梯度多孔骨植入物及其设计方法

1.本发明涉及一种梯度多孔骨植入物及其设计方法，属于医疗设备领域。
背景技术：
：：2.人口老龄化和高速交通变得越来越重，这导致骨疾病的显著增加。用于修复缺损骨的骨组织工程正面临快速增长的需求。生物骨结构是一种复杂的多孔弯曲结构，具有不规则的孔隙结构，且孔隙大小和孔隙分布不均匀，目前骨科领域使用的骨钉、骨板和髓内钉等植入物没有根据患者的骨特征进行定制，因此增加了手术期间并发症的发生率。此外，传统的植入物大多为固体结构，其力学性能对相邻骨组织不满意，导致它们之间出现应力屏蔽，骨植入物与骨组织不能很好的附着结合而易发生相对位移。鉴于人体206块骨头的特性差异、植入物骨组织的特性差异以及存在的问题，有必要设计一种可根据个体骨组织的特征参数化的多孔支架。技术实现要素：3.根据以上现有技术中的不足，本发明要解决的技术问题是：提供一种梯度多孔骨植入物及其设计方法，在保证骨植入物具有足够的支撑强度的前提下，尽可能的使得骨组织渗透生长进入骨植入物，与骨植入物结合牢固，避免应力屏蔽。4.本发明所述的梯度多孔骨植入物，该骨植入物由多个基本单元分别在三维方向叠加形成，所述基本单元是基于轴心梯度三周期极小曲面构建的，在x、y平面，孔径沿半径方向从外向内逐渐减小。5.轴心梯度结构弹性模量与人体皮质骨弹性模量接近，渗透性能良好，能很好的减小骨植入物与骨组织之间的的应力屏蔽，轴心梯度tpms结构最外层提供了适合骨生长的孔径，在金属骨骼植入人体的前期，骨组织可以快速生长在植入体的孔隙中，避免了植入体因松动而导致的失效。同时，由于轴心梯度tpms结构孔径由外向内逐渐减小，那么基本单元的壁厚由外向内逐渐增大，那么其抗压强度由外向内逐渐增强，抗压强度比均匀孔径的tpms多孔结构优异，减小失效断裂的风险，可以有效延长植入物的使用寿命。6.包括四种轴心梯度三周期极小曲面结构，分别是：7.gyroid：8.iwp：9.diamond：10.primitive：11.其中：“l”表示结构的单元大小，“c(x,y)”是用于调整tpms几何形状形状的水平集函数，通过对tpms模型的赋予不同的梯度函数c(x,y)，我们可以得到不同孔隙率的tpms模型。每种多孔结构的孔隙率范围在45％-65％之间。12.本技术可以在不同孔隙率下定量调整梯度孔径，并且可以替换具有生物相容性的缺陷骨。基于多孔结构参数的约束，可以通过调整曲面壁厚参数来实现孔径和性能的调整。当曲面变厚时，曲面形成的孔径变小，抗压性增强；当曲面变薄时，曲面形成的孔径变大，连通性增加。通过支架的厚曲面和薄曲面之间的平滑连接，实现了无应力集中的梯度多孔结构设计。13.本发明与现有技术相比所具有的有益效果是：14.本发明所述的梯度多孔骨植入物及其设计方法，轴心梯度结构弹性模量与人体皮质骨弹性模量接近，渗透性能良好，能很好的减小骨植入物与骨组织之间的的应力屏蔽，轴心梯度tpms结构最外层提供了适合骨生长的孔径，在金属骨骼植入人体的前期，骨组织可以快速生长在植入体的孔隙中，避免了植入体因松动而导致的失效。同时，由于轴心梯度tpms结构孔径由外向内逐渐减小，那么基本单元的壁厚由外向内逐渐增大，那么其抗压强度由外向内逐渐增强，抗压强度比均匀孔径的tpms多孔结构优异，减小失效断裂的风险，可以有效延长植入物的使用寿命。附图说明15.图1是本发明实施例gyroid结构示意图；16.图2是图1所示实施例的俯视图；17.图3是本发明实施例iwp结构示意图；18.图4是图3所示实施例的俯视图；19.图5是本发明实施例diamond结构示意图；20.图6是图5所示实施例的俯视图；21.图7本发明实施例primitive结构示意图；22.图8是图7所示实施例的俯视图；23.图9是本发明实施例上述四种结构在不同孔隙率下的渗透率。具体实施方式24.下面将参照本发明实施用例的附图，在下文中更加充分地描述本发明。但是，本发明可以多种不同的形式出现，而不应该被解释为限于这里所阐述的实施用例，通过实施用例，本发明变得更加完整；相反，以示例性方式提供的这些实施用例使得本公开将本发明的范围传达给本
