本科毕业论文---钛合金固定股骨骨折系统的有限元分析及实验验证研究生物力学.doc

目 录

第一章 绪论 1
1．1引言 1
1.2骨折内固定接骨板的国内外研究现状 1
1.2.1国外研究现状 1
1.2.2国内研究现状 2
1.3骨生物力学有限元仿真的研究现状 2
1.3.1国外研究现状 2
1.3.2国内研究现状 3
1.4骨生物力学性能实验的国内外研究现状 3
1.4.1骨生物力学性能实验的国外研究现状 3
1.4.2骨生物力学性能实验的国内研究现状 4
1.5论文的研究目的、内容及章节安排 4
1.5.1研究目的 4
1.5.2研究内容 4
1.5.3章节安排 4
1.6本章小结 5
第二章 股骨及相关附属结构的简介 6
2.1股骨的解剖结构 6
2.2股骨的附属结构 7
2.2.1膝关节的解剖结构分析 7
2.2.2髋关节的解剖结构分析 8
2.3股骨干骨折类型 8
2.4骨折愈合机制 9
2.5本章小结 9
第三章 股骨干骨折系统模型建立及有限元分析 11
3.1有限元分析的前提 11
3.2股骨三维模型的建立 11
3.2.1反求工程的概念 11
3.2.2股骨模型的建立 13
3.2.3钛合金接骨板、骨钉模型的建立及与股骨的装配 17
3.2.4在ANSYS软件内建立股骨骨折系统模型 17
3.3内固定接骨板系统的有限元分析 18
3.3.1定义单元类型和材料属性 18
3.3.2 划分网格 19
3.3.4加载方式 21
3.3.5计算求解 21
3.3.6 后处理 21
3.3.7有限元分析结果整理 29
3.3.8 结果分析 30
3.4 本章小结 31
第四章 股骨愈合的力学实验 32
4.1电测法的简介 32
4.1.1电测法的基本概述 32
4.1.2电测法的特点 32
4.2电测法在骨生物力学的应用 32
4.3骨愈合力学实验 33
4.3.1实验设计 33
4.3.2实验数据统计 34
4.4对应有限元分析模型的建立 35
4.5本章小结 36
第五章 股骨有限元分析结果与实验结果的对照 37
5.1实验数据整理 37
5.2实验数据与有限元分析数据的比较 38
5.3本章小结 40
第六章 结论与展望 41
6.1 结论 41
6.2展望 41
参考文献 42
致谢 43

天津理工大学2014届本科毕业论文
第一章 绪论

1．1引言

生物力学是应用力学原理和方法对生物体中的力学问题定量研究的生物物理学分支。依研究对象的不同可分为生物流体力学、生物固体力学和运动生物力学等。生物固体力学是利用材料力学、弹塑性理论、断裂力学的基本理论和方法，研究生物组织和器官中与之相关的力学问题。在近似分析中，人与动物骨头的压缩、拉伸、断裂的强度理论及其状态参数都可应用材料力学的标准公式。但是，无论在形态还是力学性质上，骨头都是各向异性的。
20世纪70年代以来，对骨骼的力学性质已有许多理论与实践研究，如组合杆假设，二相假设等，有限元法、断裂力学以及应力套方法和先测弹力法等检测技术都已应用于骨力学研究。骨是一种复合材料，它的强度不仅与骨的构造也与材料本身相关。骨是骨胶原纤维和无机晶体的组合物，骨板由纵向纤维和环向纤维构成，骨质中的无机晶体使骨强度大大提高。体现了骨以最少的结构材料来承受最大外力的功能适应性。
股骨骨折是属于骨生物力学的一个重要研究课题,骨生物力学也是生物力学的一个重要分支。随着人们对股骨骨折研究工作的不断开展，骨力学性能的探究由最初使用的实验手段逐渐倾向于现代的有限元分析法。这主要是因为实验在人体体内是无法进行的，近年来有限元分析法的飞速发展为进行骨力学探究开辟了一条新的思路。
本研究将利用逆向工程技术通过CT扫描的图像，应用MIMICS软件对扫描图像进行处理，建立股骨模型，将股骨模型导入三维CAD软件Pro/E,按照特定基准进行装配，完成股骨内固定系统模型的建立。有限元分析及基于原模型的改进设计，建立股骨近端内固定系统生物动力学模型分析框架，利用ANSYS分析模型受力获取了股骨骨折系统在各种加载条件下，各个部件的应力应变情况。

