3D打印個(gè)性化髖臼接骨板設(shè)計(jì)生物力學(xué)研究與分析

王暉王猛

髖關(guān)節(jié)的主要作用是將人體上半身的重量傳遞到下肢，屬于人體承重的大關(guān)節(jié)，正常人體的髖臼由坐骨、恥骨和髂骨組成，與股骨頭組合在一起形成髖關(guān)節(jié)[1-3]。一般情況下，髖臼不易發(fā)生骨折，一旦發(fā)生后致殘率和并發(fā)癥發(fā)生率較高，而并發(fā)癥發(fā)生的原因有很多，內(nèi)固定手法的選擇是其中一個(gè)重要的因素。髖臼骨折的所有類別中，髖臼后壁骨折算是較為常見的一種骨折形式，張洪濤和許碩貴等[4-5]利用有限元方法對(duì)髖臼后壁骨折進(jìn)行過研究，但并沒有涉及內(nèi)固定方法。潘昌武、梅良斌和Beaulé等[6-8]雖然研究了不同內(nèi)固定手法對(duì)髖臼后壁骨折活動(dòng)度的影響，但是不同內(nèi)固定手法所造成的髖臼及骨折面應(yīng)力分布卻沒有詳細(xì)說明，也沒有對(duì)內(nèi)固定物的安裝位置進(jìn)行討論。

由于髖臼形狀不規(guī)則，所處位置較深，當(dāng)發(fā)生髖臼骨折時(shí)，在臨床上很難通過醫(yī)學(xué)手段得知髖臼骨折面的應(yīng)力分布[9]。三維有限元方法因其能夠?qū)?gòu)件進(jìn)行應(yīng)力應(yīng)變分析，在臨床生物力學(xué)研究方面越來越受重視，醫(yī)用生物力學(xué)領(lǐng)域?qū)υ摲椒ǖ膽?yīng)用越來越廣泛。本文基于三維有限元技術(shù)，設(shè)計(jì)出一款應(yīng)用于髖臼后壁骨折的個(gè)性化接骨板，研究接骨板內(nèi)固定療法對(duì)髖臼后壁骨折的力學(xué)變化，從生物力學(xué)角度揭示接骨板與骨面間隙的不同對(duì)髖關(guān)節(jié)應(yīng)力分布等力學(xué)機(jī)制的影響，為臨床治療髖臼后壁骨折時(shí)接骨板與骨面間隙的確定提供力學(xué)指導(dǎo)。

1 材料與方法

1.1 設(shè)計(jì)

接骨板內(nèi)固定髖臼后壁骨折三維有限元分析。

1.2 對(duì)象

成年健康男性，45歲，身高165 cm，質(zhì)量60 kg，既往無膝關(guān)節(jié)外傷史，X射線檢查排除膝關(guān)節(jié)損傷、退變的病理性變化，實(shí)驗(yàn)方案征得其本人及其家屬的同意。

1.3 材料

1.3.1 主要設(shè)備

16層螺旋CT（Siemens公司，德國），Mimics 17.0醫(yī)學(xué)建模軟件（Materialise公司，比利時(shí)），Geomagic Studio 2013（Geomagic公司，美國），Hypermesh 14.0軟件（Altair公司，美國），Abaqus 6.13軟件（Dassault公司，美國）。

1.3.2 個(gè)性化接骨板的設(shè)計(jì)

基于真實(shí)髖臼CT數(shù)據(jù)，在3-Matic軟件中設(shè)計(jì)出符合該患者實(shí)際情況的個(gè)性化接骨板，如圖1所示。由于本研究的重點(diǎn)是髖骨與加壓鋼板之間的間隙，所以與加壓鋼板上螺紋的關(guān)系不大，因此在本研究中簡化螺紋為圓柱體。

圖1 個(gè)性化接骨板有限元示意圖

1.3.3 接骨板內(nèi)固定髖臼后壁骨折有限元模型

將研究所需的髖骨部件、髖骨碎片部件、接骨板以及股骨部件，分別導(dǎo)入Hypermesh 14.0中進(jìn)行網(wǎng)格劃分，劃分的網(wǎng)格類型是四面體。將劃分好網(wǎng)格的部件導(dǎo)出為inp格式，繼而將其導(dǎo)入Abaqus 6.13軟件中，進(jìn)行幾何模型的組合，如圖2所示。材料屬性的設(shè)置[10-11]如表1所示。再將其按照人體的真實(shí)情況進(jìn)行邊界條件和荷載設(shè)置，經(jīng)有限元軟件計(jì)算處理得到仿真結(jié)果。

