坐股韌帶重建穩(wěn)定機制三維有限元分析及其生物力學(xué)意義_百

1、Y1055123分類號:R77單位代碼:10343學(xué) 號:20041135固濕州睹訾院 碩士學(xué)位論文論文題目:坐股翅董重建穩(wěn)定扭劍三維直阻五盆揖叢 甚生物力堂意望研究生姓名:李永獎學(xué)科專業(yè):外科學(xué)(骨科類 型:科學(xué)型指導(dǎo)教師:張力成教授楊國敬教授湯呈宣副教授 二零零七年五月商品優(yōu)勢作為拍賣網(wǎng)站,淘寶突出的優(yōu)點是,如果商品的剩余時間在 1小時 以內(nèi),時間的顯示是動態(tài)的,并且準確顯示到了秒。比普通店鋪更有吸引力的是他的服務(wù),他不光是大賣家 和大品牌的集合,同時也提供比普通店鋪更加周到的服務(wù):1、 七天無理由退換貨 淘寶商城賣家接受買家七天內(nèi)無理由退 換貨,無需擔(dān)心買到的不合適,或者買到的東西和實際

2、相差太大。 2、 2、正品保障 淘寶商城賣家所賣物品都是正品行貨,接受買 家的監(jiān)督和淘寶的監(jiān)督。坐股韌帶重建穩(wěn)定機制三維有限元分析及其生物力學(xué)意義 中文摘要一、研究目的附著于髖關(guān)節(jié)骨結(jié)構(gòu)的關(guān)節(jié)囊韌帶有助于限制股骨頭相對于髖臼的位移, 而可允許復(fù)雜的旋轉(zhuǎn)和平面運動組合,盡管這個重要的功能,髖關(guān)節(jié)囊韌帶經(jīng)常 在用來治療骨性關(guān)節(jié)炎的全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)(T臥以及用來治療關(guān)節(jié)囊內(nèi)移位骨 折的半髖關(guān)節(jié)置換術(shù)中被部分或全部切除。本研究通過計算機三維有限元分析從 仿真學(xué)角度模擬TI-IA術(shù)后髖關(guān)節(jié)脫位來驗證和考察THA術(shù)后假體脫位的生物力學(xué) 機制以及髖關(guān)節(jié)囊韌帶重建對THA術(shù)后髖關(guān)節(jié)穩(wěn)定的作用及其生物力學(xué)機理。主

3、 要包括:l、髖關(guān)節(jié)三維有限元模型的構(gòu)建及三維有限元分析,探討髖關(guān)節(jié)生物力學(xué)特性 并為構(gòu)建髖關(guān)節(jié)周圍韌帶提供定量的空間基礎(chǔ)以及模擬TIIA提供基礎(chǔ)模型。 2、人工髖關(guān)節(jié)假體三維有限元模型的構(gòu)建及三維有限元分析,并模擬THA與髖 關(guān)節(jié)進行裝配,進一步探討其生物力學(xué)意義。3、坐股韌帶重建三維有限元模型的構(gòu)建及三維有限元分析,探討其相關(guān)的生物 力學(xué)意義,驗證該模型的可行性及可靠性。4、包括坐股韌帶重建的T眥術(shù)后假體脫位過程三維有限元分析,并與僅有金屬 模型進行比較探討關(guān)節(jié)囊韌帶重建對髖關(guān)節(jié)的穩(wěn)定機制。二、材料和方法1、髖關(guān)節(jié)三維有限元模型構(gòu)建及有限元分析。模型構(gòu)建分3個步驟完成:獲取 cT圖象:對一

4、具濕髖關(guān)節(jié)(女,49歲進行cT斷層成像,每imm層厚掃面一次, 所得圖象直接存入cT機,刻錄光盤,獲取表示髖關(guān)節(jié)每層橫截面的圖象。處理 凹圖象:將髖關(guān)節(jié)cT掃面圖象以DICOM格式存入計算機,按照掃面的順序逐張?zhí)?理每一張cT圖象,去除圖象中骨骼周圍的軟組織,得到處理后的髖關(guān)節(jié)每一斷層 cT圖象。重建cT圖象:選取圖象左邊標尺的上端點為第一基準點,下端點為第 二基準點,使每一層的兩基準點嚴格保持一致;以髖關(guān)節(jié)的近端為z軸正方向, 遠端為負方向;計算圖象中各像素點間的灰度值“梯度”確定圖象的輪廓,對每層圖象進行處理,提取髖臼及股骨近端外表面和內(nèi)表面的一系列關(guān)鍵點,連接輪 廓點得到表示髖關(guān)節(jié)形狀的