1.2骨折内固定接骨板的国内外研究现状

1.2.1国外研究现状
1958 年由穆勒等15名瑞士外科医生发起成立了内固定研究会 ，简称ASIF 或AO。自AO成立之日起为骨科内固定做出了不可替代的贡献，半个世纪以来随着内固定接骨板技术的发展与普及，现已形成一个从原则、理论、方法到设备和器材的完整体系，成为当今骨折治疗领域中的经典手段之一。
AO学派继承了达尼斯等学者的内固定思想和骨折一期愈合理论，倡导和推进骨折内固定治的疗与研究，提出了著名的AO四原则，包括了坚强内固定、解剖复位、无创外科技术、术后早期无痛活动。这四个原则几乎成为了从事骨科临床治疗工作的医生的应掌握的首要治疗原则。
从上个世纪90年代初期，AO学者戈博、帕尔马尔等提出了关于生物学固定的新的概念，不破坏骨的生长发育的正常生理环境。强调骨折治疗要重视
骨的生物学特性，也反映出BO新概念的核心。

1.2.2国内研究现状
在国内，近年来研究内固定接骨板的学者和专家越来越多。一些学者研制了一种锥状点式接触钢板是为了达到减少骨皮质血供受损目的在普通接骨板的底面焊接锥状突起；赵玉峰等设计的复合动力点接触接骨板经过生物力学测试，显示出的弯扭强度与DCP板基本相似。许多医学工作者在我国传统医学的基础上结合国外动力加压接骨板的优点，设计出多种接骨板系统包括角翼自动加压钢板、非等强度自动加压钢板、槽状带齿自动加压钢板、梯型自动加压钢板等。第三军医大学的熊雁等结合了AO研究进展中接骨板的所有优点设计出了点接触锁定加压接骨板(PC-LCP)，其设计出的接骨板就是为了进一步保护骨折端及骨皮质血运，提供骨折愈合的最佳生物学环境，并且为了让充分保护了骨皮质及骨折区域的血供该设计避免了接骨板与骨面之间不必要的接触。
随着科学技术的飞速发展，大量创新理论被实践所证实，尤其是骨折愈合得到了重新认识与审视，骨科内固定治疗体系即将迎来另一个飞速发展的时期。如今国内研制出综合了AO、BO的理论并且加入自己的独到观点的天鹅型记忆接骨器，研制出了利用了镍钛形状记忆合金的奥马金相可逆性的记忆合金接骨器，不仅已经应用于临床，并且效果十分良好。

1.3骨生物力学有限元仿真的研究现状

1.3.1国外研究现状
自1943年库朗首创了有限元法，有限元法已应用到了很多领域。在1972年Rybicki和 Brekelmans首次在骨生物力学中应用有限元法，随着计算机应用的普及，有限元对骨生物力学的研究起重大作用，在其中占领主导地位，主要应用于内外固定系统的研究、各种人工假体的设计及优化，及骨系统的应力分析。研究人体椎间盘、周围韧带、关节内软骨的生物力学特性；测试评价人工关节置换的效果。利用有限元法得到的计算结果应需要与体内或体外实验进行比较，有些情况需要结合动物、临床实践进行比较分析。现今的有限元模型不仅能逼真地模拟各种骨骼、椎间盘，还能将周围的软组织加入模型，使其更加逼真形象，为人类未来的医学事业做出更大贡献。
历史上， 在骨科生物力学与生物材料两方面, 焦点先放于股骨。全髋关节置换术是一个很常见的手术， 全球每年大约要完成30万例。随之而来, 大量的失败病例出现。由于以上两点, 刺激植入股骨假体的二维和三维有限元模型的发展。事实上，失败主要出现在股骨假体侧。Huiskes的工作对了解股骨植入物载荷传递的基本机制做出了非常重要贡献。大约在同一时期,，对全膝关节置换的计算机辅助分析也开始进行，由于多数临床问题出现在假体的胫骨部分， 因此在当时的研究主要集中于胫侧。Chand首先发展了早期膝关节的二维有限元模型, 以后又出现了膝关节的三维有限元模型。由于计算机技术水平的限制, 当时进行此类分析需要大量的人力物力。相对于这些早期分析, 现代计算机技术允许发展既省时廉价又功能强大的三维有限元模型。

