第一节
骨科3D打印技术的兴起与发展

一、3D打印对于骨科治疗的促进

3D打印技术的优势较多，如无需辅助模具，无需后续加工，可以高效地从3D数字模型生成定制的高质量金属、陶瓷、聚合物以及相对应复合材料的实体器械，生成的器械包括可控的、复杂的网格结构。这些特征在骨科的教学和治疗方面有着巨大的应用潜力，因而在3D打印技术发展之初即被科研人员关注。

1.骨科教学器械

医学院骨科教学中非常重要的一个任务就是让医学生熟悉人体的解剖结构。采用尸体标本进行解剖无疑是了解人体结构的最佳途径。人体标本解剖可以让学生对人体结构，包括血管、肌肉、神经、骨骼等组织有更加立体的认识。解剖的过程可以让学生真实地感受到人体组织对于手术刀等医疗器械的力学反馈，可以帮助学生认识到真实个体之间，以及个体和教科书描述之间的差别。然而使用尸体也有很多的缺点，比如经过处理的尸体已经丧失了活体组织应有的颜色、力学性能以及触感，保存尸体所用的福尔马林等药剂会对使用人员的身体健康构成负面的影响，尸体标本本身可能携带的病毒（如艾滋病病毒）如果没有适当地处理，也可能会对操作人员构成伤害。同时考虑到保存、处理尸体所需要的高昂费用以及稀缺的专业人员，这些问题都促使医学教育工作者寻找能够替代尸体解剖的教学方式。

目前应用中与解剖形成一定替代性的方式包括二维图片展示、计算机三维模型展示以及三维实体模型展示。二维图片的展示方式对于空间想象力的要求很高，而且由于图片不能从多个角度展示，因而具有较大的局限性。计算机三维模型的互动展示能够实现多个角度的观察，并且具有较高的互动性。然而在二维平面展示三维结构的方案对于空间想象力的要求也很高，甚至成为一些学生的负担。三维实体的模型能够提供最大程度的视觉效果和触觉效果，也被多项研究证明是更有效的教学方式。

3D打印的模型能够提供更加真实、多样化的结构。医生在实际的诊断操作中会遇到各种不同疾病的患者，如果在培训的过程中可以展示多种病情的3D模型，则会提高医生在手术中的信心。同时教师可以将自己实际操作的手术模型根据需要打印出来，结合手术操作，更加有针对性地进行讲解。3D打印生产个性化的模型，较传统生产方式在成本上有着更大的优势。通过CT、MRI等扫描技术，结合软件能够重构高精度3D模型和3D重塑色彩。采用3D打印进行教学标本的重构，就成为更优的选择。如图3-1所示，CT合成的3D模型与3D重塑色彩技术结合，能够实现一个颜色逼真的手掌模型的合成，通过全彩3D打印机就可以实现这一模型的生产。

2.手术规划和手术导板

（1）手术规划：

3D打印能够帮助医护人员更加准确地把握患者的病情，有针对性地制订手术方案。在3D打印应用于骨科手术规划之前，医护人员通过CT、MRI等二维图片了解患者的病情。这种方式对于医护人员的空间想象力要求很高，而且医护人员很难对病情有一个直观的了解。对于复杂病情，图片能够提供的信息就非常有限，特别是对于多个骨碎片或者畸形骨骼这样的病情。3D打印的骨骼模型可以让手术医生真实、准确地把握病情。把CT扫描的数据合成三维模型，能帮助医生从多个视角审视病情，对于治疗方案有更直观的了解。而将三维的数字模型打印出来生成三维的实体模型，则可以让医生有更加真实的感受，更加有利于手术的规划。在3D打印技术诞生不久，医务人员就已经采用3D打印设备进行了手术过程的设计，并且成功地协助完成了颅骨修复手术，如图3-2所示。

（2）个性化手术导板：

手术实施过程中，医生会借助手术导板来提高手术的精度。标准的手术导板是医生常用的手术器械，具有成本低、使用范围广等特点。然而标准的手术导板对于医生个人的经验依赖性比较高。计算机辅助导航是一种新的辅助手术工具，可以减小手术的偏差，然而由于计算机辅助导航系统前期投入巨大，学习难度高，并且会增加手术时间，因而并没有在手术中被普遍使用。研究表明3D打印生成的手术导板，手术误差小于标准手术导板和计算机辅助导航系统。比利时的研究人员分别让10位经验丰富的骨科医生和14位青年医生进行盆腔肿瘤的切除手术。在使用了个性化手术导板后，两组医生的切除精度差别基本消除，这证明个性化手术导板可以降低复杂手术的准入门槛。另一方面，实验观察到个性化手术导板的使用能够缩短手术的时间，在膝关节的截骨手术中，使用导航的时间是40分钟，而使用手术导板仅仅用了10分钟。在手术规划中，个性化手术导板被设计得与骨骼特征结构吻合，从而在术中直观地指导医生进行手术。在日本大阪大学医学院，研究人员也采用了3D打印生成的手术导板，辅助完成了两位患者桡骨脱位的矫形手术（图3-3）。