5、內(nèi)、外輪廓線,導(dǎo)入三維有限元模型構(gòu)建軟件中進行 重建。單元屬性設(shè)定應(yīng)變率為0.Ol,泊松比為0.3。三維有限元分析采用有限元 分析軟件SolidWorks2006進行,網(wǎng)格劃分采用三維十結(jié)點四面體實體單元。 2、人工髖關(guān)節(jié)假體三維有限元模型的構(gòu)建及有限元分析利用有限元分析軟件 SolidWorks 2006SP0.0進行,建模之前根據(jù)假體的工程圖特征先將全髖假體拆 分成4部分,即鈦金屬骸臼杯、聚乙烯內(nèi)襯、股骨頭、股骨柄。分別分析各個部 分的結(jié)構(gòu)特征,將外形結(jié)構(gòu)輸入到有限元軟件中,生成體積,構(gòu)建出零件的三維 實體模型。將所構(gòu)建的零件按假體的整體特征進行裝配,獲取一組非商業(yè)性質(zhì)的 人工全髖假體三維

6、有限元模型。將所構(gòu)建模型輸入COSMOSWorks2006軟件進行網(wǎng) 格劃分,采用完全程序自動劃分方法。模擬人體坐位腿交叉動作過程,分析假體 脫位過程的角活動度和相應(yīng)的假體應(yīng)力場分布情況。3、坐股韌帶重建三維有限元模型的構(gòu)建:選擇多重獨立連接界面來構(gòu)建髖關(guān)節(jié) 囊韌帶。坐股韌帶被定位在適當(dāng)?shù)慕馄手亟ㄖ裹c處,骨結(jié)構(gòu)的詳細解剖特性均來 自于上述的cT數(shù)據(jù)及由其構(gòu)建的髖關(guān)節(jié)骨解剖結(jié)構(gòu)有限元模型,劃分的有限元 網(wǎng)格為建立關(guān)節(jié)囊韌帶附著區(qū)域提供定量的空間基礎(chǔ)。在計算模型中,關(guān)節(jié)囊韌 帶的準確定位是借助于共同的參考點而完成的。開始的幾何材料測量來自于 Hewitt的實驗工作,關(guān)節(jié)囊韌帶以實驗依據(jù)的材科特性進

7、行六面體連接單元網(wǎng) 格劃分。對于不同高彈性材料模型,在關(guān)節(jié)囊韌帶擬合實驗應(yīng)力一應(yīng)變曲線方面, 選擇高彈性模型操作。4、髖關(guān)節(jié)囊韌帶重建生物力學(xué)有限元分析。在以上幾步實驗的基礎(chǔ)上,將模型 導(dǎo)入有限元分析軟件ABAQUS6.6及COSMOS Works2006模擬坐位腿交叉動作載荷, 計算通過輸入一系列增加的股骨假體屈曲內(nèi)收角位移來運行,屈曲和內(nèi)收比為2 :1。同時,髖臼承受由髖部肌肉收縮力經(jīng)股骨頭傳導(dǎo)的應(yīng)力沖擊,942N關(guān)節(jié)接 觸合力通過位于股骨頭中心的Bezier面實體參考結(jié)點進行加載,載荷的方向模 擬步態(tài)周期髖關(guān)節(jié)峰載荷,于額狀面內(nèi)與垂直軸位22.5。的后中方向。以屈曲:內(nèi)收2:1的比率,模

8、型連續(xù)操作直到有限元計算當(dāng)接觸合力離開指定的杯載荷 負重面產(chǎn)生數(shù)值不穩(wěn)定而終止,即當(dāng)髖臼合阻力矢量活動方向從負重面移向內(nèi)襯 唇斜面的時刻,預(yù)示著脫位。在這個時點上,計算變成數(shù)字不穩(wěn)定,這個狀態(tài)可2溫州醫(yī)學(xué)院碩士學(xué)位論文能意味著生理的頭開始無限制的自由向外滑出凹面。計算獲取假體脫位過程的角 活動度和相應(yīng)的阻力矩值以及假體界面產(chǎn)生的vorl Mises應(yīng)力值分布情況,并對 結(jié)果進行歸納分析。三、結(jié)果 個工況中均能夠清楚地顯示整個整體的應(yīng)力結(jié)果、應(yīng)交結(jié)果、位移結(jié)果及變形結(jié)溫州醫(yī)學(xué)院碩士學(xué)位論文果。比如僅有金屬模型股骨屈曲97.5。時最小應(yīng)力值出現(xiàn)于4633號節(jié)點,位置 處于3.79582哪,-12.