1.3.2国内研究现状
骨折的生物力学也常用有限元分析法进行分析。张建新等利用有限元分析从骨科生物力学角度探讨横形与斜形骨折愈合的影响。其结果发现横形骨折复位后固定稳定且牢固，而且骨折的早、中、后期均可压力所产生的压电效应，斜形骨折则不能。研究发现压电效应能促进骨痂的生长。
廖东华等对离体的胫骨进行有限元分析， 证明了士兵胫骨应力骨折确是与其中应力水平密切相关的，载荷应力大者正是应力骨折发病率高者,，最高应力集中部位在膝下约 1/3 长度处的前方部位,，同临床统计分析结果是相符合的。这也证明了胫骨骨折的确是由于应力较高所致。刘献祥等通过有限元法对小儿肱骨髁上部力学特性进行了分析, 根据结果认为伸直型肱骨髁上骨折的固定方法为: ①若内侧移位, 则采用屈曲 90°旋前位固定； ②若外侧移位, 则采用屈 90°旋后位固定；③若内外侧骨膜完全破裂即粉碎性骨折， 不论是内侧移位, 还是外侧移位, 只要复位良好, 宜采用旋后位、中立位固定, 但考虑到前臂、腕、手部的功能, 以屈曲 90°旋后位固定为优。

1.4骨生物力学性能实验的国内外研究现状

1.4.1骨生物力学性能实验的国外研究现状
1846年，沃特海姆测量出骨生物弹性性质，并得出非线性的应力-应变关系方程；1864年，Wertheim用当时最先进的实验方法测定了骨的弹性性质，Carter和Hayes通过实验测量和分析了骨骼的应力应变的情况，提出了利用骨骼的表观密度计算骨骼弹性模量的方法；1884年，伍尔夫提出在体骨将随其所售的应力、应变而改建； 1977年，通过实验研究了松质骨的弹性模量和强度对应变率的敏感性；LakeS和Katz等人在1979年通过对骨的粘弹性力学行为研究，建立了皮质骨的非线性粘弹性本构方程；1990和1993年，Crolet将均匀化理论用于密质骨。
1.4.2骨生物力学性能实验的国内研究现状
赵均海等通过人体密质骨撞击实验研究，得出了应力-应变率随时间变化的曲线以、应力-应变关系图线；王勃等人通过对人的股骨和胫骨各向异性力学参数、流变形特性的研究，测试了国人的股骨和胫骨不同方向的力学参数，并得到应力松弛时力与时间的关系；赵文志等人通过动物力学实验研究，建立了可数值量化的应力与股骨近端生长关系的生物力学模型；吴维才等通过实验研究了扭转载荷下股骨的力学性质。

1.5论文的研究目的、内容及章节安排

1.5.1研究目的
随着生物力学的研究工作的不断开展，骨力学性能的探究由初期常用的实验手段逐渐倾向于有限元法。本文以钛合金接骨板固定股骨中段骨折的三维重建模型为研究对象，基于CT螺旋扫描图像利用Mimics医学软件、Geomagic逆向工程软件，对股骨三维模型进行重建，再通过三维CAD软件建立接骨板固定的股骨骨折系统模型；运用有限元法对股骨骨折系统进行模拟仿真分析，并对部分仿真结果进行实验验证。利用ANSYS有限元分析软件进行分析。

1.5.2研究内容
本研究利用逆向工程软件建立由钛合金接骨板固定的股骨骨折系统模型，运用有限元法对股骨骨折系统进行模拟仿真分析，并对部分仿真结果进行实验验证。主要研究内容如下：
1．股骨骨折系统模型的建立：利用Mimics医学软件、Geomagic逆向工程软件，基于CT螺旋扫描图像，重建股骨三维模型。利用三维CAD软件Pro/E绘制的接骨板进行打孔，骨钉简化成简单的圆柱体，将重建的股骨模型在Pro/E中装配组成股骨骨折系统模型。
2．股骨骨折系统的有限元分析：将装配好的股骨骨折系统模型导入有限元分析软件，进行布尔操作、定义单元类型和材料属性、划分网格、约束与加载和后处理操作，获取股骨骨折系统在轴向力、弯曲力矩、扭转力矩加载情况下的应力应变情况，并对所得到的数据进行分析。
3．股骨骨折系统模型的力学性能实验：应用电测法对股骨骨折系统在轴向加载下八个位置的应变进行了测量，八个位置分别为接骨板上四个，股骨上四个。力学实验不但完成了对股骨骨折系统力学性质的分析，同时也是对有限元分析结果的验证。

1.5.3章节安排
第一章：本论文的绪论，介绍了内固定接骨板、骨生物力学的国内外研究情况，提出了现阶段对股骨骨折系统研究的不足，同时确定了对股骨骨折系统研究的思路。
第二章：本研究的设计基础，主要介绍了股骨解剖结构、股骨干骨折类型及愈合机制，为后续的有限元分析及实验设计提供理论基础。
第三章：本研究的有限元分析部分，主要介绍了对股骨骨折系统有限元分析的过程，包括模型的建立、有限元分析过程。
第四章：本研究的力学实验部分，主要介绍股骨骨折系统力学性能实验的实验过程，描述了应用电测法对股骨骨折系统进行力学性能实验的操作步骤、数据获取方法。同时按照实验对应设计有限元分析以其实验验证。
第五章：对有限元分析结果与力学实验结果进行了数据汇总与分析，通过力学性能实验数据的结果，验证有限元的分析结果。
第六章：全文的总结和展望部分，对全文的研究做了总结并对今后工作提出了展望。