技术领域：
：技术人员。此外，附图仅仅是示意性的并且未按比例绘制，相同的数字始终表示相同或者类似的元件或者部件。25.下面结合附图对本发明的实施例做进一步描述：26.如图1-图9所示，本发明所述的梯度多孔骨植入物，该骨植入物由多个基本单元分别在三维方向叠加形成，所述基本单元是基于轴心梯度三周期极小曲面构建的，在x、y平面，孔径沿半径方向从外向内逐渐减小。27.轴心梯度结构弹性模量与人体皮质骨弹性模量接近，渗透性能良好，能很好的减小骨植入物与骨组织之间的的应力屏蔽，轴心梯度tpms结构最外层提供了适合骨生长的孔径，在金属骨骼植入人体的前期，骨组织可以快速生长在植入体的孔隙中，避免了植入体因松动而导致的失效。同时，由于轴心梯度tpms结构孔径由外向内逐渐减小，那么基本单元的壁厚由外向内逐渐增大，那么其抗压强度由外向内逐渐增强，抗压强度比均匀孔径的tpms多孔结构优异，减小失效断裂的风险，可以有效延长植入物的使用寿命。28.包括四种轴心梯度三周期极小曲面结构，分别是：29.gyroid：30.iwp：31.diamond：32.primitive：33.其中：“l”表示结构的单元大小，“c(x,y)”是用于调整tpms几何形状形状的水平集函数，通过对tpms模型的赋予不同的梯度函数c(x,y)，我们可以得到不同孔隙率的tpms模型。每种多孔结构的孔隙率范围在45％-65％之间。34.本技术可以在不同孔隙率下定量调整梯度孔径，并且可以替换具有生物相容性的缺陷骨。基于多孔结构参数的约束，可以通过调整曲面壁厚参数来实现孔径和性能的调整。当曲面变厚时，曲面形成的孔径变小，抗压性增强；当曲面变薄时，曲面形成的孔径变大，连通性增加。通过支架的厚曲面和薄曲面之间的平滑连接，实现了无应力集中的梯度多孔结构设计。35.通过对tpms模型的赋予不同的梯度函数c(x,y)，我们可以得到不同孔隙率的tpms模型。为了满足松质骨的孔隙度值，本文设计的多孔结构分为梯度孔径(cg45、cg55、cg65)和均匀孔径(cu45、cu55、cu65)，如下表2.1所示。多孔结构的晶胞尺寸l＝2mm，直径为d＝10mm，高度为h＝12mm。为了达到仿生效果，将方形多孔结构切成具有仿生特性的圆柱形梯度支架。建立四种梯度多孔结构(gg、ig、dg、pg)，并建立四种均匀多孔结构(gu、iu、du、pu)作为对照组，每种多孔结构设计了三种孔隙率45％、55％、65％，所有多孔结构的三维模型由mslattice软件建立。36.表2.1梯度函数c(x,y)[0037][0038]采用microct方法对成型后的多孔样品进行三维重构后，从表3.1可以看出，slm成型的多孔样品具有与设计的多孔结构相似的轮廓特征；但是成型后的样品表面非常粗糙，存在着大量的未熔化或半熔化的球形颗粒，这些颗粒的尺寸大小非常接近tc4粉末颗粒大小。表3.1列举了成型样品的孔隙率，并与设计值进行了对比。