一种骨植入物建模方法

技术领域

本发明涉及骨植入物技术领域，特别涉及一种骨植入物建模方法。

背景技术

骨骼作为人体一种非常具有活力的组织，时刻都在进行着更新生长，成骨细胞在不断形成新骨，并且在外部应力的刺激下，人体骨骼始终保持着一种最优的力学结构。目前全世界每年都有数以千万计的患者因年龄问题、骨骼病变、突发意外等情况而造成骨缺损。对于小面积的骨缺损，大部分情况下依靠骨骼自身的修复能力即可痊愈，但是大面积的骨缺损往往难以自我修复，在骨科临床中，常采用骨植入物进行骨缺损部位的替代及支撑。

骨植入物按照材料可分为可降解骨植入物和不可降解骨植入物两大类，可降解骨植入物主要用于植入初期的骨骼固定，随着骨重建和功能的恢复，骨植入物便逐渐降解消失。不可降解骨植入物用于替代人体缺损部位的骨骼，长期存在于体内，并与人体骨组织进行融合。

目前骨植入物普遍采用多孔结构设计，其内部孔隙能够为骨细胞增殖、黏附以及营养物质和代谢产物等的运输提供空间；然而，若单独选择可降解骨植入物，则无法满足对大面积骨缺损的填充需求；若单独选择不可降解骨植入物，随着骨组织在骨植入物处的生长，会导致骨组织与骨植入物融合物的弹性模量不断升高，影响骨骼整体力学性能，因此，确保骨细胞生长过程中以及生长结束后，骨缺损处均具有合适的弹性模量至关重要，若选择低于植入部位人体骨弹性模量的不可降解骨植入物，则无法满足植入初期骨植入物的力学性能要求；反之，为了满足其初期骨植入物的弹性模量，选择与植入部位人体骨弹性模量相当的不可降解骨植入物，则会增加骨长入过程中以及结束后骨植入物与人体骨之间产生“应力屏蔽”效应的可能性。因此，如何保证骨植入物在骨长入过程中与人体骨弹性模量的匹配性，避免骨植入物与人体骨产生的应力屏蔽效应，已成为亟需解决的关键科学问题。

不可降解骨植入物在和人体骨组织融合的过程中，成骨细胞会通过骨植入物内部孔隙进行增殖，并在孔隙表面进行黏附。然而，人体骨骼中各部分营养物质和代谢产物等运输速度有所差别，且骨骼不同部位处其骨细胞长入孔隙的速度也不一致，但现有骨植入物其孔结构多为规则多孔结构(孔隙呈规则排布且各处孔径相等)，这种骨结构则不利于促进细胞、物质等在孔隙内的运输。因此，如何设计匹配人体骨的骨植入物结构，使其更适合于促进骨细胞的长入和营养物质等的输送，已成为目前研究的热点。

发明内容

本发明的目的在于提供一种骨植入物建模方法及骨植入物，克服上述缺陷，使骨植入物内的孔隙具有一定的梯度不规则性，并且在与人体骨骼承重垂直的方向上孔隙率和孔径均具有由内而外梯度减小的特点，以使骨植入物在植入人体后能够快速促进骨细胞在孔隙内部的长入以及营养物质和代谢产物等的运输，此外，该骨植入物孔棱设计为内外双层结构，保证骨植入物和人体骨在骨长入过程中力学性能的动态平衡。

为达成上述目的，本发明的解决方案为：一种骨植入物建模方法，包括以下步骤：

S1、在三维软件中建立骨植入物外部轮廓的三维模型，并提取水平方向的断层轮廓曲线；

S2、由断层轮廓曲线作为首条偏置曲线，再向内偏置出三条偏置曲线，且相邻偏置曲线的间距从外向内呈等差数列分布；

S3、在相邻的偏置曲线之间建立中间曲线，中间曲线到与其相邻的两个偏置曲线的距离相等，将各条中间曲线分别等距划分成多条短曲线，定义相邻偏置曲线间距为x，中间曲线的周长L，划分成的短曲线数量h，则对应短曲线的长度y为：

