，并释放所贮存的能量。
4.屈服强度（Yieldstrength）：
指在弹性变形之末和塑性变形之初的应力。
由于负荷超过了屈服强度，材料的变化取决于它的韧或脆性
5.韧度（Ductility）：
金属抵抗塑性变形而不断裂的能力。
典型的韧性可根据标本断裂的延伸百分比或在断裂时横截面减少的百分比来测定。
延伸的百分比包括弹性变形，但对金属百分比很小。
退火不锈钢具有极好的韧性，至断裂时其延伸率约为40％，这就是不锈钢丝为什么能够打成结。
增加金属强度的冶炼过程可以减少其韧性。
制做成高强度的骨科植入合金的延伸率通常为10％。
脆性材料（如氧化铝陶瓷）是一种实际上没有延伸性的材料。
这样的材料的实质上也没有屈服强度，仅有极限强度（见下文）。
6.坚韧度（Toughness）：
材料以变形方式吸收能量而不发生断裂的能力。
很明显坚韧度包括韧度，但是也包括强度。
一个有韧度而薄弱的材料不可能吸收很多的能量而不断裂。
因而同时具有韧性和合理的强度材料为最坚韧的材料。
所以，坚韧度的正确测定是在应力－应变曲线以下的区域内，因为这样将两个因素均考虑在内。
7.极限张力强度（Ultimatetensilestrengh）材料单次承受负荷而不断裂的最大应力。
当超过时则材料断裂。
由于脆性材料是不能屈服的，故仅有极限张力强度，而无屈服强度。
同样，也可对这类材料在弹性范围内进行反复的加载与卸载试验，即所谓的疲劳试验。
下面的定义将介绍疲劳现象。
8.疲劳断裂（Fatiguefracture）：
在屈服强度以下，由于反复的加载所造成的金属断裂或折断。
在疲劳实验中，即使没超过整个标本屈服强度，在有微小缺陷之处也会产生较高的应力，即应力集中（应力）增加。
一处或几处缺陷可以发展为微小裂隙，在反复载荷下逐渐增大。
最后裂隙大到足以使标本的横截面积明显减少，造成整个应力增加并很快导致断裂。
9.疲劳强度（Fatiguestrenth）：
在规定的反复受力次数下，通常为5百万至1千万次（图5-5），金属能承受且不发生折断的最大的载荷，称为疲劳强度。
对股骨柄假体可能是最重要的特性，因其决定了假体长期使用的能力。
当金属反复性地承受极限张力强度的2/3载荷或更多些，可导致疲劳。
疲劳数据的比较是困难的，因为使用的最大、最小载荷的差异，所应用的载荷方式（伸张、弯曲等），试验温度（室温或体温）和周围环境（空气、生理盐水、血清等）均不同所造成的。
10.疲劳寿命（Fatiguelife）：
当给定载荷，金属能承受而又不断裂的反复负载次数，称为疲劳寿命。
图5-4
11.疲劳极限（Fatiguelimit）：
对特定的金属和试验条件，金属所能无限地耐受而不断裂的耐负荷，也称为耐力限度。
只有少数金属表现有这个限度，主要的例子是在空气中试验的合金钢。
总的来说，骨科植入体在体液内并不具有耐力限度。
因此，临床上无法保证在一定负荷以下永远不会出现假体折断，除非承受负荷的植入体的疲劳寿命远远超过了病人的寿命。
正如后面所提到的，这个设计目标可以在全髋关节中实现。
图5-4钛合金的弹性模量大约为其它用于制作股骨假体部件的弹性模量的1/2。
不过，钛的弹性模量明显高于皮质骨和PMMA。
阴影区表示每种金属的弹性范围。
（源于TarrRRetal:
OrthopRev11:
23,1982.）
图5-5
图5-5典型的金属疲劳图表显示任一给定的重复应力下发生疲劳的重复次数。
金属A显示疲劳极限（不发生疲劳的最大应力），金属B未显示。