1.6本章小结

本章简要介绍了本论文的研究背景，提出了论文研究的目的、意义，对研究内容进行必要的说明，最后介绍本文各章节的安排。
5

第二章 股骨及相关附属结构的简介

根据第一章对论文研究背景的介绍，本章将进一步对论文所需的股骨模型的构造等进行简单的介绍。

2.1股骨的解剖结构

人体中最大的长管状骨是股骨分为一体两端，如图2.1所示。
股骨头就是支撑身体上半部分的两根骨头，具体位置在骨盆下方，骨盆那里一边一个髋臼，两个股骨头正好和髋臼配合，起到支撑上体的作用。如果从外面看就是在臀部的后下方。股骨是人体最重要的骨骼，股骨头更为重要，人的直立行走、活动、劳动都依靠股骨头的支撑作用。头的中央稍下方，有一小凹，为股骨头韧带的附着处叫做股骨头凹。头的外下方较细的部分称股骨颈。颈干角是颈与体的夹角，约为120～130°。颈体交界处的外侧，有一向上的隆起，叫做大转子，其下方小的隆起为小转子。大、小转子间，前有转子间线，后有转子间嵴相连。大转子的内侧面有一凹陷，叫做转子窝。为圆柱形的粗壮体，全体微向前凸。前面光滑，后面有一纵行的骨嵴，叫做粗线。粗线可分内、外侧两唇，两唇在体的中部靠近，而向上、下两端则逐渐分离。外侧唇向上外移行为臀肌粗隆，内侧唇向上前止于小转子。两唇向下形成两骨嵴，分别连于股骨下端的内、外上髁，两唇在股骨体下端后面围成的三角形骨面，叫做腘平面。
下端为两个膨大的隆起，向后方卷曲，分别叫做内侧髁和外侧髁。两髁的下面和后面都有关节面与胫骨上端相关节，前面的光滑关节面接髌骨，称为髌面。在后方，两髁之间有一深凹陷，叫做髁间窝。内侧髁的内侧面和外侧髁的外侧面各有一粗糙隆起，分别叫做内上髁和外上髁。内上髁的上方有一三角形突起，叫做骨收肌结节，为内收肌腱附着处。
股骨近端连接处为髋关节，股骨远端连接处为膝关节，为了更好的了解股骨的约束与受力情况，需对髋关节与膝关节的结构与力学性质加以了解。

图2.1 股骨 图2.2 膝关节示意图

2.2股骨的附属结构
2.2.1膝关节的解剖结构分析
膝关节由股骨内、外侧髁和胫骨内、外侧髁以及髌骨构成，为人体最大且构造最复杂，损伤机会亦较多的关节膝关节是人体内最大、结构最复杂的关节如图2.2所示。膝关节的主耍结构含括股骨（femur）下端、胫骨（tibia）上端、及髌骨（patella；knee cap）之关节面﹐膝关节之所以能活动自如又不会发生脱位﹐主要是前、后十字韧带（anterior and posterior cruciate ligaments）、内侧韧带（medial collateral ligament）、外侧韧带（lateral collateral ligament）、关节囊（joint capsule）及附着于关节附近的肌腱提供了关节稳定性。此外﹐关节中间内外侧各有一块重要的半月板（meniscus）除了可以吸收部份关节承受的负重外，亦可增加关节的稳定性。另外，藉由位于关节前后肌肉群的拉动，让关节可以弯曲及伸直。
人类日常生活中的站、走、跑、跳等多项活动都离不开膝关节的运动。由于膝关节具有特殊的半月板，因此它不仅是一个轴枢关节，而且也带有某些球窝关节的特征，即它不仅有屈曲、伸展运动功能，而且还有一定范围的旋转运动。膝关节的伸展运动由股四头肌牵拉，各部产生合力拉动髌骨向上，通过髌韧带将小腿伸直。膝关节的屈曲运动在很大程度上由半腱肌、半膜肌、股二头肌、股薄肌和缝匠肌完成。膝关节屈曲运动的正常值为130°。膝关节屈曲、伸展时，伴有所谓的扣锁活动。这种活动不是随意的，而是骨外形结构和关节韧带附着的结果。膝关节在屈曲位时，还可以做内旋、外旋运动。当膝关节屈曲90°时，膝关节的旋转活动度最大。

