葛志強，葛志霞，陳佳，楊潔，夏志勇，楊振環(huán)，崔書偉，王暉

(1.冀中能源峰峰集團有限公司總醫(yī)院，河北 邯鄲 056200；2.河北省人民醫(yī)院骨科，河北 石家莊 050051)

全髖置換手術(shù)是現(xiàn)在治療髖關(guān)節(jié)疾病最廣泛的一種骨外科手術(shù)。在全髖置換手術(shù)中，髖關(guān)節(jié)假體起到了非常重要的作用。雖然全髖置換手術(shù)可以恢復關(guān)節(jié)功能、提高患者生活質(zhì)量，但是隨之而來的一些并發(fā)癥，如無菌性松動、應力遮擋和假體周圍骨折等問題仍然需要更好的解決方案[1]。其中應力遮擋問題主要存在于股骨柄與股骨之間。應力遮擋問題是由于股骨柄和股骨之間的彈性模量相差太大引起的。當髖關(guān)節(jié)假體的股骨柄植入股骨后，上肢載荷主要由股骨頭、股骨頸傳遞到股骨干的過程變?yōu)橛扇斯す晒穷^傳遞到股骨柄，再經(jīng)過股骨柄和股骨的接觸界面?zhèn)鬟f給股骨。由于股骨柄的彈性模量要高于股骨的彈性模量，所以當它們一起載荷時，股骨柄承擔的載荷更多，股骨承載更少甚至不承載載荷，股骨應變也相應減少，因此就出現(xiàn)了應力遮擋現(xiàn)象。Halley等[2]通過放射學隨訪發(fā)現(xiàn)在低摩擦股骨柄植入體內(nèi)22年后，85%的患者股骨區(qū)域的骨質(zhì)是流失的，從而引起假體松動。何榮新等[3-4]發(fā)現(xiàn)髖關(guān)節(jié)假體植入股骨后，股骨近端的應力發(fā)生了顯著改變。時亮等[5]利用三維有限元法分析髖關(guān)節(jié)表面置換后髖關(guān)節(jié)的生物力學特點發(fā)現(xiàn)應力集中在股骨頸，而且在股骨頭和股骨頸交界處出現(xiàn)應力遮擋現(xiàn)象。應力遮擋現(xiàn)象的出現(xiàn)會導致股骨區(qū)域的骨量流失，骨量的減少會導致嚴重的并發(fā)癥，包括假體周圍骨折，也會使患者出現(xiàn)大腿疼痛的狀況。隨著年輕患者的增多，人們對全髖關(guān)節(jié)假體的使用壽命提出了更高要求。許多研究者通過優(yōu)化股骨柄的幾何外形以及改變股骨柄的材料特性來改善應力遮擋帶來的不良問題。3D打印技術(shù)的出現(xiàn)及成熟，使得具有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄用于臨床治療成為可能[6-8]。帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄可以減少由于股骨柄和股骨之間的彈性模量不匹配導致的應力屏蔽，雖不可以改變材料本身的彈性模量，但可以通過結(jié)構(gòu)鏤空設計實現(xiàn)整體結(jié)構(gòu)彈性模量的改變，彈性模量可以是材料本身屬性，又可以是結(jié)構(gòu)下應力與應變的關(guān)系，彈性模量在不同力學環(huán)境、不同狀態(tài)下是不一致的，而且通過控制股骨柄3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的孔隙率可以調(diào)節(jié)股骨柄的彈性模量用來匹配骨的彈性模量。因此，可以減少因為骨流失導致的無菌性松動或骨折的風險[9]。雖然帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄已經(jīng)出現(xiàn)，但是相關(guān)研究更多是從材料以及制造角度出發(fā)，股骨柄作為全髖置換術(shù)中的關(guān)鍵部件，對其進行生物力學分析可以更好地了解它在臨床治療中發(fā)揮的作用。

本文通過建立帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄的三維模型，模擬它在植入患者體內(nèi)后站立時的情形，并對其進行有限元分析，探究帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄在人體內(nèi)的應力分布情況。

1 建 模

1.1 髖關(guān)節(jié)假體三維模型建立 首先在3-matic軟件中分別建立兩個幾何參數(shù)和尺寸相同的帶有股骨頭的股骨柄三維模型，然后選擇一個股骨柄三維模型，在其上端部位設置六面體小網(wǎng)格結(jié)構(gòu)，調(diào)節(jié)網(wǎng)格單元尺寸，設置其孔隙率為72%，并做鏤空處理，最終建立一個帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄三維模型(見圖1)。