用于全关节假体的金属材料有三组：
铁基、钴基和钛基合金。
铁基合金是不锈钢。
经制造商、材料学家和骨科医生的共同努力，通过美国材料与试验协会（AmericanSocietyforTestingandMaterials,ASTM）和国际标准组织（InternationalStandardsOrganization,ISO）已使其很多特性标准化。
ASTM并未设定植入的材料或设计性能标准。
然而，对特殊加工制做的骨科植入材料、某些类型植入物如螺钉的规格以及某些骨科材料和植入物的特殊检验方法制定了大量的ASTM标准。
在制作过程中通过减少缺陷（例如：
气泡、空隙、小块熔渣、灰尘）及表面孔隙可以明显改变金属的强度特性。
在所有金属中均有一些夹杂物。
标准规定了最大可接受量。
夹杂物过多、过大都将使金属部件弱化（图5-6）。
如夹杂物位于金属表面则合成为局部应力增高点和间隙腐蚀区。
已有著者报告在某些折断的金属柄中有这类冶金缺陷。
柄的折断会使人对设计和金属产生怀疑。
然而，对柄的缺陷的报告较少，并在大多数柄中没有超过冶金缺陷可允许的最高标准。
因而，通常认为折断问题是技术操作和生物力学的问题。
图5-6
图5-6假体柄部缺陷。
不锈钢假体柄部近端折断面显示断面扩大的同心线，在假体颈部与柄部焊接区的下方有一三角形空隙区，植入后10年假体柄部发生疲劳。
骨的生物学特性使其能经常修复因过度载荷所引起的微小骨折。
而金属则无愈合能力。
金属的疲劳强度值是一个平均值，就是说，在较低的载荷下，约有一半标本断裂。
故设计全关节假体时必须考虑到这一重要的安全因素。
同样，在真正的假体上做模拟疲劳试验要比在材料试件上做更为准确。
在这方面，对全髋关节股骨假体柄部进行机械设计，应将假体横截面区和形状、颈的长度和角度等考虑在内。
因此髋关节柄部的循环疲劳试验有一个检测标准（ASTMF-1440）。
由于瑞士的科学工作者积累长期的经验促进了这种检测方法在美国得以发展。
ASTM试验与瑞士试验相类似，但是瑞士的方法更为严格，试验要求在模拟体内环境中完成，即在充气的37℃林格氏溶液中进行。
两个试验方法均采用在被检测假体柄的近侧端没有支持物的最差负载条件下完成的。
甚至早在1983年，瑞士已经采用这种方法对由一个瑞士厂家生产的，不同材料、不同设计的2000个以上的假体柄做过试验。
紧接，他们还对1983年前植入的几万例假体柄的临床性能进行了跟踪。
截至那时止，凡能经受住2300N冲击载荷（脉冲幅度在300和2600N之间）、500万瑞士试验检测的任何设计类型的假体柄，在临床上从未发生过折断。
瑞士学者认为，略低于2000N冲击疲劳强度的安全设计仍然是安全的。
对大多数人来说，最大载荷的2300N是超过了6倍体重的力。
在正常活动中，如爬楼梯，通过髋关节的力已知可以接近体重的4～5倍，故瑞士的性能规定是合适的。
现在使用的大多数假体柄部瑞士试验的疲劳强度在3000N或以上，并且有人报导一种设计超过了9500N的疲劳强度。
骨水泥固定假体的理想金属应具有高疲劳强度、屈服强度和坚韧性。
理论上，低弹性模量（硬度较小）无骨水泥固定全髋关节，因为在假体与骨共同承受载荷时，减少假体所承受的应力，和减少因应力遮挡所引起的骨再塑形。
另一方面，对骨水泥固定的假体，高弹性模量（更硬）更为优越，因为它可减少假体周围骨水泥的应力，减少骨水泥疲劳折断的危险，但是也可能存在不利，因为骨载荷太小，产生应力遮挡和废用性骨质疏松，最后造成骨水泥固定不良和断裂，结果出现假体松动。