2.2.2髋关节的解剖结构分析
髋关节由股骨头与髋臼相对构成，属于杵臼关节，是人体最大和最深的关节，也是最典型的杵臼关节，如图2.3所示。髋关节为多轴性关节，能作屈伸、收展、旋转及环转运动。但由于股骨头深嵌在髋臼中，髋臼又有关节盂缘加深，包绕股骨头近2/3，所以关节头与关节窝二者的面积差甚小，故运动范围较小。加之关节囊厚，限制关节运动幅度的韧带坚韧有力，因此，与肩关节相比，该关节的稳固性大。而灵活性则甚差。这种结构特征是人类直立步行，重力通过髋关节传递等机能的反映。当髋关节屈曲、内收、内旋时，股骨头大部分脱离髋臼抵向关节囊的后下部，此时若外力从前方作用于膝关节，再沿股骨传到股骨头，易于发生髋关节后脱位。
人体在进行各项活动时，人体体重需要借助肌肉达到平衡。一般运动情况关节负荷高于自身重力，步行关节承受的力达到自身重力的数倍，而田径运动关节承担载荷甚至高达自身重力的十余倍。

如图2.3人体髋关节结构图

2.3股骨干骨折类型

股骨干包括粗隆下2～5厘米至股骨髁上2～5厘米的骨干。股骨干为三组肌肉所包围。由于大腿的肌肉发达，骨折后多有错位及重叠。骨折远端常有向内收移位的倾向，已对位的骨折，常有向外凸倾向，这种移位和成角倾向，在骨折治疗中应注意纠正和防止。股骨下1/3骨折时，由于血管位于股骨折的后方，而且骨折远断端常向后成角，故易刺伤该处的腘动、静脉。
股骨干骨折多由于严重的外伤引起，出血量可达1000～1500毫升。如系开放性或粉碎性骨折，出血量可能更大，患者可伴有血压下降、面色苍白等出血性休克的表现；如合并其他部位脏器的损伤，休克的表现可能更明显。因此，对于此类情况，应首先测量血压并严密动态观察，并注意末梢血液循环。
可具有骨折的共性症状，包括疼痛、局部肿胀、成角畸形、异常活动、肢体功能受限及纵向叩击痛或骨擦音。除此而外，应根据肢体的外部畸形情况初步判断骨折的部位，特别是下肢远端外旋位时，注意勿与粗隆间骨折等髋部损伤的表现相混淆，有时可能是两种损伤同时存在。如合并有神经、血管损伤，足背动脉可无搏动或搏动轻微，伤肢有循环异常的表现，可有浅感觉异常或远端被支配肌肉肌力异常。
瑞士内固定学会（AO/ASIF）制定的分类方法比较实用。股骨干骨折可分为A、B、C三类，各类又分为1、2、3三个亚型,如图2.4所示。其中，A型为简单骨折，其亚型包括A1为螺旋型，A2为30°斜型和A3为30°横型三种；B型为楔形或蝶形骨折包括B1为楔形或螺旋楔形骨折，B2为弯曲楔形和B3为粉碎楔形骨折；C型为复杂骨折包括C1为螺旋粉碎骨折，C2为多段粉碎型和C3为无规律的严重粉碎型骨折。

图2.4 股骨干骨折类型

2.4骨折愈合机制

了解骨折愈合机制是研究、设计及评价内固定器材的基础,骨折愈合是多种基因聚集、修复细胞的复杂过程，其所需要适合的环境受多种因素影响，若因素改变或受到干扰会影响愈合的速度，甚至中断愈合导致骨不连。
近年来，生物力学发展迅猛，由于力学环境而影响骨折的修复越来越受到重视，伍尔夫定律证明了骨塑形的重要因素之一就是骨的力学环境。断处的活动为多大是恰到好处的，而且骨愈合并不是十分牢固，想要达到牢固的愈合需要长期的固定才行。
张春秋等采用骨自优化理论与有限相结合的方式,用计算机模拟出骨折愈合塑形行为,进而证实了骨的结构形态对力学环境的最佳适应就是骨折愈合塑形过程,从而定量的说明了引起骨折愈合塑形的主要因素之一就是力学环境,进一步证明了符合伍尔夫定律。

2.5本章小结
本章介绍了人体股骨、膝关节和髋关节的解剖结构及其生物力学特征；股骨干骨折的类型，骨折愈合的主要生物力学因素、伍尔夫定律等，是后续的有限元分析设计的基础 。