3.骨科植入假体

标准的医疗假体能够提供的型号有限，难以制造可控的孔隙结构，而且存在着应力遮挡等方面的问题。对患者和医生而言，根据治疗方案的需求，通过3D打印能够实现假体性能的优化，生成具有个性化孔隙结构、个性化形状和力学性能更优的植入假体。

3D打印技术通过可控的孔隙结构，个性化的形状定制来制造性能更好的骨科医疗器械。

（1）孔隙结构：

3D打印形成可控的孔隙结构能够促进骨组织的长入，提高假体的稳定性。使用骨水泥（P MMA）来固定膝关节、髋关节等假体是假体植入手术常用的一种方式。然而，骨水泥的性能会随着使用时间逐渐衰退，而且一些研究表明使用骨水泥人工关节时，无菌性松动的比例更高。更多的临床数据也支持骨骼可以长入表面多孔结构，是一种有效的替代骨水泥的方式。因而在假体表面造出多孔结构来实现假体固定的方法，逐渐被主流的医疗器械公司所采用（图3-4）。

早期的制造工艺是将金属粉末或者金属丝烧结到已经制造好的假体表面，其他在假体表面生成孔隙结构的方式包括电火花加工（EDM）和化学刻蚀。这三种方式能够形成的孔隙层比较浅，生成的孔隙结构非常有限，而且难以控制复杂孔隙结构的形态，对于孔隙形状和尺寸的可操控性也是非常有限的，不利于研究人员寻找更适合骨组织生长的孔隙结构、形态和尺寸。而3D打印能够在几十微米的精度对成型结构进行准确控制，根据设计打印出不同的结构，进而为研究人员测试骨组织长入提供原料。如在20世纪90年代，麻省理工学院的课题组就对不同形态的孔隙结构与骨组织长入的结合度进行了测试，并指出采用3D打印设计出的具有一定俯角的孔隙结构能够增加骨组织的结合力度，从而使得打印出的假体同时具备高剪切强度和高拉伸强度。

（2）形状个性化定制：

形状个性化的假体能够缩短手术过程，降低病菌感染率，提高患者康复速率和术后舒适度。在骨科手术中，大多数医疗器械是标准型号。针对不同的患者，医生会根据手术状况选择最合适的假体植入。然而个体间的差异性可能会表现在尺寸、形状上的差别，即便是能够找到最合适的型号，也并非患者的最佳选择。对于使用寿命需求很长的医疗器械（如膝关节、髋关节假体），在使用标准的医疗器械时，有时候医生需要在两个相邻的型号间作出选择，有时意味着需要切除更多的骨组织，而非必需骨组织的移除将会对未来假体的翻修带来很多困难，特别是一般翻修所使用的假体型号会更大，可能没有足够的骨组织厚度来固定翻修所需的医疗器械。因而对于年龄较小的患者，使用形状匹配的个性化假体有着更大的需求。

个性化的器械与患者患处所需要的形状相似，可以避免在手术中对医疗器械进行人工调整。由于标准器械不匹配，手术中可能需要对标准器械进行加工，如切割或者弯折，而这个过程可能会导致假体的疲劳和其他缺陷，在使用过程中降低假体的预期寿命。比如骨肿瘤切除后产生的缺损一般都是个性化的，标准化的器具难以满足需求，或者所需要的假体是非常规的医疗器械。荷兰在2012年世界首例个性化钛合金人体下颌骨（图3-5）的植入手术中，使用3D打印个性化器械，整个手术过程仅用了4h，而患者在术后也逐渐恢复了容貌和语言功能。

（3）匹配的生物力学性能：

生物力学性能的匹配降低了假体对自体骨骼的损伤。传统医疗器械的制造工艺是用铸造或者锻造，受制于生产方式，假体的材料都是均一致密度的。人体的松质骨和皮质骨的杨氏模量大约分别是0.5GPa和20GPa，而常用假体材料中钴铬钼合金和钛合金的杨氏模量分别在230GPa和110GPa。人体的骨骼组织会根据受力状况作出相应的变化，假体材料模量远超过自然骨骼的模量，会在假体周边产生应力遮挡效应，从而引发骨骼的吸收，最终可能导致假体的松动，影响到假体使用寿命和患者使用假体的舒适度。3D打印可以通过孔隙结构和孔隙率来降低器械的刚度，使3D打印的假体的刚度与真实的骨骼更接近一致，使假体植入后受力更加均匀。Parthasarathy等人的实验表明，控制孔隙率在49.75%～70.32%，能够控制其刚度在0.57～2.92GPa。实验同时也展示了在不改变孔隙率及重量不变的情况下，可以通过控制孔隙结构（如支架的直径）的尺寸来改变结构的刚度（图3-6）。