很明确，弹性模量应与材料、设计参数一并考虑，而不是只考虑弹性膜量。
如图5-3所示，骨水泥、骨、骨科用金属的弹性模量近似值，以GPa为单位，其比值约为2（PMMA）、20（骨）、100（钛）和200（不锈钢和钴基合金）。
根据几何学，比值确定载荷分配。
例如，如果骨和钛假体具有同样的横截面积和形状，并结成一体，在载荷下作为一个单位参与变形的整体，则钛将承受100/（20+100）或5/6的载荷。
腐蚀是表面电化学过程，可使假体强度削弱并向全身和局部释放出大量金属离子。
在抛光的表面上很少发生腐蚀。
虽然粗糙和多孔表面为假体与骨水泥结合及骨生长创造了条件，但是，这样的表面可以出现不同类型的腐蚀，这是因为表面积增加，纹理和多孔表面所形成的小的、独立的间隙中体液循环不良。
在身体盐液成分的不利环境中所有的金属均有一定程度上的腐蚀倾向，但很明显，腐蚀不是假体失败的一个主要的因素。
但是，弯曲或碰擦假体可以破坏其表面的保护层，其所形成的缺欠或表面不平整可以作为应力发生源，导致腐蚀加速了疲劳折断过程。
所有的骨科植入合金的抗腐蚀能力得益于其表面有形成粘着和密切连接的氧化层的能力，氧化层至少能抵抗机械损伤。
如有损伤，所有这些金属材料通常可以利用周围体液中的氧再形成氧化层。
不锈钢较各种钴、钛合金更容易腐蚀。
钝化是在控制条件下形成周密的氧化层生成物。
在美国，所有的不锈钢和钴基合金植入物的表面均用硝酸的标准方法行钝化处理（ASTMF-86）。
金属植入物材料应该是生物相容的。
在合乎标准的实验室内进行的生物相容试验中，金属应没有急性毒性。
在应用中，金属不应引起无菌性炎性或过敏反应，这些反应可能刺激骨吸收和随之而来的假体松动。
也不能因这些金属离子的吸收而产生全身反应。
一些报告将假体的松动归结为对致敏的铬、钴或镍离子在局部集中的过敏反应所致。
遗憾的是，在植入前金属的皮肤试验价值很小，因为只有金属颗粒在局部集中后，病人才可能变成致敏状态。
病人有肯定的金属敏感史时，皮肤敏感试验才有意义。
我们没有发现因为对金属过敏反应而引起松动者。
这个问题在金属对金属全髋关节成形术或更大表面积的多孔金属系统中更为重要，因为磨损能产生更多的金属颗粒。
颗粒的生物相容性这一特殊问题，在后面还要结合UHMWPE进行讨论，因为在关节成形术中这是磨损颗粒的主要来源。
关于金属、塑料长期有害的作用和金属离子潜在的致癌作用一直周期性地引起人们的更多的关注。
关心的基本原因之一是在不锈钢和钴基合金中常见的铬和镍这两种金属元素是致癌原。
而且，钴是一种可疑的致癌原。
有动物实验报告称UHMWPE和PMMA颗粒可诱发肉瘤，但至今尚无在人体发生的报告。
另外受到关注的是，技术的变化和植入物在体内的时间延长导致显露时间增加，。
特别指出的是，据估计，由多孔金属释放到体液中的金属离子为实体金属的两倍。
因为单位材料块的表面积增加，故离子由金属颗粒的释放也高于假体表面。
1984年报告了在全髋关节成形术区内发生３例恶性变，此后陆续有报告。
这些肿瘤是巧合还是由植入假体诱发还不清楚。
这些肿瘤多数是恶性纤维组织细胞瘤，但骨肉瘤也有报告。
所报告的病例均与钴－铬合金植入物有关。
恶性纤维组织细胞瘤在老年人下肢并不少见。
然而，也有报告称恶性肿瘤与钴－铬合金钢板、螺钉有关。
至今还没有涉及到钛为致癌原的报告。
有些学者对接受全关节置换病人的远隔部位肿瘤发生率进行了报道。
