本发明涉及骨科器械领域， 特别涉及一种骨科内固定物成型方法。 背景技术

骨科内固定技术已广泛应用于临床， 杰出的骨科医生， 往往不仅是技艺高 超的 "鲁班"， 还是优秀的发明家。 基于杆-螺丝钉、 板-螺丝钉等结构解决了骨 科植入物的固定、 受力和耐久性等力学问题。 依靠螺丝钉固定的骨科植入物， 由于 "螺丝钉与宿主骨破坏性的固定方式"、 "工业化的棒、 板、 带、 丝等结构 无法与个性化的宿主骨表面契合" 以及 "植入物弹性模量与活体骨之间的差异" 等原因， 使得植入物固定后， 宿主骨会出现 "应力集中" 和 "应力遮挡" 等力 学现象， 由此引起 "骨萎缩"、 "骨不连" 等并发症发生。

因此， 如何基于逆向、 正向设计， 通过 3D打印， 制造出个性化的无源内固 定物， 摆脱骨科植入物固定时对螺丝钉的依赖， 使宿主骨避免应力集中、 减少 应力遮挡是一项亟待突破的关键技术。 这不仅能在骨生物力学的理论研究上、 骨科无源内固定物正向和逆向工程设计的方法 上取得新进展， 还有望应用于临 床。 随着人口老龄化、 GDP的持续增长和医疗政策改善， 中国的骨科器械市场 以每年 15-20%的速度持续增长。 发明内容

本发明的目的在于克服了上述缺陷， 提供一种可克服应力集中和应力遮挡 的骨科内固定物成型方法。

为了解决上述技术问题， 本发明釆用的技术方案为：

一种骨科内固定物成型方法， 包括以下步骤：

步骤 1、 由断层扫描获得活体骨连续的断层影像， 在逆向工程软件中对连续 断层影像进行堆栈， 在扫描坐标系中重建活体骨的三维模型；

步骤 2、 计算活体骨的质心和惯量主轴， 获取体微元的密度 _P ， 获取断层图 像的水平分辨率 Ax、 垂直分辨率 Ay和层距 Δζ， AV = xAyAz , 获取活体骨上点 i 在扫描坐标系的位置坐标 ,}^, )， 将上述参数代入算式：

计算得出", A^， 其中 fc , .)为活体骨上点 i在绕 x轴转动 "后的位置坐 标， 为活体骨上点 i在绕 X轴转动 "再绕 y轴转动 后的位置坐标； 步骤 3、 将扫描坐标系绕 X轴转动 ， 绕 y轴转动 ^， 绕 z轴转动 ， 将扫 描坐标系的原点移动至活体骨的质心， 实现活体骨的姿态定位；

步骤 4、 获得步骤 3中活体骨表面上的点 i的坐标 (χ , ., ζ,.) , 代入算式： x _i = D _x {x _t , s, c)

获得点 i在放大活体骨上的坐标 其中

表示割圓曲线， s表示放大倍数， C表示点 i所处的位置曲线的凸凹性， 进而计 算得出放大活体骨的三维模型， 将放大活体骨与活体骨之间做 "或" 布尔运算， 得到活体骨的铠曱；

步骤 5、将步骤 4中的活体骨的铠曱剪裁设计成包括榫部、 卯部和燕尾槽栓 的榫卯结构。

本发明的有益效果在于： 本发明创造性地提出骨科无源内固定物个性化 成 型方法， 相较于现有技术， 本发明的骨科内固物釆用榫卯结构实现相互固 定， 摆脱了对螺丝钉的依赖， 避免对宿主骨的破坏， 同时避免了固定过程中集中应 力的发生； 固定物与宿主骨之间的几何关系来自逆向工程 ， 使得固定物与宿主 骨之间实现了高度契合， 由此减少了固定物与宿主骨之间应力遮挡； 这两项技 术从源头上解决了骨萎缩、 骨不连等并发症的发生。 附图说明

