骨组织是人体重要的组成部分,而骨缺损是外科的常见病,每年骨缺损的患者数量高达数百万,且有递增趋势[1].修复缺损长度小于1.5倍骨直径的骨缺通常采用自体骨移植术,这会造成二次损伤,而修复缺损长度大于1.5倍骨直径的骨缺损一直是临床修复骨缺损的难题[2-4].目前,三维(three-dimension, 3D)打印已被认为是最适合生产定制型钛合金植入体的制造技术[5].尽管钛合金因其优良的生物相容性和化学性能被广泛认为是理想的植入材料,但其弹性模量并不理想.人体皮质骨的压缩模量为3.9～11.7 GPa,松质骨的平均压缩模量为0.2 GPa[6],而3D打印钛合金植入体的弹性模量最低控制在40 GPa[7],远高于人体骨,会出现应力遮挡现象,导致骨量丢失和骨结构不良,进而使骨折愈合延迟甚至出现二次骨折的情况,最终导致植入体修复骨缺损失败.该现象是骨重建理论的重要体现,同时印证了Wolff定律和COWIN提出的骨再造理论,即适应性弹性理论[8].骨组织中的成骨细胞和破骨细胞通过感受力的刺激来控制骨的增生和吸收:当骨受应力为2～4 MPa、应变为0.01～0.02%时,骨组织发生吸收; 当骨受应力为20～40 MPa、应变为0.1%～0.2%时,骨组织发生增生; 当骨应变大于2.5%时,骨组织发生损伤[9-10] .应力遮挡率η表示应力遮挡的程度,η越大,应力遮挡就会越严重,其表达式为
η=(1-σ/(σ0))×100%(1)
其中, σ0为未植入假体时骨骼受到的应力; σ=E·ε为植入假体后骨骼受到的应力, E为弹性模量, ε为应变.当人体骨和植入体的弹性模量一致(η=0)才能彻底消除应力遮挡现象.植入体的弹性模量为
E=σ/ε=(F·L)/(A·ΔL)(2)
其中, E为杨氏模量; F为外载荷; A为横截面面积; L为材料原始长度; ΔL为形变位移.
为消除应力遮挡,需要使植入体的弹性模量与人体骨完全一致,可通过优化金属3D打印参数和设计多孔结构的方式调整植入体的弹性模量和打印质量.
金属3D打印过程中的影响因素包括线能量密度ω、 设备精度和粉末材料的物理性能等.在设备精度和粉末材料的物理性能不变的前提下,ω是影响3D打印件成型质量的主要因素[11],其与激光功率P、 扫描速度v、 扫描间距S和铺粉厚度h的关系为
ω=P/(vSh)(3)
设计合适孔隙率的多孔植入体是临床应用的关键[2].不同多孔结构对材料力学性能有不同影响,是消除应力遮挡的有效途径,且合适的孔隙尺寸有利于骨组织和血管的生长[12-13] .通过调整3D打印参数、多孔结构的类型和孔隙率,可以有效降低3D打印植入体的宏观力学性能,使其更加接近人体骨模量,进而消除应力遮挡,减少术后骨质疏松等并发症发生的风险,延长植入体的使用寿命[14-17],并且理想的孔隙率还会影响细胞行为和迁移.刘畅等[18]在3D打印钛合金(TiAl6V4)支架修复人为导致兔骨骼损伤的实验中发现,3D打印TiAl6V4钛合金多孔支架的孔隙率为75.2%,孔隙分布均匀,孔隙直径为400 μm左右,大小基本一致,支架强度为27.6 MPa、极限剪切强度为10.4 MPa,符合人体松质骨的力学范围.文献[19]研究表明,孔径大于300 μm的多孔结构明显有利于骨组织和血管的生长,空隙的出现更有助于骨组织和血管的生长.但在以往的研究中,只是通过多孔结构降低钛合金植入体的模量,并未涉及人体骨骼性能个性化的特点.考虑到不同人群、不同年龄、不同部位的人体骨骼其弹性模量均存在差异,固定模量的植入体无法从根本上消除应力遮挡.因此,探索3D打印钛合金植入假体本构模型与结构形式的映射规律,可加工出满足使用者个性化需求的可变模量的假体,进而彻底消除应力遮挡.目前,针对3D打印钛合金植入假体本构模型与结构形式的映射规律的研究仍鲜有报道.
本研究主要包括:① 通过多次打印试件进行电子显微镜观察和压缩实验分析,优化3D打印参数.② 基于优化的3D打印参数进行正交实验,结合力学压缩实验优化结构参数,建立多孔结构植入体力学理论模型,并利用ANSYS有限元仿真软件进行不同结构单元尺寸3D打印植入体压缩模量的模拟实验.③ 通过3D打印试件力学压缩实验,验证多孔结构植入体力学模型的准确性,进而得到3D打印钛合金植入假体本构模型与结构形式的映射规律,为消除应力遮挡提供理论依据和方法,提高3D打印植入体治疗骨缺损的成功率.
