基于3D打印的骨小梁结构股骨柄生物力学仿真分析

葛志强，葛志霞，陈佳，杨洁，夏志勇，杨振环，崔书伟，王晖

(1.冀中能源峰峰集团有限公司总医院，河北 邯郸 056200；2.河北省人民医院骨科，河北 石家庄 050051)

全髋置换手术是现在治疗髋关节疾病最广泛的一种骨外科手术。在全髋置换手术中，髋关节假体起到了非常重要的作用。虽然全髋置换手术可以恢复关节功能、提高患者生活质量，但是随之而来的一些并发症，如无菌性松动、应力遮挡和假体周围骨折等问题仍然需要更好的解决方案[1]。其中应力遮挡问题主要存在于股骨柄与股骨之间。应力遮挡问题是由于股骨柄和股骨之间的弹性模量相差太大引起的。当髋关节假体的股骨柄植入股骨后，上肢载荷主要由股骨头、股骨颈传递到股骨干的过程变为由人工股骨头传递到股骨柄，再经过股骨柄和股骨的接触界面传递给股骨。由于股骨柄的弹性模量要高于股骨的弹性模量，所以当它们一起载荷时，股骨柄承担的载荷更多，股骨承载更少甚至不承载载荷，股骨应变也相应减少，因此就出现了应力遮挡现象。Halley等[2]通过放射学随访发现在低摩擦股骨柄植入体内22年后，85%的患者股骨区域的骨质是流失的，从而引起假体松动。何荣新等[3-4]发现髋关节假体植入股骨后，股骨近端的应力发生了显著改变。时亮等[5]利用三维有限元法分析髋关节表面置换后髋关节的生物力学特点发现应力集中在股骨颈，而且在股骨头和股骨颈交界处出现应力遮挡现象。应力遮挡现象的出现会导致股骨区域的骨量流失，骨量的减少会导致严重的并发症，包括假体周围骨折，也会使患者出现大腿疼痛的状况。随着年轻患者的增多，人们对全髋关节假体的使用寿命提出了更高要求。许多研究者通过优化股骨柄的几何外形以及改变股骨柄的材料特性来改善应力遮挡带来的不良问题。3D打印技术的出现及成熟，使得具有3D打印骨小梁结构的股骨柄用于临床治疗成为可能[6-8]。带有3D打印骨小梁结构的股骨柄可以减少由于股骨柄和股骨之间的弹性模量不匹配导致的应力屏蔽，虽不可以改变材料本身的弹性模量，但可以通过结构镂空设计实现整体结构弹性模量的改变，弹性模量可以是材料本身属性，又可以是结构下应力与应变的关系，弹性模量在不同力学环境、不同状态下是不一致的，而且通过控制股骨柄3D打印骨小梁结构的孔隙率可以调节股骨柄的弹性模量用来匹配骨的弹性模量。因此，可以减少因为骨流失导致的无菌性松动或骨折的风险[9]。虽然带有3D打印骨小梁结构的股骨柄已经出现，但是相关研究更多是从材料以及制造角度出发，股骨柄作为全髋置换术中的关键部件，对其进行生物力学分析可以更好地了解它在临床治疗中发挥的作用。

本文通过建立带有3D打印骨小梁结构的股骨柄的三维模型，模拟它在植入患者体内后站立时的情形，并对其进行有限元分析，探究带有3D打印骨小梁结构的股骨柄在人体内的应力分布情况。

1 建 模

1.1 髋关节假体三维模型建立 首先在3-matic软件中分别建立两个几何参数和尺寸相同的带有股骨头的股骨柄三维模型，然后选择一个股骨柄三维模型，在其上端部位设置六面体小网格结构，调节网格单元尺寸，设置其孔隙率为72%，并做镂空处理，最终建立一个带有3D打印骨小梁结构的股骨柄三维模型(见图1)。

图1 多孔全髋假体股骨柄三维模型 图2 多孔全髋假体股骨柄有限元模型

1.2 股骨柄有限元模型的建立 股骨柄的材料属性参考Simoneau等[9]的研究成果，其中股骨柄的弹性模量为110 GPa，泊松比为0.3。因为本文建立的有限元模型模拟的是股骨柄植入体重约60 kg患者体内后站立不动时的情况，髋关节假体只受到自身的重力作用。所以给股骨柄底端施加固定约束，限制其六个方向的自由度。在股骨头中心设置参考点，施加竖直向下的载荷(见图2)。本文模拟两种不同站立情况，一种是模拟双足站立时的情形，对有限元模型施加大小为300 N的垂直向下的作用力；另一种是模拟单足站立时的情形，对有限元模型施加大小为600 N的垂直向下的作用力[10]。

2 结 果

单足站立时，股骨柄应力分布如图3所示，其中图3a是带有3D打印骨小梁结构的股骨柄应力分布图，图3b是不带有3D打印骨小梁结构的股骨柄应力分布图。双足站立时，股骨柄的应力分布如图4所示，其中图4a是带有3D打印骨小梁结构的股骨柄应力分布图，图4b是不带3D打印骨小梁结构的股骨柄应力分布图。由于本文的研究对象是股骨柄，在分析过程中将股骨头等效为刚体，所以股骨头并无应力分布。图3～4显示无论是单足站立还是双足站立，有限元模型中应力的峰值都出现在3D打印骨小梁结构部分，最大应力值主要分布于骨小梁结构的内外两侧。

a 骨小梁结构假体模型 b实体结构假体模型

a 骨小梁结构假体模型 b 实体结构假体模型

通过将股骨柄假体划分为a区、b区和c区三个区域，并分别对双足站立和单足站立两组模型中的骨小梁结构假体与实体结构假体选取相应区域中对应位置的20个节点求应力平均值(见表1)，同时在两种载荷状态下，对两种结构设计假体的三个区域进行应力屏蔽效应进行对比(见图5)。两种状态下，骨小梁结构假体的最大Mise应力都大于实体结构假体模型，并且最大应力区域都出现在骨小梁结构区域，实体结构假体应力遮挡最大达到了79.05%；另外，骨小梁结构假体在股骨颈与股骨柄末端的应力传递效果值也优于实体结构假体。