圖2 髖臼內(nèi)固定有限元模型

表1 模型中各部件屬性

1.4 載荷與邊界條件設(shè)置

本研究考慮的是髖關(guān)節(jié)與股骨在站立時(shí)載荷工況[11]。從人體站立的真實(shí)狀況，根據(jù)人體中髖關(guān)節(jié)的受力情況，根據(jù)該男子的體重，其載荷應(yīng)該為600 N。同時(shí)，根據(jù)人體解剖學(xué)和人體在站立時(shí)的真實(shí)情況，本研究對(duì)于髖關(guān)節(jié)的上部、髖臼的右側(cè)以及股骨的下側(cè)進(jìn)行邊界條件的設(shè)置。

由于股骨頭受力的方向與全局坐標(biāo)系的坐標(biāo)軸不平行，所以需要設(shè)置局部坐標(biāo)系。其夾角大約為15°，設(shè)置的載荷大小為600 N。從人體真實(shí)情況考慮，首先對(duì)股骨的下端進(jìn)行固定，由于在人體解剖學(xué)中，髖骨的上部有骶椎與骶岬的約束，所以對(duì)于髖骨的上部6個(gè)自由度全部進(jìn)行約束。髖臼由于在恥骨聯(lián)合的作用下，所以對(duì)于左右的自由度是不進(jìn)行約束的，但是對(duì)于其他方向的自由度進(jìn)行約束。

2 結(jié)果

2.1 有限元模型的有效性驗(yàn)證

對(duì)未施加內(nèi)固定的髖臼模型進(jìn)行應(yīng)力分析，將髂骨左側(cè)與恥骨聯(lián)合處完全固定，沒有旋轉(zhuǎn)和位移，采用正常人體緩慢行走時(shí)的力學(xué)情況進(jìn)行加載，模擬髖臼受股骨頭應(yīng)力傳導(dǎo)時(shí)的力學(xué)分布，由圖3可以看出，股骨頭與髖臼接觸區(qū)域位于髖臼頂部，且由于應(yīng)力作用，該接觸區(qū)域顏色由綠變藍(lán)，從中心向外散開，表面接觸區(qū)域中心處于高應(yīng)力狀態(tài)，而四周的應(yīng)力逐漸降低，直至為0，這一結(jié)果與前人的研究結(jié)果一致[12-13]。通過與前人髖臼骨折有限元模型的研究成果對(duì)比，從而驗(yàn)證了本文中用到的有限元模型是可靠的，可以據(jù)此進(jìn)行進(jìn)一步的力學(xué)研究。

圖3 髖臼應(yīng)力傳遞

2.2 模型中不同部件應(yīng)力比較

如圖4所示是接骨板的應(yīng)力分布以及應(yīng)力值大小，可以看出接骨板的最大應(yīng)力集中在螺釘根部，說明接骨板在該種加載方式下對(duì)骨折部位起到了固定作用。當(dāng)接骨板與骨面緊密接觸時(shí)，接骨板所受應(yīng)力值最大為340.5MPa，隨著接骨板與骨面間隙加大，接骨板所受最大應(yīng)力值也逐漸變小。對(duì)不同間隙下接骨板受力進(jìn)行統(tǒng)計(jì)學(xué)分析，得到結(jié)果=0.003 4（<0.05）。說明接骨板與骨接觸面間隙的不同對(duì)接骨板所受應(yīng)力值有著顯著的影響。

如圖5所示是被接骨板固定的髖臼后壁碎片在模擬過程中最大應(yīng)力值以及應(yīng)力分布，髖臼后壁碎片最大應(yīng)力主要集中在螺釘孔上部，且骨折面接觸區(qū)域也有少量應(yīng)力集中現(xiàn)象。在接骨板與骨面緊密接觸狀態(tài)下，髖臼后壁碎片受到最大應(yīng)力值為13.29 MPa，隨著接骨板與骨面間隙逐漸增大，髖臼后壁碎片最大應(yīng)力值呈現(xiàn)略微減小的趨勢(shì)。對(duì)不同接骨板與骨面接觸間隙下髖臼后壁所受最大應(yīng)力值進(jìn)行統(tǒng)計(jì)學(xué)分析，結(jié)果顯示<0.000 1，說明接骨板與骨面間隙的不同對(duì)髖臼碎片的應(yīng)力影響有著顯著性差異。