其中，m为

S4、穿过每条短曲线中点分别构建一条纵线，且各纵线的顶端位于三维模型的顶面，底端位于三维模型的底面，将各纵线分别等距划分成多条短线，定义划分成的短线数量为i，对应短线的长度为K，则由对应纵线划分成的短线的长度z为；

其中，a为

S5、以各短线的中点分别作为一个节点，使各节点分别在各自的预定移动范围内产生一随机空间位移；

S6、由各节点根据维诺图算法划分空间，以划分空间的连线增粗作为骨植入物模型，增粗后的连线包括内层不可降解层，以及包覆在不可降解层外的可降解层。

进一步，在S5步骤中，使各节点分别沿所在短曲线方向、短曲线法线方向以及纵向三个维度运动。

进一步，在S5步骤中，以对应节点的初始位置作为移动范围的中点，各节点沿对应短曲线方向的运动范围等于对应短曲线的长度，沿短曲线法线方向的运动范围等于相邻偏置曲线间距离，纵向的运动范围等于短线长度。

进一步，所述水平方向与人体骨骼承重方向垂直。

进一步，在S2步骤中，共形成有v条偏置曲线，v为奇数，从外到内第(v-1)/2条偏置曲线到第(v+1)/2条偏置曲线的距离等于断层轮廓曲线到第v条偏置曲线的距离的1/v。

进一步，不可降解层采用钛合金材质。

进一步，可降解层采用镁合金材质。

进一步，使所述可降解层沿骨植入物模型水平方向由内至外厚度梯度递减。

进一步，使所述不可降解层的截面为圆形。

采用上述方案后，本发明的有益效果在于：

(1)通过S2-S4步骤，使最终生成的骨植入物模型的孔隙在水平方向具有由内而外孔隙率和孔径梯度减小的规律，即在径向中心位置具有较大的孔径，有利于细胞的增殖以及沿轴向进行营养物质和代谢产物等的运输，在径向边缘位置具有较小的孔径，更有利于细胞的粘附，与人体骨骼的孔隙率和孔径分布能够保持更好的一致性；

(2)通过S5步骤中，使各节点产生随机空间位移，以及S6步骤中，由各节点根据维诺图算法划分空间，以划分空间的连线作为骨植入物模型，使最终生成的骨植入物模型孔隙形状具有一定的不规则性，且在径向整体呈梯度分布，因此在兼顾骨细胞孔隙内部增殖和黏附的同时，使骨植入物径向不同部位处孔隙的分布特征对于骨细胞的生长更具有针对性；

(3)本发明所设计的多孔骨植入物的孔棱具有外部可降解层和内部不可降解层所构成的双层复合结构，在植入人体后，不可降解层承担主要的支撑作用，而可降解层逐渐降解，降解产物会进一步促进骨组织在骨植入物孔隙中的生长；同时，可降解层厚度在径向由内向外梯度递减，使得径向中心位置降解产物浓度高于径向边缘，从而导致径向中心的骨长入速度高于径向边缘，其更接近人体骨的骨长入速度分布特性；随着可降解层的逐渐降解以及骨细胞的长入，骨植入物与骨组织的融合物其力学性能将会呈现一种动态平衡，从而能够保证骨长入过程中骨植入物力学性能的相对稳定；