9、2788嘲,-23.1805舢,力值為15878.4N/m2,最大應(yīng) 力值出現(xiàn)于13515號節(jié)點,位置處于一26.0584唧,18.1485珊,98.9955咖, 力值為6.36214e+006N/m2。應(yīng)變結(jié)果:最小應(yīng)變處于5905號節(jié)點,位置處于 一3.55608咖,-9.17404咖,-8.6409唧,應(yīng)變值為:6.5561e-007;最大應(yīng)變 處于2560號節(jié)點,位置處于0.816801咖,14.6763咖,-1.60733舢,應(yīng)變值 為0.00146277。位移結(jié)果:最小位移處于6984號節(jié)點,最大位移處于6224號 節(jié)點,位移分布范圍:0mO.000876198m。變形結(jié)果:比例因

10、子為15.947, 能夠清楚地顯示整個整體的變形結(jié)果。四、結(jié)論l、本實驗構(gòu)建的三維有限元模型為系統(tǒng)地研究THA術(shù)后假體脫位生物力學(xué)機制 開辟了新的途徑;重建髖關(guān)節(jié)囊韌帶后將提供更大的靜力支持,因此也需要更大 的扭轉(zhuǎn)力矩才能使假體發(fā)生撞擊和脫位;坐股韌帶作為髖關(guān)節(jié)后方關(guān)節(jié)囊一個確 切的解剖結(jié)構(gòu),對后方穩(wěn)定裝置的力學(xué)完整性起到重要的作用,髖關(guān)節(jié)成型術(shù)中 應(yīng)該重建髖關(guān)節(jié)囊韌帶。分析結(jié)果圖可以看出,髖關(guān)節(jié)囊韌帶重建既有助于穩(wěn)定 髖關(guān)節(jié),其降低撞擊點和脫位點的最大主應(yīng)力值,從另一側(cè)面可能證實該技術(shù)可 降低由于撞擊處應(yīng)力過大所致的磨損介導(dǎo)的假體松動率。2、本實驗結(jié)論為臨床重建關(guān)節(jié)囊技術(shù)推廣應(yīng)用提供理論依據(jù)

11、。關(guān)鍵詞全髖關(guān)節(jié)置換術(shù);假體脫位;坐股韌帶;生物力學(xué);三維有限元分析Three.Dimensional Finite Element Analysis of Stable Mechanism For lschiofemoral Ligament Reconstruction and It's Biomechanical SignificanceABSTRACTObjective:The hip capsule functions in conjunction們m the bony components of the hip to constrain translation betwee

12、n the head of the femur and the acetabulum,while allowing complex combinations of ratation and planar movements.Dsepite this important biomechanical function,the hip capsule often is excised partially or completely during THA for treatment of arthritis and in hemiarthroplasty for displaced intracaps

13、ular hip fi'actures.The purpose of this study is to explain the biomechanical mechanism of total hip dislocation and the related biomechanical significance of capsule ligament reconstruction with threedimensional(3Dfinite element analysis from emulation aspect and investigate the role of the hip

14、 capsule ligament in stable mechan/sm ofhipjoint.Including:1.To construct the 3-D finite element hip joint model and analysis with 3-D finite element method,and to investigate its biomechanical significance,furthermore,the consruction of hip joint's 3-D finite element model(FEMprovides basic dat

15、a for research on mechanical behavior ofhipjoint and THA,and the model￥111"fae酆3,which were zoned with a three-dimensional.allquadrilateral rigid body finite element mesh, provide a quantitative spatial basis for establishing capsule attachment sites.2.To consI朝lct and validate the 3-D FEM of t

16、otal hip dislocation and to investigate the related biomechanical significance.3.To construct and validate the 3-D FEM of ischiofemoral ligament reconstruction and investigate the related biomechanical significance.4.To implement capsular ischiofemoral ligament in a totalhip dislocation FEM.andthis

17、soft-tissue-augmented FEM Was used to investigate the biomechanical characteristics oftotal hip dislocation,and explore or show that capsule enhancementmakes a substantial contribution in stability,compared to an otherwise identical hardw粼niy model.MateriaIs and Methods:and obtained the inner and ou

18、ter figure linespresenting the shapeof hip joint when connecting the points.Finally we reconstruct them using 3-D finite element soft.We set stress rate as O.0l in element property and the poisson's rate Was assumed to be 0.3.step4.Analysis were carried out using the finite elementanalysis softS

19、olidWorks2006,with threedimensional 10一node tetrahedral entity mesh generation method.2.Construction of3-D finite element total hip prosthesis model and analysis with 3-D finite element.T0tal hip hardware prosthesis FEM consisted of four component parts: a titanium metal backing,an ultra-high molecu

20、lar weight polyethylene(UHMWPE acetabular component,and a CoCr alloy femoral component(including head and neck.The geometry adopted Was that ofa common and uncommercial metal-backed THA prosthesis,with the models of four parts were constmctured separately and assembled by means of SolidWorks2006soRw

21、are, calculated by溫州醫(yī)學(xué)院碩士學(xué)位論文 COSMOSWorks2006software,selecting automatic dividatur by program completely, divided into 17195nodes,11062units,analysis of the compression distribution and amount oftotal hip component when simulated seated leg-crossing manurer.3.n蛇inclusion ofhip capsule representatio