第三章 股骨干骨折系统模型建立及有限元分析

通过一、二章对论文研究基础的介绍，本章将简单介绍创建股骨干骨折系统模型的过程，以及将模型导入ANSYS软件进行分析得到的结果。

3.1有限元分析的前提

有限元分析是要在一些必要假设状态下进行，在满足本次有限元分析的前提下，做出如下几点假设：
⑴连续性假设。物体在变形过程中仍保持连续性，不出现开裂或重叠现象，组成固体的物质不留空隙的充满了固体的体积。
⑵完全弹性假设。对股骨干骨折系统的弹性常数不随应力或应变的改变而改变。
⑶均匀各项同性假设。认为股骨内各点的测量结果相同，各方向的物理性质相同。
⑷小变形假设。在外力作用下产生的变形与其本身几何尺寸相比很小，可以不考虑因变形而引起的尺寸变化。
⑸形体简化假设。假设骨钉形状为标准圆柱体。

3.2股骨三维模型的建立

3.2.1反求工程的概念
反求工程也称逆向工程，是根据已存在的实物样本中获取数字模型并制造新产品的技术。
传统的产品开发流程为以下几部分产品功能需要→产品概念设计→产品总体及零部件设计→制定生产工艺流程→设计、制造工夹具、模具等工装→零部件加工及装配→产品检验及性能测试。而逆向工程设计流程图如图3.1所示。

图3.1 反求工程设计流程图

反向工程的技术流程为：对样品进行采集坐标数据，从得到的数据中分析样品表面的几何数据，然后进行数据拼合。进行一系列的预处理（简化、三角化、去除噪音等）；由于测量模型常由多个表面构成，因而还需对测量的数据进行分块，再进行表面模型的拟合，最后倒入CAD进行产品模型的重构，如图3.2所示。反求工程有以下几项关键技术：
1．数据测量
数据测量时反求工程的第一步，也是关键的一步，是反求工程的基础，只有在数据正确的前提下才能更好的实现CAD曲面建模。主要分为接触式、非接触式和破坏式三类，其中代表性的数据采集设备有三坐标测量机、光学扫描仪和断层扫描仪。
2．数据处理
数据处理技术主要包括数据预处理及特征提取、分割两个部分。数据处理的目的是为了留下恰好能够重构出CAD模型的数据和对波点进行过滤。
3．模型重建
曲面重建是反求工程的关键步骤，其目的就是要满足对精度和光顺性的要求，并与相邻的曲面光滑拼接的曲面模型。从已有的实物模型产出相应的CAD模型的过程即为产品的三维CAD模型重构，为后续的工程分析、创新设计等提供数学模型支持。

图 3.2 逆向工程关键技术流程图

Mimics即为Materialise's interactive medical image control system是一个图像处理工具用来连接二维图像数据（CT，MRI，工业扫描数据等）和三维工程学应用的。通过使用Mimics的图像分割方法，可以从医学研究区域中选择的数据，将结果计算成精确的三维模型，目前被广泛应用于骨科及心血管行业的学术及商业研究领域。
Geomagic是一款逆向工程CAD建模软件。
操作步骤：
（1）从点云中重建出三角网格曲面；再对三角网格曲面分片，得到一系列有四条边界的子网格曲面；
（2）对这些子网格参数化；
（3）用NURBS曲面拟合每个片子的网格曲面，得到保持一定连续性的样条曲面，用于后续CAD软件处理。实现曲面造型的基本流程如图3.3所示。

图3.3 曲面造型流程图

3.2.2股骨模型的建立
股骨是一个复杂形体，用CAD软件直接绘制十分困难，研究中多用CT图像通过反求得到股骨的三维模型。
1.数据采集
股骨的数据采集工作是借助天津某医院旋转CT机完成的。在相关医生的指导下对年龄30岁，身高1.74米，股骨无疾病及畸形的健康男性志愿者，沿股骨长轴方向做切断面的扫描。在扫描电压120KV，电流200mA，扫描层厚1 mm，扫描层数200层，得到连续横断面图像以及矢截面图像，并将扫描的数据存储为DICOM格式。
2.股骨模型的初步建立
在Mimics软件中进行初期的点云处理。通过文件头Mimics软件可以自动识别DICOM格式影像数据的图像像素、物体实际比例，层距以及扫描架倾斜度3个必要参数，可以通过直接在Mimics软件中导入扫描图片操作来导入股骨CT数据，设定图片转换的一系列项目，完成所需转换，转换生成的股骨冠截面图和矢截面图如图3.4、3.5所示。