(4)通过本方法最终生成的骨植入物模型其孔隙率在径向呈梯度渐变，因此相较于均一不规则的多孔结构而言，具有更好的弹性模量和屈服强度等力学性能。

附图说明

图1中的(a)为骨植入物外轮廓的三维模型示意图；

图1中的(b)为在三维模型上构建偏置曲线的立体示意图；

图1中的(c)为在三维模型上构建偏置曲线的俯视示意图；

图1中的(d)为构建中间曲线的示意图；

图1中的(e)为划分中间曲线成短曲线的示意图；

图1中的(f)为构建短曲线中点的示意图；

图1中的(g)为划分纵线为短线的示意图；

图1中的(h)为取短线中点的示意图；

图1中的(i)为随机位移后的节点示意图；

图1中的(k)为获得骨植入物模型的示意图；

图1中的(l)为生成骨植入物的示意图；

图2为偏置曲线和断层轮廓曲线的示意图；

图3为将中间偏置曲线等距划分成短曲线的示意图；

图4为取短线中点示意图；

图5中的(a)为梯度系数为0.5的骨植入物模型俯视图；

图5中的(b)为梯度系数为0.375的骨植入物模型俯视图；

图5中的(c)为梯度系数为0.25的骨植入物模型俯视图；

图5中的(d)为梯度系数为0.125的骨植入物模型俯视图；

图5中的(e)为梯度系数为0的骨植入物模型俯视图；

图6为骨植入物模型横截面示意图；

图7为孔隙率的梯度分布示意图。

标号说明：1-三维模型，2-断层轮廓曲线，3-偏置曲线，4-中间曲线，5-短曲线，8-节点，9-连线，10-不可降解层，11-可降解层，12-第一偏置曲线，13-第二偏置曲线，14-第三偏置曲线，15-骨植入物模型。

具体实施方式

以下结合附图及具体实施例对本发明做详细的说明。

本发明提供一种骨植入物建模方法，如图1-7所示，包括以下步骤：

S1、在三维软件中建立骨植入物外部轮廓的三维模型1，三维软件的种类不限，骨植入物外部轮廓的三维模型1的形状根据实际骨骼缺口形状而定，并提取三维模型1水平方向的断层轮廓曲线2，所述水平方向与人体骨骼承重方向垂直；

S2、由断层轮廓曲线2作为首条偏置曲线3，再向内偏置出多条偏置曲线3，且相邻偏置曲线3的间距从外向内呈等差数列分布，优选地，共形成有v条偏置曲线(3)，v为奇数，从外到内第(v-1)/2条偏置曲线(3)到第(v+1)/2条偏置曲线(3)的距离等于断层轮廓曲线(2)到第v条偏置曲线的距离的1/v；

S3、在相邻的偏置曲线3之间建立中间曲线4，中间曲线4到与其相邻的两个偏置曲线3的距离相等，将各条中间曲线4分别等距划分成多条短曲线5，定义相邻偏置曲线3间距为x，中间曲线4的周长L，划分成的短曲线5数量h，则对应短曲线5的长度y为；

其中，m为/>

S4、穿过每条短曲线5中点分别构建一条纵线，且各纵线的顶端位于三维模型1的顶面，底端位于三维模型1的底面，将各纵线分别等距划分成多条短线，定义划分成的短线数量为i，对应短线的长度为K，则由对应纵线划分成的短线的长度z为：

其中，a为/>

S5、以各短线的中点分别作为一个节点8，使各节点8分别在各自的预定移动范围内产生一随机空间位移，更具体地，使各节点8分别沿所在短曲线5方向、短曲线5法线方向以及纵向三个维度运动，以对应节点8的初始位置作为移动范围的中点，各节点8沿对应短曲线5方向的运动范围等于对应短曲线5的长度，沿短曲线5法线方向的运动范围等于相邻偏置曲线3间距离，纵向的运动范围等于短线长度；

S6、由各节点8根据维诺图算法划分空间，以划分空间的连线9增粗作为骨植入物模型15，增粗后的连线包括内层不可降解层10，以及包覆在不可降解层10外的可降解层11。

更具体地实施例中，以骨植入物外部轮廓的三维模型1为圆柱体时为例，其中圆柱体的半径为6mm，高为10mm；

S1、在rhino三维建模软件中，建立半径为6mm，高为10mm的圆柱体三维模型1，如图1中的(a)所示；

S2、使用rhino中的grasshopper插件在如图1中的(a)所示的圆柱体上构建断层轮廓曲线2，由断层轮廓曲线2向内偏置出三条偏置曲线，偏置出的第一条偏置曲线3为第一偏置曲线12，第二条偏置曲线为第二偏置曲线13，第三条偏置曲线为第三偏置曲线14，第一偏置曲线12到第二偏置曲线13的距离等于断层轮廓曲线2到第三偏置曲线14的距离的三分之一，更具体地实施例中，以圆柱体的顶面轮廓作为断层轮廓曲线2，并由断层轮廓曲线2向圆柱体内部进行偏置，偏置1mm形成第一偏置曲线12，偏置3mm形成第二偏置曲线13，偏置6mm形成第三偏置曲线14，因偏置距离6mm等于圆柱体半径，所以第三偏置曲线14实际为一个点，即圆柱体顶面的中心点，得到的第二偏置曲线13为以圆柱体顶面的中心点为圆心，且半径为5mm的圆，第一偏置曲线12为以圆柱体顶面的中心点为圆心，半径为3mm的圆，如图1中的(b)，图1中的(c)，以及图2所示；