22、n was the option for multiple independent contact interfaces,and the ischiofemoral ligament sectors were incorporated into the whole-joint FEM at anatomically appropriate insertion points,using rigid body renitions of the femur and henri-pelvis.n地detailed anatomic features of these bony structulfeS

23、were extracted CT data,using edgedetection methods operating on l-mm Serial Sections.Triangulated surfaces were fitted to the resulting pDint cloud data for the femur and hemi-pelvis.These surfaces,which were zoned with a 3-D, all-quadrilateral rigid body finite element mesh using SolidWorks2006mesh

24、 generator,provide a quantitative spatial basis for establishing capsular ligament attachment sites.Accurate registration of the origin and the insertion sector of ischiofemoral ligament in this computational model was achieved using common reference points and the geometric and mechanical propertie

25、s obtained from Hewitt's experimental worL Theischiofemoral ligament Was meshed entirely with hexahedral continuum elements having experimental-based material characteristics. Of the various hyperelastic material models examined,the Yeoh hyperelasic model Was Selected,in terms of fitting of expe

26、rimental stressstrain curves for the ligament Sectors.4.Based on the above experiment,nOW that capsular ligament inclusion in the total hip dislocation model has been achieved,and calculated by ABAQUS6.6and COSMOSWorks2006finite element soRwat,and the finite element analysis Was a nonlinear,large di

27、splacement,multiple load step solution.An erectly-seated maneuver Was exmnded kinematically from the seated position(90。of femoral flexion,6。of adduction,and 0。ofendorotation,by incrementally rotating the femur in a ratio of 2 :l:0of flexion:adduction:endorotation.This temporal kinematic data,when i

28、nput to a 47-muscle optimization model,yielded output to a posteromedially directed joint load of 1.5times body weight(942Nin the pelvic reference frame during seated leg-crossing.These specific hip joint contact force components were applied to the溫州醫(yī)學(xué)院碩:學(xué)位論文acetabular component model through an an

29、alytically rigid body reference node at the femoral head center.The load orientation WaS representative of peak gait cycle hip loading and had a fixed pelvic orientation of22.5。from the vertical in the frontal plane.1rI倫modeled maneuver WaS continued until the finite element computation aborted,due

30、to numerical imbalance as the resultant contact force escaped the intended cup be撕ng surface,indicative of a dislocation.The primary outcome measure utilized in the present study WaS the resultant resisting moment developed about the cup center,prior to the oecBrrence of dislocation.The finite eleme

31、nt analysis reported full field stress,strain,and displacement data,foreach time point in the leg-crossing maneuver.All forces acting through the femoral head,or at the site of impingement,were transferred through thecontinuum ofthe acetabular component to the rigidly supported nodes on the bone sid

32、e surface ofthe acetabular shell.Therefore, forces and moments about the cup center could be readily determined from the cup backing nod body reference node,which was placed at the cup center,and compared these results between soft-tissue-augmented model and an otherwise identical hardware-only mode

33、l.Results:溫州醫(yī)學(xué)院碩士學(xué)位論文moment profile;anda subhixation phase which initiates near the peal, resisting moment and is signalled by downslope of the femoral resisting moment value,untilonset ofcomputational instability(corresponding to physical dislocation. In the capsule-ligament-enhanced model,by contr

34、ast,the angular motion input Was met with substantial resistance due to progressive tautening of the capsular ligament even from the initiation of flexion.This tautening resistance resulted in a dramatic increase in the resisting moment developed throughout the seated leg-crossing maneuver.Once impi

35、ngement occurred,there、棚an additional,more precipitous spike of resisting moment,roughly comparable to that seen for impingement onset in the hardware-oniy model.Since this taughtened tissue lies appreciably eccentric to the neck-liner impingement fulcrum,it works efficiently“in parallel'with th

36、e implant itself to resist the tendency for dislocation,reducing the peal(polythylene stresses at the impingement site and at the head egress site by typically 17%and 31% respectively,and increasing the pcal【resisting moment by typically 57%,relative to the hardware-oniy case.The energy required to

37、dislocate is measured as the area under the curve from impingement to dislocation,using the trapezoidal rule.These preliminary results show that capsule-ligament representation provides approximately a 2.29-fold increase in construct stability,compared to all otherwise identical hardware-only eonstn

38、lct.111e stress、strain、displacement and transfiguration revealed the whole result in the dislocation sequence clearly.For example,the least stress value溫州醫(yī)學(xué)院顧t學(xué)位論文ofhardware-onlyConehisioIII!"-1.(DFinite element analysis of total hip dislocation has opened new avenues for understanding the biom

39、echanical factors underlying this alltoo-common major complication ofTHA.the present study provides the precise total hip dislocation 3-D FEM for research on the related mechanical behavior.The capsular ligament reconstruction lends more suppon to the hip flexion and adduction,and significantly high