圖1 多孔全髖假體股骨柄三維模型 圖2 多孔全髖假體股骨柄有限元模型

1.2 股骨柄有限元模型的建立 股骨柄的材料屬性參考Simoneau等[9]的研究成果，其中股骨柄的彈性模量為110 GPa，泊松比為0.3。因為本文建立的有限元模型模擬的是股骨柄植入體重約60 kg患者體內(nèi)后站立不動時的情況，髖關(guān)節(jié)假體只受到自身的重力作用。所以給股骨柄底端施加固定約束，限制其六個方向的自由度。在股骨頭中心設置參考點，施加豎直向下的載荷(見圖2)。本文模擬兩種不同站立情況，一種是模擬雙足站立時的情形，對有限元模型施加大小為300 N的垂直向下的作用力；另一種是模擬單足站立時的情形，對有限元模型施加大小為600 N的垂直向下的作用力[10]。

2 結(jié) 果

單足站立時，股骨柄應力分布如圖3所示，其中圖3a是帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄應力分布圖，圖3b是不帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄應力分布圖。雙足站立時，股骨柄的應力分布如圖4所示，其中圖4a是帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄應力分布圖，圖4b是不帶3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄應力分布圖。由于本文的研究對象是股骨柄，在分析過程中將股骨頭等效為剛體，所以股骨頭并無應力分布。圖3～4顯示無論是單足站立還是雙足站立，有限元模型中應力的峰值都出現(xiàn)在3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)部分，最大應力值主要分布于骨小梁結(jié)構(gòu)的內(nèi)外兩側(cè)。

a 骨小梁結(jié)構(gòu)假體模型 b實體結(jié)構(gòu)假體模型

a 骨小梁結(jié)構(gòu)假體模型 b 實體結(jié)構(gòu)假體模型

通過將股骨柄假體劃分為a區(qū)、b區(qū)和c區(qū)三個區(qū)域，并分別對雙足站立和單足站立兩組模型中的骨小梁結(jié)構(gòu)假體與實體結(jié)構(gòu)假體選取相應區(qū)域中對應位置的20個節(jié)點求應力平均值(見表1)，同時在兩種載荷狀態(tài)下，對兩種結(jié)構(gòu)設計假體的三個區(qū)域進行應力屏蔽效應進行對比(見圖5)。兩種狀態(tài)下，骨小梁結(jié)構(gòu)假體的最大Mise應力都大于實體結(jié)構(gòu)假體模型，并且最大應力區(qū)域都出現(xiàn)在骨小梁結(jié)構(gòu)區(qū)域，實體結(jié)構(gòu)假體應力遮擋最大達到了79.05%；另外，骨小梁結(jié)構(gòu)假體在股骨頸與股骨柄末端的應力傳遞效果值也優(yōu)于實體結(jié)構(gòu)假體。

表1 股骨柄不同結(jié)構(gòu)假體各區(qū)域應力平均值(MPa)

圖5 不同結(jié)構(gòu)股骨柄假體應力遮擋對比

3 討 論

從結(jié)果圖中的應力分布可以看出，帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄的應力峰值主要集中在3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的內(nèi)、外側(cè)邊緣區(qū)域。股骨柄頸部區(qū)域雖然也有應力分布，但股骨柄的應力峰值已經(jīng)轉(zhuǎn)移到了3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的區(qū)域。這一點從兩個股骨柄有限元模型中的應力分布圖看得更清楚。從圖3a、3b對比可以發(fā)現(xiàn)，除去股骨柄的多孔區(qū)域部分，股骨柄模型中的剩余區(qū)域應力大小以及分布幾乎相同，只有多孔區(qū)域部分的應力大小及分布有顯著不同。3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的出現(xiàn)可以改變股骨柄整體的應力分布，并承擔了相對較大的應力。