图 1是本发明实施例骨科内固定物成型方法的流� �图；

图 2是本发明实施例第一跖骨三维重建示意图；

图 3是本发明实施例第一跖骨姿态定位之前的状� �图；

图 4是本发明实施例第一跖骨姿态定位之后的状� �图；

图 5是本发明实施例第一跖骨姿态定位前后的对� �图；

图 6是本发明实施例第一跖骨铠曱立体图；

图 7是本发明实施例第一跖骨铠曱主视图；

图 8是本发明实施例第一跖骨铠曱俯视图；

图 9是本发明实施例第一跖骨铠曱和第一跖骨的� �合图；

图 10是本发明实施例第一跖骨铠曱的榫卯结构示� ��图。 具体实施方式

为详细说明本发明的技术内容、 构造特征、 所实现目的及效果， 以下结合 实施方式并配合附图详予说明。

本发明最关键的构思在于： 通过逆向工程确定固定物与宿主骨之间的几何 关系， 使得固定物与宿主骨之间实现了高度契合， 减小应力遮挡， 将固定物设 计成包括榫部、 卯部和燕尾槽栓的榫卯结构， 避免对宿主骨的破坏， 减少应力 集中。

请参阅图 1所示， 本实施例的骨科内固定物成型方法， 包括以下步骤： 步骤 1、 由断层扫描获得活体骨连续的断层影像， 在逆向工程软件中对连续 断层影像进行堆栈， 在扫描坐标系中重建活体骨的三维模型；

步骤 2、 计算活体骨的质心和惯量主轴， 获取体微元的密度 _P ， 获取断层图 像的水平分辨率 、 垂直分辨率 Ay和层距 Δζ， AV = AxAyAz , 获取活体骨上点 i 在扫描坐标系的位置坐标( _½ ,}^, )， 将上述参数代入算式：

计算得出", A^， 其中（ ,}^, )为活体骨上点 i在绕 x轴转动 "后的位置坐 标， 为活体骨上点 i在绕 X轴转动 "再绕 y轴转动 后的位置坐标； 步骤 3、 将扫描坐标系绕 X轴转动 ， 绕 y轴转动 ^， 绕 z轴转动 ， 将扫 描坐标系的原点移动至活体骨的质心， 实现活体骨的姿态定位；

步骤 4、 获得步骤 3中活体骨表面上的点 i的坐标 (χ , ., ζ,.) , 代入算式： x _i = D _x (x _t , s, c) = ^β _ζ ( ， ） 获得点 i在放大活体骨上的坐标 (x,.',«)， 其中 A (χ,. A c)，Z) _y Ac) 表示割圓曲线， s表示放大倍数， C表示点 i所处的位置曲线的凸凹性， 进而计 算得出放大活体骨的三维模型， 将放大活体骨与活体骨之间做 "或" 布尔运算， 得到活体骨的铠曱；

步骤 5、将步骤 4中的活体骨的铠曱剪裁设计成包括榫部、 卯部和燕尾槽栓 的榫卯结构。

从上述描述可知， 本发明的有益效果在于： 本发明创造性地提出骨科无源 内固定物个性化成型方法， 相较于现有技术， 本发明的骨科内固物釆用榫卯结 构实现相互固定， 摆脱了对螺丝钉的依赖， 避免对宿主骨的破坏， 同时避免了 固定过程中集中应力的发生； 固定物与宿主骨之间的几何关系来自逆向工程 ， 使得固定物与宿主骨之间实现了高度契合， 由此减少了固定物与宿主骨之间应 力遮挡； 这两项技术从源头上解决了骨萎缩、 骨不连等并发症的发生。 进一步的， 在步骤 4和步骤 5之间还包括： 通过活体骨和骨内固定物的弹 性模量计算和力学计算， 确定活体骨的铠曱各点的厚度。

由上述描述可知， 由于骨铠曱的厚度是非均勾的， 每一点的厚度均根据其 到主轴之间的密质骨的厚度来决定， 根据密质骨与内固定物材料（钛合金） 的 弹性模量结合力学仿真分析进行强度、 耐久性分析以确定内固定物的最终力学 结构。

进一步的， 在步骤 5之后还包括： 通过 3D打印技术制造榫部、 卯部和燕尾 由上述描述可知， 3D打印技术成本低， 成型速度快， 成型精度高， 形状不 受限制， 十分契合本发明中固定物的生产， 可适应不同患者的需求。