40、er torque Was needed to impinge or dislocate the hip.The isehiofemoral ligament,a discrete strtlcture within the posterior capsule of the hip joint,may be the most important contributor to the mechanical integrity of the posterior stable structure. The joint capsule ligament must be reco刪in hip arth

41、roplasty.We caIl see from the results that the capsule-ligament-enhanced model reduced the peak polyethlene stresses at the impingement site and at the head egress site may prove that the capsular repair could reduce the rate ofwear-related aseptic loosening.2.This experiemtal conclusion is valuable

42、 to be extended in clinical application.【Key words】Total Hip Arthroplasty;Dislocation;Ischiofemoral Ligament; Biomechanics;Three-Dimensional Finite Element Analysis溫州醫(yī)學(xué)院碩士學(xué)位論文坐股韌帶重建穩(wěn)定機制三維有限元分析及其生物力學(xué)意義 前 言隨著全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)(T眥技術(shù)的日趨成熟,術(shù)后假體脫位發(fā)生率已大大 減少,但仍是僅次于磨損介導(dǎo)的無菌性松動的常見并發(fā)癥之一m,其發(fā)生率在初 次置換病例組達2%11%。Phillips“1回顧性研

43、究分析隨訪的13000例THA后發(fā) 現(xiàn)假體脫位率為3.996,Yon Knoch01在一個大于5年的臨床隨訪研究中發(fā)現(xiàn),初 次THA術(shù)后假體脫位率高達30%。而在全髖關(guān)節(jié)翻修的病例組術(shù)后假體脫位率 將翻2倍咖。再脫位的病例中有1/3需要行翻修手術(shù),其中僅有60%獲得穩(wěn)定“ 耐。不管是初次還是再次脫位,每次都會給患者留下嚴重的后果,加上發(fā)病率較 高,將給社會造成巨大的經(jīng)濟負擔(dān)。T1A術(shù)后脫位大部分發(fā)生于術(shù)后45周,屬早期脫位,約占7096,其中以后 脫位多見,且多見于后方入路帆”。Dorr等。1報道在術(shù)后1個月內(nèi)發(fā)生脫位占21%, 3個月內(nèi)發(fā)生脫位的占54%,2年以后發(fā)生脫位的占15%;引起TH

44、A術(shù)后假體脫位 的因素很多,主要包括手術(shù)入路、軟組織損傷的修復(fù)重建程度、假體的設(shè)計與安 放、患者的依從性、既往髖部手術(shù)史等幾個方面。Mohler等啪認為7096脫位發(fā)生 于術(shù)后45周內(nèi),并認為主要原因是假關(guān)節(jié)囊愈合之前軟組織的松弛。McGrory 和Morrey等“認為髖關(guān)節(jié)周圍軟組織張力和動力的平衡在髓關(guān)節(jié)置換術(shù)后防 止早期脫位起重要作用。術(shù)前改善患者一般情況,合理的進行功能鍛煉,防止肌 肉萎縮,這樣可以保證術(shù)后有足夠的肌肉張力,從而降低脫位的發(fā)生率;Charnley 認為“21恢復(fù)軟組織張力對預(yù)防THA術(shù)后早期脫位是最重要的措施,他把大轉(zhuǎn)子下 移Icm以增加外展肌群張力作為常規(guī)來實行,使得

45、脫位率降至o.4%。從力學(xué)角度講,脫位是股骨頭中心先垂直再平行于髖臼表面的相對移位。促 進和防止脫位的力量相互拮抗。一般認為脫位時垂直于髖臼的外力主要是由旋轉(zhuǎn) 即所謂的撞擊現(xiàn)象所造成的。在一定的活動范圍內(nèi),撞擊可發(fā)生于位置不良的假6浙江省醫(yī)藥衛(wèi)生科學(xué)研究基金項目(編號:200681236溫州市科技計劃項目(編號:Y200601686瑞安市科技計劃項目(編號:20052093溫州醫(yī)學(xué)院碩士學(xué)位論文體或鄰近軟組織等。為增加穩(wěn)定性,必須增加垂直和水平方向的活動范圍或是增 加抗脫位的阻力“”。關(guān)節(jié)囊韌帶經(jīng)常在用來治療骨性關(guān)節(jié)炎的THA和用來治療髖關(guān)節(jié)囊內(nèi)移位 骨折的半髖關(guān)節(jié)置換術(shù)中被全部或部分切除m。