傳統(tǒng)股骨柄的固定主要分為骨水泥型和非骨水泥型兩種方式。骨水泥型主要是利用聚甲基丙烯酸甲酯骨水泥、磷酸鈣骨水泥和硫酸鈣骨水泥等生物材料用來填充股骨柄和股骨之間的縫隙從而達到固定的作用[11]。但是骨水泥存在疲勞折斷、聚合熱以及機械性松動引起的術(shù)后高松動率等問題，使得骨水泥的使用出現(xiàn)了爭議。后來，研究者開始研究假體的生物學固定，利用骨的生長達到固定的目的。研究者們逐漸開發(fā)設計了非骨水泥型髖關(guān)節(jié)假體柄。非骨水泥型股骨柄需要進行多孔處理和表面涂層技術(shù)處理以提高股骨柄的固定。非骨水泥型股骨柄的多孔處理包括巨型孔和微型孔兩種不同的類型。巨型孔是在股骨柄的表面形成溝槽或者突起，通過表面形成的凸凹槽來進行交叉鎖定。而微型孔主要利用等離子噴涂技術(shù)等表面處理方法在股骨柄的表面形成微孔，然后依賴骨長入微孔間隙達到生物學固定的目的。非骨水泥型股骨柄的涂層技術(shù)是指在股骨柄的表面噴涂羥基磷灰石等生物活性材料來誘導骨的生長，以鞏固股骨柄的生物學固定，提升固定的效果[12]。因此帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄可以利用自身的結(jié)構(gòu)優(yōu)勢，給股骨柄的生物學固定提供了基礎(chǔ)，并可以減少多孔處理工序，經(jīng)過處理之后植入患者體內(nèi)，可以減少假體發(fā)生無菌性松動的概率，降低假體翻修的風險，提高假體的使用壽命。

骨在代謝活動過程中的改建是骨吸收與骨形成之間的一種動態(tài)平衡[13]。Wolff提出通常存在一種生理平衡狀態(tài)，骨骼的骨量和正常的生理狀態(tài)有賴于對骨骼施加的適當?shù)膽Υ碳14]。在一定范圍內(nèi)骨質(zhì)的增生和吸收是相互平衡的，而且是動平衡，它將內(nèi)外組織維持在一個最佳應力水平上。在生理狀況下處于最佳應力環(huán)境中，當骨所承受的實際應力大于最佳應力時以骨形成為主，當實際應力小于最佳應力時，以骨吸收為主。因此，帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄由于應力分布集中在3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)區(qū)域，可以給長入3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)中的骨細胞以應力刺激，削弱應力屏蔽的影響，促進骨的生長，有利于骨的長成。陳宇[15]通過模擬人天然骨小梁的結(jié)構(gòu)特點用增材制造的方法設計并制作了三類不同孔徑的種植體，通過體內(nèi)實驗研究其成骨效應發(fā)現(xiàn)，與實心種植體相比，多孔種植體具有更良好的引導骨長入性能和骨結(jié)合性能，種植體-骨界面的結(jié)合強度可以增大約3倍；多孔種植體可快速引導骨結(jié)合，并在短期獲得生物學穩(wěn)定性。曹玄楊[16]的研究結(jié)果發(fā)現(xiàn)在尺寸一定的情況下，彈性模量與孔隙率成反比，孔隙率越小，彈性模量越大；孔隙率一定的情況下，彈性模量與單元結(jié)構(gòu)的尺寸成反比，尺寸越小，彈性模量越大。因此帶有3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的股骨柄可以根據(jù)3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)孔隙率變化來調(diào)整自身的彈性模量來匹配骨的彈性模量，避免應力屏蔽現(xiàn)象的出現(xiàn)。Arabnejad等[17]提出了一種設計3D打印多孔全髖關(guān)節(jié)假體的系統(tǒng)方法，研究結(jié)果表明與完全致密的傳統(tǒng)全髖關(guān)節(jié)假體相比，具有微結(jié)構(gòu)的多孔全髖關(guān)節(jié)假體可以將由于應力屏蔽的導致骨流失量減少75%。

與非孔隙率股骨柄相比，材料本身彈性模量屬性未發(fā)生改變，但由于結(jié)構(gòu)內(nèi)孔隙率的改變，使股骨柄整體結(jié)構(gòu)內(nèi)的彈性模量降低。通過前面的研究可以發(fā)現(xiàn)，3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)會改變股骨柄整體的應力分布，多孔區(qū)域的應力會刺激骨的生長與改建，提高了全髖關(guān)節(jié)假體的穩(wěn)定性，降低了因關(guān)節(jié)固定而出現(xiàn)的無菌性松動問題的概率。而且因為3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的特殊性，調(diào)節(jié)3D打印骨小梁結(jié)構(gòu)的孔隙率可以調(diào)整股骨柄的彈性模量，從而盡量避免因股骨和股骨柄之間彈性模量不一致而導致的應力遮擋問題，也避免了因應力遮擋問題出現(xiàn)的骨流失現(xiàn)象。