（4）生物活性组织打印：

采用可降解/可吸收的生物相容性材料进行打印，并在打印过程中或之后引入活性细胞培养、诱导，生成所需要的骨骼、软骨等组织，并进行移植。生物活性材料的培养方式解决了捐献源的不足、异体材料的排斥以及可能的疾病传播的问题，因而生物活性器官、组织的研究成为众多科研人员攻坚的对象。骨科使用的可降解材料主要是磷酸钙盐以及一些生物活性玻璃，这些材料已经成功地被打印生产出来，并具有良好的机械性能。一方面，生物活性组织的培养需要多孔的结构，方便在生长发育的过程中血管化，从而能够为组织输送养料、氧气，并将代谢废弃物转移。另一方面，使用的骨架结构材料在自体的组织成长起来后，需要能够被降解。降解的速率要合适，保证在自体的结构没有成长起来之前，能够承受施加的负载。孔隙的形状以及孔隙率会影响细胞的附着以及血管的生长，而3D打印层片制造的方式，用户可以自定义形状、孔隙率等多个具体的参数，因而迅速地被科研人员应用在活性材料的打印。

二、3D打印应用于骨科必需技术的发展

3D打印在骨科中的应用价值，在理论和实践中都得到了充分的验证，伴随着CT、MRI成像技术的发展，以及3D打印技术成本的降低，3D打印骨科的应用得到了更大规模的推广。

1.骨科三维重构技术的发展

在现代医疗领域，采用超声、CT、MRI等成像方法有助于医护人员在无创伤的情况下对患者的病情有更准确的把握。在骨科治疗中，CT或者MRI是最常用的两种工具，也是大多数骨科诊疗中不可或缺的一步。在20世纪90年代以前，受制于技术的发展，采用CT或者MRI呈现的资料主要是以图片这种二维方式存在，然而采用二维图片对病情进行解读，对于医生本身的经验要求非常高，而且针对某些需要通过三维模型才可以判断的病情不是非常有效，比如特发性脊柱侧凸就很难通过二维图片作出准确判断。

20世纪90年代，随着计算机处理能力的增强，各种不同的三维重构算法也得到了验证，并在不同的应用领域逐渐被确定下来，实现了二维图片文件到三维模型的转化，并从合成的三维模型中成功提取出医生所感兴趣的部位，进而转化为3D打印所需要的文件格式，实现3D打印。

在医疗成像中，骨骼与周边的组织形成更鲜明的对比，也更容易被提取出来，这也是3D打印最早被应用于骨科的一个重要原因。

2.3D打印技术发展及成本降低

在3D打印发展过程中，技术的成熟以及成本的降低也推动了3D打印技术在骨科的广泛应用。3D打印设备在1986年由美国的3D Systems公司商业化生产，最早开始商业化的设备是只有光固化的3D打印机。在其后大约20多年时间中，又有几十家工业级3D打印企业建立，同时也诞生了多种新的3D打印工艺，根据ASTM F42的标准可以被分为七大类，在骨科的应用中有着不同的特性。

直到2008年前后，3D打印设备主要服务于大型的企业（如GE）和高校等教育领域的用户，其中一个重要的原因就是3D打印成本居高不下。一台3D打印设备的售价基本都在10万美元以上，而在桌面级别的3D打印机被开发出来后，设备的售价降到了1万美元以下，因而可以让更多的想法得到更快的尝试。在设备成本和售价持续降低的条件下，更多的企业加入了对医疗领域的服务，特别是在手术规划方面的应用。

三、3D打印骨科应用的发展

1.动物实验及临床试验的有效性验证

2009年，Thomsen等人用兔子进行的动物实验证明3D打印的假体能够获得良好的生物力学性能，并且生物相容性良好。在Petrovic等人独立开展的实验中也显示，电子束成型工艺生成的孔隙结构，更有利于骨生长。在术后8周时，大约有64%～86%的孔隙已经被骨组织所填充。

在骨科手术中，手术切除的精度很大程度上依赖于医师，并且具有较大的误差，而通过使用导航辅助系统可以提高手术的精度。3D打印制作的个性化手术导板是一种提高手术精度的方式。

2015年5月，德国医生在世界上首次于脊柱融合术中使用了3D打印的钛合金脊柱融合器。该融合器是德国的EIT Emerging Implant Technologies GmbH公司与3D Systems公司共同完成。