46、”,近來國外少數(shù)文獻報道了重建 關(guān)節(jié)囊韌帶降低THA術(shù)后假體脫位率“”1,然而研究主要集中于術(shù)后假體脫位的 隨訪資料,相關(guān)的基礎(chǔ)生物力學(xué)研究較少,進一步的力學(xué)基礎(chǔ)實驗需要來系統(tǒng)地 探索重建關(guān)節(jié)囊韌帶后是如何影響THA后假體脫位運動學(xué)、動力學(xué)以及整個關(guān)節(jié) 活動行為,為這項技術(shù)的改良和推廣提供可靠的科學(xué)依據(jù)。隨著計算機三維仿真技術(shù)日益發(fā)展和成熟,其應(yīng)用范圍也越來越廣泛,近年 來已經(jīng)逐步滲透到各個工程領(lǐng)域當(dāng)中,在醫(yī)療領(lǐng)域的研究和臨床實踐中,骨科植 入物都是以骨骼的應(yīng)力、應(yīng)變?yōu)榛A(chǔ)進行的。由于三維有限元分析技術(shù)的應(yīng)用, 為更加準確、快速的進行人體骨骼三維仿真模擬以及應(yīng)力應(yīng)變的分析計算、科學(xué) 設(shè)計醫(yī)療器

47、械等提供了有力的工具。隨著計算機運行速度和運算能力的提高使得 構(gòu)建和運行一個撞擊和脫位過程的嚴格THA三維有限元模型成為可能,Scifert 等o“伽首先報道了這種模型的構(gòu)建,并通過比較計算的峰阻力距和一個商業(yè)獲 得的全髖假體特殊結(jié)構(gòu)實驗測量的扭轉(zhuǎn)載荷來驗證該模型的可行性(誤差為 0.27%,證明該模型可用來系統(tǒng)的檢測在起始撞擊和最后脫位之間各因素對脫位 的影響力度。隨著人們對生活質(zhì)量要求的不斷提高,恢復(fù)一個穩(wěn)定的、良好功能的鏡關(guān)節(jié) 迫切需要深化對THA后假體脫位生物力學(xué)機制的研究和認識,并提出相應(yīng)的預(yù)防 措旌。本研究就是基于以上需要,結(jié)合三維有限元分析,對THA術(shù)后假體過程及術(shù) 中加強髖關(guān)節(jié)

48、囊韌帶重建穩(wěn)定髖關(guān)節(jié)進行必要的生物力學(xué)研究并探討其相關(guān)的 生物力學(xué)意義。溫州醫(yī)學(xué)院碩士學(xué)位論文第一部分髖關(guān)節(jié)三維有限元模型的構(gòu)建及其生物力學(xué)意義近年來,醫(yī)學(xué)與工程力學(xué)的結(jié)合,有限元分析作為一種較新的生物力學(xué)研究 手段,逐漸被應(yīng)用到醫(yī)學(xué)領(lǐng)域。隨著計算機技術(shù)的發(fā)展,三維非線性有限元軟件 的開發(fā),有限元分析能夠精確分析骨骼的內(nèi)部應(yīng)力分布及定量分析應(yīng)力集中等 嘲。髖關(guān)節(jié)是人體重要承重關(guān)節(jié),其骨折創(chuàng)傷程度重。無論保守治療還是手術(shù)治 療經(jīng)常由于復(fù)位不完全,出現(xiàn)股骨頭壞死或骨關(guān)節(jié)炎等嚴重后果。傳統(tǒng)的生物力 學(xué)研究從不同的角度分析了髖關(guān)節(jié)的生物力學(xué),并從不同側(cè)面提出了髖關(guān)節(jié)骨折 的治療方法。由于髖關(guān)節(jié)形狀和結(jié)

49、構(gòu)的復(fù)雜性和特殊性,本研究采用三維建模及 有限元方法建立髖關(guān)節(jié)三維有限元模型,以期為髖關(guān)節(jié)損傷及其解剖結(jié)構(gòu)的相關(guān) 研究提供多維思路,進一步豐富髖關(guān)節(jié)生物力學(xué)行為的研究手段?！?。1材料和方法1.1材料和設(shè)備選擇l具濕髖關(guān)節(jié)尸體作為對象,女性,49歲,實驗前行x線檢查。排除病 理改變后,進行髖關(guān)節(jié)CT掃描,獲取用于建立三維計算機模型的相關(guān)資料;西 門子SOMATOM Volume Zoom CT機;Unigraphics NX 2.0軟件;ABAQUS6.6軟件;(9SolidWorks2006軟件;圖象處理軟件PHOTOSHOP6.0;Windows XP 操作系統(tǒng)1.2方法與步驟:對髖關(guān)節(jié)進

50、行cT斷層成像;在cT成像過程中,要求髖關(guān)節(jié)在縱軸方向保持 不變,每隔l唧層厚掃描一次,共278層。所得圖象以DICoM格式直接存入cT 機,刻錄光盤,從而得到表示髖關(guān)節(jié)每層橫截面的圖象,如圖1所示。同時對所 得的每一張cT圖象按照掃描的順序逐張進行處理,去除骨骼周圍肌肉和軟組織 后得到處理后的髖關(guān)節(jié)每個斷層cT圖象,在處理過程中保持骨骼灰度處理前 及掃描時候一致,為骨密度計算和彈性摸量設(shè)定打下基礎(chǔ)。切片對齊:為了保證重建的模型能逼真反映髖關(guān)節(jié)的實際情況,選取圖片左 邊標尺的上端點為第一基準點,下端點為第二基準點,使每一層的兩基準點嚴格 保持一致,從而避免了圖象的相對位移和偏移。坐標原點的確定