表1 股骨柄不同结构假体各区域应力平均值(MPa)

图5 不同结构股骨柄假体应力遮挡对比

3 讨 论

从结果图中的应力分布可以看出，带有3D打印骨小梁结构的股骨柄的应力峰值主要集中在3D打印骨小梁结构的内、外侧边缘区域。股骨柄颈部区域虽然也有应力分布，但股骨柄的应力峰值已经转移到了3D打印骨小梁结构的区域。这一点从两个股骨柄有限元模型中的应力分布图看得更清楚。从图3a、3b对比可以发现，除去股骨柄的多孔区域部分，股骨柄模型中的剩余区域应力大小以及分布几乎相同，只有多孔区域部分的应力大小及分布有显著不同。3D打印骨小梁结构的出现可以改变股骨柄整体的应力分布，并承担了相对较大的应力。

传统股骨柄的固定主要分为骨水泥型和非骨水泥型两种方式。骨水泥型主要是利用聚甲基丙烯酸甲酯骨水泥、磷酸钙骨水泥和硫酸钙骨水泥等生物材料用来填充股骨柄和股骨之间的缝隙从而达到固定的作用[11]。但是骨水泥存在疲劳折断、聚合热以及机械性松动引起的术后高松动率等问题，使得骨水泥的使用出现了争议。后来，研究者开始研究假体的生物学固定，利用骨的生长达到固定的目的。研究者们逐渐开发设计了非骨水泥型髋关节假体柄。非骨水泥型股骨柄需要进行多孔处理和表面涂层技术处理以提高股骨柄的固定。非骨水泥型股骨柄的多孔处理包括巨型孔和微型孔两种不同的类型。巨型孔是在股骨柄的表面形成沟槽或者突起，通过表面形成的凸凹槽来进行交叉锁定。而微型孔主要利用等离子喷涂技术等表面处理方法在股骨柄的表面形成微孔，然后依赖骨长入微孔间隙达到生物学固定的目的。非骨水泥型股骨柄的涂层技术是指在股骨柄的表面喷涂羟基磷灰石等生物活性材料来诱导骨的生长，以巩固股骨柄的生物学固定，提升固定的效果[12]。因此带有3D打印骨小梁结构的股骨柄可以利用自身的结构优势，给股骨柄的生物学固定提供了基础，并可以减少多孔处理工序，经过处理之后植入患者体内，可以减少假体发生无菌性松动的概率，降低假体翻修的风险，提高假体的使用寿命。

骨在代谢活动过程中的改建是骨吸收与骨形成之间的一种动态平衡[13]。Wolff提出通常存在一种生理平衡状态，骨骼的骨量和正常的生理状态有赖于对骨骼施加的适当的应力刺激[14]。在一定范围内骨质的增生和吸收是相互平衡的，而且是动平衡，它将内外组织维持在一个最佳应力水平上。在生理状况下处于最佳应力环境中，当骨所承受的实际应力大于最佳应力时以骨形成为主，当实际应力小于最佳应力时，以骨吸收为主。因此，带有3D打印骨小梁结构的股骨柄由于应力分布集中在3D打印骨小梁结构区域，可以给长入3D打印骨小梁结构中的骨细胞以应力刺激，削弱应力屏蔽的影响，促进骨的生长，有利于骨的长成。陈宇[15]通过模拟人天然骨小梁的结构特点用增材制造的方法设计并制作了三类不同孔径的种植体，通过体内实验研究其成骨效应发现，与实心种植体相比，多孔种植体具有更良好的引导骨长入性能和骨结合性能，种植体-骨界面的结合强度可以增大约3倍；多孔种植体可快速引导骨结合，并在短期获得生物学稳定性。曹玄杨[16]的研究结果发现在尺寸一定的情况下，弹性模量与孔隙率成反比，孔隙率越小，弹性模量越大；孔隙率一定的情况下，弹性模量与单元结构的尺寸成反比，尺寸越小，弹性模量越大。因此带有3D打印骨小梁结构的股骨柄可以根据3D打印骨小梁结构孔隙率变化来调整自身的弹性模量来匹配骨的弹性模量，避免应力屏蔽现象的出现。Arabnejad等[17]提出了一种设计3D打印多孔全髋关节假体的系统方法，研究结果表明与完全致密的传统全髋关节假体相比，具有微结构的多孔全髋关节假体可以将由于应力屏蔽的导致骨流失量减少75%。

与非孔隙率股骨柄相比，材料本身弹性模量属性未发生改变，但由于结构内孔隙率的改变，使股骨柄整体结构内的弹性模量降低。通过前面的研究可以发现，3D打印骨小梁结构会改变股骨柄整体的应力分布，多孔区域的应力会刺激骨的生长与改建，提高了全髋关节假体的稳定性，降低了因关节固定而出现的无菌性松动问题的概率。而且因为3D打印骨小梁结构的特殊性，调节3D打印骨小梁结构的孔隙率可以调整股骨柄的弹性模量，从而尽量避免因股骨和股骨柄之间弹性模量不一致而导致的应力遮挡问题，也避免了因应力遮挡问题出现的骨流失现象。