图3.4 股骨冠截面图和矢截面图

图3.5 阈值曲线图

在Mimics中构建股骨模型的主要分步骤：
（1） 阈值处理
利用分割目标部分的相邻像素间灰度值是相似的不同分割目标的像素值不同，来实现操作的，这是基于对灰度值的一种假设的阈值处理方法。可以通过查看提取组织的效果（噪点少，且骨组织完整）来确定阈值设置时是否合适。数值模拟是要将股骨看做由皮质骨构成。用“profile line”测量骨的Hu值得到如图3-4所示曲线，将灰度值1686Gv（对应Hu值662）以上定义为皮质骨。点击“start threholding”按钮，功能设定Hu阈值为662~1613，弹出阈值设置对话框如图3.6所示，点击“apply”完成。

图3.6 阈值设置对话框

（2）编辑图像
经过阈值设定生成的股骨图像中间存在一些空洞，以便得到准确的CT图像，需要利用图像编辑功能逐图进行修改，如图3.7所示。

图3.7股骨图与填充内部孔后效果图

（3）三维计算
对蒙罩的股骨进行三维计算以便清楚直观地显示出股骨结构，如图3.8所示。最后通过“FEA-Remesh”,在Remech中进行对股骨模型网格进行重新划分，应用“smoothing”命令细化网格，得到优化完成的股骨模型，如图3-9所示。导出Mimics以igs格式保存文件。

图3.8 股骨模 图3.9 优化后的股骨模型

3.应用Geomagic软件进行表面处理
（1）点阶段
在Geomagic中将igs格式股骨整体模型导入并形成点云，如图3-10所示。点阶段处理：首先，点击“选择非连接项”，弹出管理器，选择分隔选项选择“中间”，大小选项选择“5”，选择并删除非连接点；其次，点击“选择体外孤点”，在弹出的管理器中选择默认值“66.667”，选择并删除体外孤点。然后，点击“减少噪音”工具，在弹出对话框中选择“棱柱型”，平滑等级偏低，偏差限定“14.956”；最后，点击“统一采样”工具，在弹出对话框中选择“绝对”输入间距“0.24938”。选择“封装”，在弹出管理器中选择“曲面”，封装后得到曲面图如图3.11所示。

图3.10 股骨点云图 图3.11 封装后股骨曲面图

⑵多边形阶段
在模型管理器中右键单击点云，选择“隐藏”，视图窗口只显示多边形，进行多边形阶段处理：首先，点击 “填充孔”按钮，有包括填充完整孔、填充边界孔及生成桥填充三种填充方式。股骨需要用到“填充完整孔”功能；其次，点击“简化多边形”，在弹出的对话框中选择“三角形计数”模式，选择“固定边界”单选框，设置为“减少到80%”，选择“基于曲率优先”。最后，用“去除特征”功能删除模型中不规则的三角形区域并且插入一个与周边三角形连接更好的三角形网格。多边形处理后的股骨模型模型如图3.12所示。

图3.12 多边形处理后的股骨模型

⑶形状阶段
多边形阶段转换后经过技术处理所得到理想曲面模型，这个过程即为形状阶段。主要流程如图3.13。将模型在Geomagic中以igs格式保存。形状阶段处理后股骨模型如图3.14所示。

图3.13 形状阶段流程图

图3.14 形状阶段处理后股骨模型图

3.2.3钛合金接骨板、骨钉模型的建立及与股骨的装配
将在Geomagic中获得股骨igs文件通过软件端口导入PRO/E中，并在PRO/E中绘制股骨中段骨折所用接骨板及骨钉，将骨钉简化为圆柱体。在Pro/E软件中完成股骨、接骨板及骨钉的装配，装配图如图3.15所示。最后将装配好的股骨模型以.x_t格式进行保存，以备ANSYS中使用。

图3.15 股骨骨折系统装配图

3.2.4在ANSYS软件内建立股骨骨折系统模型
将骨折系统模型的.x_t格式文件导入ANSYS软件，生成ANSYS软件内的股骨干骨折系统装配模型。但此时的装配模型只是位置上的装配，各零件之间没有任何约束关系。通过ANSYS的Boolean制造股骨的骨折。
选择菜单项“Main Menu→ Preprocessor→Modeling→Operate→Booleans→
Partition→Volume→Pick all”，将所有发生干涉的部分划分为单独的体，相邻的部分是粘接的关系。然后选择菜单项“Main Menu→ Preprocessor→Modeling→Operate→Booleans→add→Volume”，将所有的骨钉合并成完整体。
选择菜单项“Work plane→Isplay working plane”，显示辅助坐标系。选择“Work plane→ffset WP by Increments”将辅助坐标系设置于股骨中段。点击 “Main Menu→Preprocessor→odeling→perate→Booleans→
Divide→Volu by wrkplane”选择皮质骨，将股骨从辅助坐标系的位置切割开，再次应用菜单项“Work plane→offset WP by Increments”，将辅助坐标系上移3mm，切割股骨，得到的股骨即为有限元分析所需的最终模型，如图3.16所示。