51、:提取出股骨頭中問斷面上距離最大的2個象素點,取該2個象素的中點定為三維坐標系的原點,髖關(guān)節(jié)的近端為z軸正方向,遠端為負方 向.輪廓提取:圖象中的輪廓信息通過計算各象素點間的灰度值“梯度”確定, 梯度值大的地方通常是輪廓所在位置。對每層圖象處理,提取髖臼和股骨近端內(nèi) 表面和外表面的一系列關(guān)鍵點,連接輪廓點得到表示髖關(guān)節(jié)形狀的內(nèi)、外輪廓線, 導(dǎo)入三維有限元模型構(gòu)建軟件中進行重建,得到髖關(guān)節(jié)的三維有限元模型。在單 元屬性設(shè)定時應(yīng)變率都為0.Ol,泊松比統(tǒng)一為0.3。1.3髖關(guān)節(jié)三維模型構(gòu)建的程序流程髖關(guān)節(jié)三維有限元模型構(gòu)建,經(jīng)過前述初始數(shù)據(jù)采集處理之后,按照如圖 1-2所示的程序流程進行構(gòu)建,單元

52、屬性的設(shè)定進行設(shè)定后,由計算機程序進行 自動計算,并導(dǎo)入有限元模型構(gòu)建軟件中。對髖關(guān)節(jié)三維有限元模型單元材料相 關(guān)屬性進行設(shè)定,目的在于構(gòu)建與實際髖關(guān)節(jié)在材料參數(shù)和力學(xué)行為上相吻合的 三維有限元模型。1.4有限元分析輸出的實體以IGS格式的文件展示,將其導(dǎo)入Unigraphics NX2.0軟件中, 轉(zhuǎn)換成UG格式,并利用Unigraphics NX2.0軟件強大的縫合功能進行面片之間 的縫合,縫合完成之后再導(dǎo)入SolidWorks2006軟件轉(zhuǎn)換成SolidWorks格式的文 件,采用CAE有限元分析軟件COS啪Sworks2006進行網(wǎng)格劃分,以三維十結(jié)點四 面體實體單元進行。圖I-2三維

53、模型構(gòu)建的程序流程圖 2結(jié)果2.1髖關(guān)節(jié)三維有限元模型的建立分析髖關(guān)節(jié)的解剖結(jié)構(gòu)可以發(fā)現(xiàn),髖臼及股骨頭內(nèi)外表面都是相連在一起 的,相鄰很近的兩層切片問,不會出現(xiàn)大的形變和位移:因此將上下對應(yīng)的內(nèi)、 外輪廓線連接,生成輪廓面,再將內(nèi)外表面生成體積,建立髖關(guān)節(jié)的三維有限元 模型,如圖卜3所示。2.2髖關(guān)節(jié)三維有限元分析將建立的髖關(guān)節(jié)模型導(dǎo)入有限元構(gòu)建軟件SolidWorks2006中,進行三維有 限元網(wǎng)格劃分。髖關(guān)節(jié)的網(wǎng)格劃分完全按照實際的解剖構(gòu)造進行,根據(jù)髖關(guān)節(jié)幾 何形狀的特殊要求,采用三維十結(jié)點四面體實體單元,共劃分為121239個結(jié)點、 112491個單元,右側(cè)髓關(guān)節(jié)模型見圖卜4。髖關(guān)節(jié)部位

54、主要是松質(zhì)骨,在應(yīng)力 不超過其強度極限時,它的應(yīng)力一應(yīng)變關(guān)系與許多工程材料很類似,呈線性,因 此對髖關(guān)節(jié)進行應(yīng)力分析時,假設(shè)髖關(guān)節(jié)為連續(xù)、均質(zhì)、各向同性的線彈性材料, 彈性模量為1.34×lOpa,泊松比為0.30淵。2.3髖關(guān)節(jié)應(yīng)力分布在所獲取的髖關(guān)節(jié)三維有限元網(wǎng)格劃分圖上,對于髖關(guān)節(jié)網(wǎng)格密集的區(qū)域進 行提取和分析,可以發(fā)現(xiàn),在髖關(guān)節(jié)三維有限元模型上面,存在著如下應(yīng)力集中 分布區(qū)域,分別是弓狀線,髂骨翼,髖臼后上方,坐骨結(jié)節(jié)以及小轉(zhuǎn)子上方、稍 偏股骨頸的后方處等。如圖卜59所示。3分析與討論3.1骨骼建模的難度與對策隨著計算機軟硬件的飛速發(fā)展,有限元分析軟件在過去的二十年中得到了迅