采用干重法测定的多孔样品的重量，通过公式(3.1)计算了样品的孔隙率，然后采用microct测量了样品的孔隙率，两种方法的测量结果非常接近，但是成型的孔隙率均低于设计值；同时经过microct测量的多孔样品壁厚均比设计值大。采用超景深显微镜对样品壁厚进行了测量，然后通过公式(3.2)和表3.2计算样品的孔径。[0039][0040]dpore＝al-t(3.2)[0041]表3.1孔隙率对比table3.1porositycomparison[0042][0043]表3.2不同tpms结构a的值[0044][0045]当前骨科植入物在力学性能方面要求弹性模量不能高于人体骨骼，并且具有高强度和足够的力学支撑。对于同一种拓扑结构的多孔植入物，降低弹性模量的方法主要是增大模型的孔隙率，但是这会降低其力学强度，显然对于要求高强度的多孔植入物，不能通过简单地增大孔隙率来降低弹性模量。在这种情况下，可以选用具有不同类型的多孔结构，然后从中优选弹性模量符合植入要求并且强度高的多孔植入物。基于上述考虑，本技术将四种tpms多孔结构，每种多孔结构有三种不同但彼此相近的孔隙率。通过slm制造，对多孔样品进行压缩试验，探究tpms多孔结构对于骨植入物力学性能的影响。首先根据gibson-ashby理论模型确定每种孔隙率的理论弹性模量和屈服强度，然后根同得到数据进行有限元仿真；用万能压缩机进行压缩试验，与压缩仿真实验数据进行对比，研究孔隙率和不同结构对多孔结构力学性能的影响。[0046]针对目前压缩仿真存在的不能准确得出多孔结构的力学性能数值的问题，本技术提出先根据gibson-ashby数学公式推导出多孔结构的弹性模量，如式(4.1)、(4.2)所示，然后将得到的数值代入到deform仿真软件进行计算，如表4.1所示，最终得到与实验数据接近的仿真数据。[0047][0048][0049]式中，e是多孔结构的弹性模量，es实体tc4的弹性模量,c1、n1是系数,ρ是多孔结构的密度，ρs是实体tc4的密度,vs时多孔结构的体积，v是实体的体积。[0050]表4.1tpms结构弹性模量es[0051][0052]本技术中制备的多孔结构具有与现有多孔结构相似的弹性模量，但屈服强度较高。这些结果共同表明，tpms的多孔梯度结构不仅可以防止应力遮挡，而且在植入后足够坚固，可以保护周围的骨骼。同时，由于梯度tpms多孔结构具有更高的的屈服强度，它可以承受更大的机械载荷，屈服应力相对较高，平台应力较长，峰值应力较小，这是骨替代生物材料的理想组合。[0053]渗透性和壁剪切应力等流体行为对细胞反应有影响，渗透性影响营养物质的传质，而壁面剪切应力提供了可以被细胞感知的机械刺激，从而导致更好的分化和增殖。多孔结构的几何特征很大程度上影响了流体行为，包括结构的相对密度和互通性。因此，使用商业软件ansys2021r1的计算流体动力学(computationalfluiddynamics，cfd)用来揭示不同tpms结构的流动行为。选择水作为流动介质，水的流体特性和边界条件如表5.1所示，为了检验流动特性，对方程(5.1)所示的不可压缩流动的navier-stokes方程进行了数值求解。表5.1说明了用于cfd分析的计算域和边界条件。入口为圆柱表面，流动方向垂直于入口表面。在出口处施加零表压，结构壁具有防滑条件。基于模拟的流动行为，可以相应地确定渗透率和壁面剪应力。渗透率k使用方程式(5.2)中的达西定律计算。流体引起的壁面剪切应力tw由剪切速率和动态粘度的乘积确定，如方程式(5.3)所示。