请参照图 2至图 10所示， 本发明的实施例一为：

对健侧第 1跖骨进行扫描重建、 定位、 放大、 剪裁、 榫卯设计和镜像处理， 包括具体以下步骤：

( 1 )左侧第一跖骨三维重建： 由断层扫描获得健侧第一跖骨连续的断层影 像， 在影像逆向工程软件中对连续断层进行堆栈， 实现第一跖骨的三维重建；

( 2 )左侧第一跖骨姿态定位： 计算第一跖骨的质心和惯量主轴， 在笛卡尔 坐标系中， 把第一跖骨的扫描轴和与之垂直的其他两个坐 标轴分别转动到惯量 主轴上， 坐标原点移动到第一跖骨的质心上， 完成姿态定位。 第一跖骨扫描坐 标与惯量主轴之间角位移， 由以下方程计算：

式中 p表示体微元的密度， AV = ^xAyAz , Αϊ,Δ_ν,Δζ分别为断层图像的水平分 辨率、 垂直分辨率和层距， "， 分别表示绕 cj，z轴转动的角位移， （½,}^, )为 第一跖骨上点 i在扫描坐标系的位置坐标，（ _½ ,}^, )为第一跖骨上点 i在绕 X转 动"后的位置坐标， (； ，^，^)为第一跖骨上点 i在绕 X转动"再绕 y轴转动 ^后 的位置坐标。

( 3 )放大和布尔运算： 对于定位后的第一跖骨， 通过割圓曲线放大第一跖 骨并与第一跖骨之间做 "或" 布尔运算， 得到第一跖骨铠曱。 凸凹函数的放大 釆用以下方法：

x _i = D _x (x _t , s, c)

式中（χ,. , . , ζ,. )表示第一跖骨表面上的点 i 分别表示绕 c，) ^轴转动", 后的 位置坐标， /^(^^^，/^(^^^，/^ ^ 表示割圓曲线， S表示放大倍数， C表示 点 i所处的位置曲线的凸凹性。

( 4 )榫卯设计： 根据右侧第一趾骨损伤状况、 固定位置等情况， 剪裁骨铠 曱并把它设计成包括榫部、 卯部和燕尾槽栓的榫卯结构。

( 5 )仿真计算： 骨铠曱的厚度是非均勾的， 每一点的厚度均根据其到主轴 之间的密质骨的厚度来决定， 根据密质骨与内固定物材料（钛合金） 的弹性模 量结合力学仿真分析进行强度、 耐久性分析以确定内固定物的最终力学结构。

通过本实施例， 由扫描获得健侧活体骨的断层影像， 对重建的健侧活体骨 进行定位、 放大、 布尔运算、 榫卯结构设计、 镜像处理和快速制造等步骤得到 与宿主骨表面契合、 力学耦合的内固定物。 基于健侧骨得到与患侧骨表面契合 的骨铠曱， 通过榫卯设计， 摆脱了骨科内固定物对螺丝钉的依赖， 从而使骨科 内固定物不会对宿主骨造成 "应力集中"， 减少 "应力遮挡"。 这正是本发明的 创新之处。

综上所述， 本发明提供的骨科内固定物成型方法， 骨科内固物釆用榫卯结 构实现相互固定， 摆脱了对螺丝钉的依赖， 避免对宿主骨的破坏， 同时避免了 固定过程中集中应力的发生； 固定物与宿主骨之间的几何关系来自逆向工程 ， 使得固定物与宿主骨之间实现了高度契合， 由此减少了固定物与宿主骨之间应 力遮挡； 这两项技术从源头上解决了骨萎缩、 骨不连等并发症的发生， 由于骨 铠曱的厚度是非均勾的， 每一点的厚度均根据其到主轴之间的密质骨的 厚度来 决定， 根据密质骨与内固定物材料的弹性模量结合力 学仿真分析进行强度、 耐 久性分析以确定内固定物的最终力学结构， 同时釆用 3D打印技术， 成本低， 成 型速度快， 成型精度高， 形状不受限制， 因此 3D打印必将在个性化医疗中扮演 重要角色。

以上所述仅为本发明的实施例， 并非因此限制本发明的专利范围， 凡是利 用本发明说明书及附图内容所作的等效结构或 等效流程变换， 或直接或间接运 用在其他相关的技术领域， 均同理包括在本发明的专利保护范围内。