S3、构建中间曲线4，由于中间曲线4到与其相邻的两个偏置曲线3的距离相等，从而得到各中间曲线3的半径由外向内依次为5.5mm、4mm、1.5mm，如图1中的(d)所示，其所对应的相邻偏置曲线3的间距依次为1mm，2mm，3mm，将中间曲线4划分形成长度相等的短曲线5，由外向内的三条中间曲线4分别构建出35条、13条、3条短曲线5，如图1中的(e)以及图3所述；

S4、取短曲线5的中点，如图1中的(f)以及图4所示，通过各短曲线5中点且垂直于水平面的构建纵线，纵线顶端位于骨植入物外部轮廓的三维模型1的上表面，底端位于骨植入物外部轮廓的三维模型1的下表面，将各条所述纵线分别划分形成多条短线，所形成的短线长度依次为1mm、2mm、3.3mm，如图1中的(g)所示；

S5、以各所述短线的中点作为节点8，如图1中的(h)所示，以对应节点8的初始位置作为移动范围的中点，使各节点8分别沿所在短曲线5方向、短曲线5法线方向以及纵向三个维度自由运动，各节点8沿对应短曲线5方向的运动范围等于对应短曲线5的长度，沿短曲线5法线方向的运动范围等于相邻偏置曲线3间距离，纵向的运动范围等于短线长度，移动后如图1中的(i)所示；

S6、由各节点8根据维诺图算法(Voronoi Tessellation)划分空间，以划分空间的连线9增粗作为骨植入物模型15，所述不可降解层10的截面为圆形，采用钛合金材质，可降解层11为镁合金材质，包覆在不可降解层10外，骨植入物模型15从内向外孔隙率依次为81％、70％、56％，呈逐渐递减的趋势；重点结合图7所示，且孔径也呈现从内向外逐渐减小的趋势，内层孔隙平均孔径为0.62mm，外层平均孔径为0.43mm，更加符合营养物质和代谢产物等在骨骼内的运输速度分布，更有利于促进骨细胞在孔隙内的增殖；

优选，可降解层11厚度沿骨植入物模型15水平方向由内至外递减，外边缘部分厚度P最小处为0.1mm，中间部分厚度Q最大处为0.3mm，由于可降解层11的镁合金材质在人体内能够降解，而不可降解层10的钛合金材质在人体内不可降解，进而，在植入人体后，不可降解层承担主要的支撑作用，而可降解层逐渐降解，降解产物会进一步促进骨组织在骨植入物孔隙中的生长。同时，可降解层厚度在径向由内向外梯度递减，使得径向中心位置降解产物浓度高于径向边缘，从而导致径向中心的骨长入速度高于径向边缘，其更接近人体骨的骨长入速度分布特性；随着可降解层的逐渐降解以及骨细胞的长入，骨植入物与骨组织的融合物其力学性能将会呈现一种动态平衡，从而能够保证骨长入过程中骨植入物力学性能的相对稳定；

通过调控相邻偏置曲线间距离等差数列的公差，可以构建不同梯度系数的骨植入物模型15；图5从左至右为梯度系数逐渐递减的骨植入物模型15的示意图，梯度系数采用下式计算：

w为梯度系数，c为等差数列的公差，d为第一偏置曲线12和第二偏置曲线13之间的偏置距离；

通过使用ABAQUS有限元模拟软件对五种不同梯度系数的多孔结构进行压缩模拟，得出五种结构的弹性模量和屈服强度，见下表：

可见通过本发明所建立的骨植入物模型，由于其不规则性以及孔隙由内而外的梯度变化，还能够有效提升骨植入物的弹性模量和屈服强度。

以上所述仅为本发明的较佳实施例，并非对本案设计的限制，凡依本案的设计关键所做的等同变化，均落入本案的保护范围。