[0054][0055][0056][0057]表5.1cfd模拟的流体特性和入口速度[0058][0059]图9总结了primitive、diamond、gyroid和i-wp结构的模拟渗透率，发现在四种结构中，gyroid的渗透率最高，表明其具有更好的促进骨整合和传导液体的潜力，有利于材料运输和细胞粘附、增殖和分化。通道边缘的流速明显高于所有结构中心位置的流速，这有利于骨再生。这主要是因为边缘区域较高的速度可以促进营养物质和代谢废物的运输以及细胞迁移，而中心区域较低的速度可以为细胞提供更多的附着时间。[0060]可以参照上述详细说明对本装置进行这些或其它改变。尽管上述详细说明描述了本发明的特定的实施方式并描述了预期的最佳模式，不管在本文中上面的描述是如何详细，本系统可通过多种方式实施。尽管基于本地的支持装置的详细内容在其实施细节上可能有相当大的变化，但仍然被包含在本文公开的装置内。如上文所述，在描述本装置的特定特征或方面时使用的特定技术术语并不意味着该术语在本文中被重新定义以被限定为与术语相关联的特定的特性、特征或系统的方面。在一般情况下，在下面的权利要求中使用的术语不应该理解为限制本系统为说明书中所披露的具体实施方式，除非上面的详细说明部分明确定义了这些术语。因此，本系统的实际范围不仅包括披露的实施方式，而且包括权利要求覆盖的实施或实现本装置的所有等同方式。当前第1页12当前第1页12
技术特征：
1.一种梯度多孔骨植入物，其特征在于：该骨植入物由多个基本单元分别在三维方向叠加形成，所述基本单元是基于轴心梯度三周期极小曲面构建的，在x、y平面，孔径沿半径方向从外向内逐渐减小。2.根据权利要求1所述的梯度多孔骨植入物的设计方法，其特征在于：基于轴心梯度三周期极小曲面的骨植入物结构，其方程式是gyroid：周期极小曲面的骨植入物结构，其方程式是gyroid：“l”表示结构的单元大小，“c(x,y)”是用于调整tpms几何形状形状的水平集函数。3.根据权利要求1所述的梯度多孔骨植入物的设计方法，其特征在于：基于轴心梯度三周期极小曲面的骨植入物结构，其方程式是iwp：周期极小曲面的骨植入物结构，其方程式是iwp：“l”表示结构的单元大小，“c(x,y)”是用于调整tpms几何形状形状的水平集函数。4.根据权利要求1所述的梯度多孔骨植入物的设计方法，其特征在于：基于轴心梯度三周期极小曲面的骨植入物结构，其方程式是diamond：周期极小曲面的骨植入物结构，其方程式是diamond：“l”表示结构的单元大小，“c(x,y)”是用于调整tpms几何形状形状的水平集函数。5.根据权利要求1所述的梯度多孔骨植入物的设计方法，其特征在于：基于轴心梯度三周期极小曲面的骨植入物结构，其方程式是primitive：“l”表示结构的单元大小，“c(x,y)”是用于调整tpms几何形状形状的水平集函数。6.根据权利要求2-5任一所述的梯度多孔骨植入物的设计方法，其特征在于：孔隙率范围在45％-65％之间。

技术总结
本发明涉及一种梯度多孔骨植入物及其设计方法，属于医疗设备领域。本发明所述的梯度多孔骨植入物，该骨植入物由多个基本单元分别在三维方向叠加形成，所述基本单元是基于轴心梯度三周期极小曲面构建的，在x、y平面，孔径沿半径方向从外向内逐渐减小。在保证骨植入物具有足够的支撑强度的前提下，尽可能的使得骨组织渗透生长进入骨植入物，与骨植入物结合牢固，避免应力屏蔽。避免应力屏蔽。避免应力屏蔽。


技术研发人员：商鹏 张艺海 齐德瑄 马奔原 侯光辉 杨壮 张怀清 崔伦旭 宋万振 袁野 刘丙峰
受保护的技术使用者：河北工业大学
技术研发日：2022.12.05
技术公布日：2023/9/25