研究表明接受全关节置换者中白血病和淋巴瘤发病率高于正常人，但是也指出其它恶性肿瘤的发生却减少了，特别是乳腺癌。
总起来说，目前还不能澄清植入金属类型或假体设计与肿瘤发生的类型和时间之间的联系。
考虑到全髋关节置换术已开展了30余年，全世界每年约完成350,000例手术，故所报告的少数恶性变必须有一个恰当的看法。
肿瘤有可能是一种巧合，但有理由对其继续密切观察。
㈠不锈钢
杂质成分低，经钝化处理的不锈钢（即ASTMF-138）完全适于植入人体内。
所有骨科应用的不锈钢，因其微晶结构和不具磁性，在冶金学分类属于“奥氏体钢”。
这些材料具有抗腐蚀性能主要因为含有铬成分以及铬形成的氧化表面的类型。
锻造不锈钢（即ASTMF-621）比铸造的不锈钢（即ASTMF-745）的屈服强度大，但其疲劳强度较钴和钛植入合金低。
虽然退火的不锈钢较钴和钛植入合金的韧性和易加工性更好，但因以往研制的股骨假体柄部折断的影响，故不再常规使用不锈钢作为关节置换材料。
从抗腐蚀、生物相容性、疲劳寿命观点出发，不锈钢不如目前所用的钴、钛基合金。
同时没有一种满意的现代方法将不锈钢表面制成多孔状。
然而，不锈钢仍可用于体力活动和寿命均有限的老年人的全髋关节术中，尤其是当经费成为主要决定因素时。
㈡钴基合金
在关节成形术中应用历史最长、最广的植入合金是铸造的钴－铬－钼（即ASTMF-75）。
用于某一特定病人时，当尺寸合适、力学设计合理，钴基合金具有优良的抗磨损、抗腐蚀、可接受的生物相容性和总的满意的疲劳寿命。
坚韧度是合适的，因为强度是合理的高，铸造产品至拉断前有8％的处伸率。
然而，铸造过程中也可出现问题，包括颗粒过大、不均匀和有孔隙。
在高张应力区的孔泡可以成为应力发生源导致裂隙形成和疲劳败局。
结果，钴基合金正用新的、现代技术制作，如铸型孕育处理（Moldinoculation）、锻造（forging）（即ASTMF-961）和热均压（即ASTMF-799），这可大幅度的减少颗粒的大小、不均匀和孔泡。
㈢钛和钛基合金
钛在盐酸环境中的抗腐蚀性是优良的，比不锈钢和钴基合金好。
它的保护性氧化层具有高度惰性和损伤后易于修复。
钛的弹性模量大约是不锈钢和钴基合金的一半。
在将载荷传递给骨的方面是一个优点，但是钛的刚硬度仍然是皮质骨的大约5倍。
如果应用钛制假体，刚硬度的减少可能反而增加骨水泥的载荷。
在骨科主要应用的合金是不同方法加工的钛－铝－钒（Ti6Al4V）（即ASTMF-136,F-620,F-1108）。
光面钛合金标本可与中等性能的钴基合金的疲劳强度相妣美。
虽然Ti6Al4V是可以机械加工的不像铸造的钴－铬－钼合金那样。
但它的表面缺陷或其它表面应力发生源很容易降低Ti6Al4V的疲劳强度。
所设计的能促进骨内生长的钛珠或钛垫片表面涂层是非合金钛（CP,商业纯）（ASTMF-67）。
虽然各家报告不一，但是普遍认为CP钛和Ti6Al4V合金两者均可以与骨形成比钴基合金更紧密的连接。
钛基合金通常不是好的负重材料。
抗磨损能力低，磨擦系数高。
因此，一般不用钛－钛组成关节。
与其它金属相比，钛的磨损能力差，这一点使其在关节成形术中作为与UHMWPE组成关节面时应用受限。
钴基合金和陶瓷材料比钛合金本身更适于做为关节面。
氮化和氮离子植入等新技术在实验室中已显示出可以增加表面硬度和钛合金的抗磨损能力。
实际上，这些技术已
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