图3.16 股骨骨折系统有限元模型图

3.3内固定接骨板系统的有限元分析

3.3.1定义单元类型和材料属性
对股骨骨折系统模型进行划分有限元网格之前，需要设定所需的单元类型（Element Type）、材料属性（Material Props）和实常数（Real Constants）。模型曲面较多，单元类型选择八节点的四面体单元“Solid 45”。具体参数见表3.1。
点击“Preprocessor→Element Type→Add…→Solid→Solid45→OK →Close”设定所需要的单元类型。
点击点击“Preprocessor→ Material Props→ Material Models →Material Model Number1→ Structural→ Linear →Elastic Isotropic→EX=1.05E+011 PRXY=0.3→ OK”，材料1为股骨设置成功。 Material Model Number2，Material Model Number3的设置同理可设。

表3.1 单元类型和材料属性设置
结构
参数

弹性模量
泊松比
单元类型
钛合金接骨板
105 GPa
0.3
Solid 45
钛合金螺钉
105 GPa
0.3
Solid 45
股骨
15 GPa
0.3
Solid 45
股骨骨折断处（骨折时）
10Mpa
0.3
Solid 45
股骨骨折断处（愈合25%）
3.75Gpa
0.3
Solid 45
股骨骨折断处（愈合50%）
7.5Gpa
0.3
Solid 45
股骨骨折断处（愈合75%）
11.25Gpa
0.3
Solid 45
股骨骨折断处（愈合90%）
13.5Gpa
0.3
Solid 45

3.3.2 划分网格
将表3-1中的单元类型和材料属性输入到ANSYS中，采用自由网格划分方式分别网格化股骨模型和钛合金接骨板与骨钉模型。网格大小参数设置根据精细与经济兼顾的原则，使得网格化后产生的单元既能保证有一定的模拟精度，又满足对计算机硬件的需求且省时省力。将需要精确计算的部位用较细的网格划分，不需要计算的部位用较粗网格划分，设置股骨皮质骨和松质骨的网格大小为9钛合金接骨板和骨钉的网格大小为8。划分网格后的节点数为38239，网格数为189306。划分网格后的股骨骨折系统模型如图3.17所示。

图3.17 划分网格后的股骨骨折系统模型

3.3.3 约束及加载
1.添加约束
选择股骨远端的几个面，对面上的所有节点施加全局约束，选取股骨远端的几个曲面后点击确定，在弹出的“Apply，U，ROT on Areas”对话框，选择“ALL DOF”。
2.施加载荷
为了实现对模型更方便加载，本研究采用节点耦合、建立刚性域的方法施加载荷。
定义单元类型，实体选择Solid45，质量单元选择3D mass21；Preprocessor→Real Constant→Add…→Type 2 MASS21→OK→设置实常数。关键点如图3.18所示。

图3.18 关键点实常数

设置材料特性Main Menu→Preprocessor→Material Props→Material Models→New Model 输入弹性模量2.06e+005，泊松比为0.3。
创建关键点Main Menu→Preprocessor→Modeling→Create→Keypoints→In Active CS。创建关键点如图3.19所示。

图3.19 创建关键点

选择菜单“Main Menu→Preprocessor→Meshing→MeshTool ”选取关键点38240划分网格，即完成了关键点质量的创建。
选择菜单“Main Menu→Preprocessor→Coupling/Ceqn→Rigid Region”创建刚性区域，在弹出的对话框中输入主节点38240和从属节点股骨头表面上的点。形成刚性区域，如图3.20所示。

图3.20 通过节点创建刚性区域

3.3.4加载方式
本研究对股骨骨折系统进行轴向压缩、内外弯曲、前后弯曲三种加载方式。由于前面已经在股骨头建好了刚性区。
3.3.5计算求解
选择“Main Menu→Solution→Solve→Current LS”，对上述三种加载方式分别计算，得出接骨板和股骨应力的分布云图。
3.3.6 后处理
⒈股骨骨折断，股骨骨折系统在各种加载情况下的应力分布情况
（1）股骨骨折系统在250N轴向加载力下，钛合金接骨板和股骨的应力分布云图如图3.21和图3.22所示；股骨骨折系统最大应力处位于接骨板中段右侧，最大等效应力为71.2Mpa，股骨最大应力处位于骨折上端螺钉位置，最大等效应力为11.3Mpa；这说明在患者刚骨折时，股骨骨折系统在250N轴向压力下，接骨板主要承担载荷，且接骨板在骨折位置部分的强度，应满足在71.2Mpa等效应力下不会断裂。

图3.21 接骨板在轴向加载下 图3.22 股