上海交通大学医学院附属第九人民医院将3D打印技术应用于半骨盆切除术后的半骨盆重建过程，以及髋臼骨严重缺损情况下的髋关节翻修手术（图3-7）。

动物实验和临床测试证明了3D打印技术应用于骨科治疗的有效性。更大规模地应用于骨科，则需要使用3D打印工艺生产器械的公司获得相应国家食品药品监督管理局的审批。

2.通过审批的公司数量稳步上升

欧洲最早开始通过了3D打印相关技术在骨科治疗的应用，意大利的Lima Corporation公司在2007年开始了EBM成型技术生产的多孔钛合金结构的临床应用，在2008年即获得了欧盟医疗器械准入标准（CE Marking）。在Lima之后，多个欧洲医疗器械公司也引入了3D打印工艺。鉴于当前美国拥有全球最大的骨科医疗器械消费市场，欧洲等国家的医疗器械公司也会申请美国FDA的审核。因而，FDA审批的3D打印医疗器械也可以反映出该行业的发展情况（图3-8）。

从2009年美国FDA审批了骨科相关的3D打印器械开始，这一数据在2013年相对缓慢发展，从2014年开始进入高速发展期。自2014年，每年FDA批准的3D打印骨科医疗器械超过10件。3D打印医疗器械在获得市场销售许可后，其应用得到了更快的推进。

（张 靖）

参考文献

[1] PREECE D， WILLIAMS S B， LAM R， et al.“Let’s get physical”: Advantages of a physical model over 3D computer models and textbooks in learning imaging anatomy. Anat Sci Educ， 2013， 6（4）: 216-224.

[2] MCLACHLAN J C， BLIGH J， BRADLEY P， et al. Teaching anatomy without cadavers. Med Educ，. 2004， 38（4）:418-424.

[3] ESTEVEZ M E， LINDGREN K A， BERGETHON P R. A novel three-dimensional tool for teaching human neuroanatomy. Anat Sci Edu， 2010， 3（6）: 309-317.

[4] MCMENAMIN P G， QUAYLE M R， MCHENRY C R， et al. The production of anatomical teaching resources using three-dimensional （3D） printing technology. Anat Sci Edu， 2014， 7（6）: 479-486.

[5] FRAME M， HUNTLEY J S. Rapid prototyping in orthopaedic surgery: a user’s guide. The Scientific World Journal，2012;2012:838575.

[6] ESSES S J， BERMAN P， BLOOM A I， et al. Clinical applications of physical 3D models derived from MDCT data and created by rapid prototyping. AJR Am J Roentgenol， 2011， 196（6）: W683-W688.

[7] STOKER N G， MANKOVICH N J， VALENTINO D. Stereolithographic models for surgical planning: preliminary report. J Oral Maxillofac Surg， 1992， 50（5）: 466-471.

[8] BRIN Y S， NIKOLAOU V S， JOSEPH L， et al. Imageless computer assisted versus conventional total knee replacement. A Bayesian meta-analysis of 23 comparative studies. Int Orthop， 2011， 35（3）: 331-339.

[9] K Oka， T Murase， H Moritomo， H Yoshikawa. Corrective osteotomy for malunited both bones fractures of the forearm with radial head dislocations using a custom-made surgical guide: two case reports. J.Shoulder Elbow Surg.2012，21（10）: e1-8.

[10] BF Morrey， BF Kavanagh. Complications with revision of the femoral component of total hip arthroplasty:comparison between cemented and uncemented techniques. J. Arthroplasty. 1992，7 （1）: 71-79.

[11] JD Bobyn， K Toh， SA Hacking， M Tanzer， JJ Krygier， Tissue response to porous tantalum acetabular cups: A canine model. J Arthroplasty. 1999，14（3）:347-354.

[12] JD Bobyn， R Poggie， J Krygier， D Lewallen， AD Hanssen， R Lewis， et al. Clinical validation of a structural porous tantalum biomaterial for adult reconstruction. J Bone Joint Surg AM. 2004，86-A Suppl:123-129.

[13] H Kröger， P Venesmaa， J Jurvelin， H Miettinen， O Suomalainen， E Alhava. Bone density at the proximal femur after total hip arthroplasty. Clin.Orthop Relat Res，1998，（352）: 66-74.

[14] G Ryan， A Pandit， DP Apatsidis. Fabrication methods of porous metals for use in orthopaedic applications，Biomaterials. 2006，27（13）: 2651-2670.

[15] H Labelle， J Dansereau， C Bellefleur， J Jéquier. Variability of geometric measurements from three-dimensional reconstructions of scoliotic spines and rib cages. Eur Spine J，1995，4（2）:88-94.

[16] MA Kirchgeorg， M Prokop， Increasing Spiral CT benefits with postprocessing applications. Eur J Radiol， 1998，28（1）:39-54. Qms5ADDY4mWZTlZaqKFEY+yTObDSD+vGXfd8EMA+6pfyNCm4XhFFSP8Nzgj6uhtO