圖4 接骨板與骨接觸表面間隙不同時(shí)接骨板的應(yīng)力分布

圖5 接骨板與骨接觸面間隙不同時(shí)髖臼后壁碎片的應(yīng)力分布

3 討論

髖臼骨折屬于一種高能量損傷性骨折，其中髖臼后壁骨折是比較常見的一種髖臼骨折類型[14]，臨床治療該種骨折的內(nèi)固定方法有很多，如微型聯(lián)合重建接骨板內(nèi)固定，重建接骨板內(nèi)固定，以及接骨板聯(lián)合螺釘內(nèi)固定。但對(duì)于接骨板與骨面間隙卻鮮有研究，因此本研究以活體髖關(guān)節(jié)為研究對(duì)象，經(jīng)過CT掃描得到原始髖關(guān)節(jié)數(shù)據(jù)，設(shè)計(jì)出個(gè)性化內(nèi)固定接骨板，利用有限元軟件構(gòu)建了接骨板內(nèi)固定髖臼后壁骨折三維模型，模擬實(shí)際人體緩慢行走時(shí)應(yīng)力加載，探究了不同接骨板與骨面之間間隙對(duì)髖臼應(yīng)力值和應(yīng)力分布的影響。

以往大部分學(xué)者對(duì)髖臼的受力分析會(huì)將載荷施加在髖臼上部，這種力學(xué)加載的精確性有待商榷，本研究如實(shí)地模擬了人體髖關(guān)節(jié)緩慢行走時(shí)的受力情況，按照載荷由足底至小腿至股骨頭的應(yīng)力傳遞順序間接施加于髖臼。并對(duì)沒有施加內(nèi)固定方法的實(shí)際髖臼模型進(jìn)行了驗(yàn)證，結(jié)果顯示在應(yīng)力分布上與前人的研究結(jié)果一致，說明了模型的可靠性。

從圖4中可以看到接骨板的最大應(yīng)力主要集中在螺釘根部，且應(yīng)力自螺釘根部沿接骨板進(jìn)行傳遞，說明在該載荷狀態(tài)下接骨板起到了固定作用。此外，隨著接骨板與骨面間隙的增加，應(yīng)力分布情況雖然相差不大，但接骨板受到的最大應(yīng)力值呈現(xiàn)略微減小的趨勢(shì)，圖5中髖臼后壁碎片在不同間隙之下的應(yīng)力分布情況基本一致，最大應(yīng)力出現(xiàn)在螺釘孔上部，骨折斷面上也有少量應(yīng)力集中區(qū)域。隨著接骨板與骨面之間間隙的遞減，髖臼后壁碎片所受最大應(yīng)力值變化不是很明顯，但與接骨板一樣，也遵循隨著間隙增大，最大應(yīng)力遞減的規(guī)律。

臨床上對(duì)于接骨板的安裝位置一直沒有確定的標(biāo)準(zhǔn)，很長一段時(shí)間臨床上為了達(dá)到堅(jiān)強(qiáng)固定的目的，接骨板往往與骨緊密接觸，這樣做雖然能使接骨板與骨界面產(chǎn)生足夠的摩擦力以提供穩(wěn)定性，但是這樣會(huì)直接干擾接骨板下方骨的血運(yùn)，造成接骨板下方結(jié)構(gòu)改變，不利于患者長期恢復(fù)。目前，最新臨床骨手術(shù)治療“AO”原則中將“保護(hù)軟組織與血運(yùn)”列為重要的一點(diǎn)，“BO”原則中也明確指出“減少內(nèi)固定物與骨折面直接接觸”，從圖4和圖5中接骨板與髖臼后壁碎片的接觸應(yīng)力分布可以看出，接骨板與骨界面間隙的差異并不影響其應(yīng)力分布，雖然在間隙0.75 mm時(shí)受到的最大應(yīng)力比間隙為0 mm時(shí)最大應(yīng)力小，看似因?yàn)槟Σ亮Σ蛔阌绊懥藘?nèi)固定穩(wěn)定性，但在該種間隙的內(nèi)固定方式下，患者可以在避免負(fù)重的情況下進(jìn)行早期功能鍛煉，對(duì)早日恢復(fù)大有裨益。

本研究通過建立接骨板內(nèi)固定髖臼后壁骨折有限元模型，研究了個(gè)性化接骨板與骨面不同間隙對(duì)髖臼應(yīng)力分布的影響，結(jié)果表明在手術(shù)允許的范圍內(nèi)，接骨板與骨接觸表面之間應(yīng)留有一定間隙，符合目前骨治療領(lǐng)域加壓堅(jiān)強(qiáng)固定轉(zhuǎn)向生物型固定的趨勢(shì)，從生物力學(xué)的角度為臨床骨手術(shù)“AO”“BO”原則提供了理論支持。然而，本研究中針對(duì)髖臼骨折有限元仿真研究存在不足之處，如針對(duì)不同骨折類型髖臼生物力學(xué)的影響等方面的研究尚未開展。因此，針對(duì)髖臼骨折有限元模型更加全面研究分析也將是筆者下一步的研究工作。