55、 速的發(fā)展,從簡單的理想模型的二維(2D分析發(fā)展為真實模型的三維(3D分析。 進入二十世紀八十年代以來,生物力學(xué)研究工作者對于三維有限元建模的精度要 求越來越高,對構(gòu)建速度的要求也越來越為苛刻。最早數(shù)學(xué)模型近似的方法盡管 計算簡便,但是和實際的組織形狀相差比較大,結(jié)果與實際情況相差甚遠,現(xiàn)在 已經(jīng)很少采用;隨后的表面構(gòu)建方法采用的是由點到線,由線到面的方法構(gòu)造曲 面的,但是對于復(fù)雜的組織和器官,不能利用計算機實現(xiàn)模型的自動構(gòu)建,大部 分工作需要人工交互完成。這種方法在建立精確的解剖結(jié)構(gòu)復(fù)雜的三維有限元模 型時,往往需要花費大量的時間,并且在有些時候,必須對復(fù)雜的模型結(jié)構(gòu)進行 簡化。人體骨骼的特

56、點在于其形狀的復(fù)雜性、不規(guī)則性,其外形一般多為自由形狀 的曲面,難以用準確的數(shù)學(xué)解析方程進行描述,而且由于骨骼的康復(fù)再生過程是 一個動態(tài)過程,在這一過程中,骨骼局部材料特性表現(xiàn)為塑性等非線性和各向異 性的特征,其受力后的應(yīng)力和應(yīng)變的計算涉及到非線性計算問題,若想用理論分 析的方法進行求解難度極大,為了了解骨骼在受力狀態(tài)下的應(yīng)力、應(yīng)變分布的情 況,以往多采用實驗測試的手段進行,但是實驗測試方法的缺點在于實驗手段復(fù) 雜,進行多種載荷工況下的實驗往往耗資巨大、周期較長、效率較低,而且由于 無法在人體上直接做實驗,因此很難準確反應(yīng)出骨骼各種不同受力情況下的應(yīng)力 分布規(guī)律,為了解決這一闖題,近年來,研究

57、者大多采用數(shù)值計算的方法進行分 析,從而形成了一個新興的學(xué)科領(lǐng)域計算生物力學(xué),它以傳統(tǒng)的力學(xué)分析理論 為基礎(chǔ),應(yīng)用數(shù)值分析手段如有限元分析等,可以對各種形狀的骨骼、器官等進 行線性和非線性的應(yīng)力和應(yīng)變分析。3.2髖關(guān)節(jié)三維有限元模型建立的意義以往對髖臼和股骨頸進行有限元分析,鑒于形狀復(fù)雜,一般均對其作簡化處 理,分析的結(jié)果必然引起誤差。本研究通過cT掃描、即時存儲,避免了數(shù)據(jù) 收集過程中關(guān)鍵信息的丟失;更重要的是,實現(xiàn)了整個建模過程的全數(shù)字化,最 大程度上保證了建模的準確性和精確性。為了使計算模型反應(yīng)實際情況,建模時 以髖關(guān)節(jié)的實際形狀為對象,建立髖關(guān)節(jié)的三維有限元模型。本研究采用三維十 結(jié)點

58、四面體實體單元進行網(wǎng)格劃分,共劃分為121239個結(jié)點、112491個單元, 外觀整齊、逼真、網(wǎng)格適當(dāng),而且三維有限元圖象還原性好,能從力學(xué)上真實代 表實物,對于今后研究髖關(guān)節(jié)及其解剖結(jié)構(gòu)的生物力學(xué)行為、髖關(guān)節(jié)骨折、骨折 后治療和髖關(guān)節(jié)置換術(shù)生物力學(xué)等方面有極其重要的意義。目前髖關(guān)節(jié)的研究,較多偏重于股骨上端髓腔、股骨假體的設(shè)計及股骨的測 量舊,而髖臼側(cè)由于解剖結(jié)構(gòu)的復(fù)雜性及患者個體差異性的存在,除了通過骨性 標志或x線片進行髖臼直接、間接測量cE角(股骨頭中心點至靛臼頂外緣連線與 雙側(cè)股骨頭中心點連線的垂線的夾角、外翻角及髖臼的深度等之外,很難對髖臼 作進一步量化處理。計算機輔助設(shè)計及圖像技

59、術(shù)的發(fā)展,不僅能進一步準確重建 髖臼的解剖形態(tài),而且還能達到對髖臼進行定量的測量。髖臼形態(tài)結(jié)構(gòu)是髖關(guān)節(jié) 保持穩(wěn)定、發(fā)揮正常運動功能、以及維持其軟骨面良好受力狀態(tài)的基礎(chǔ)。在人工溫州醫(yī)學(xué)院碩士學(xué)位論文全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)(THA中,髖臼假體的穩(wěn)定固定也依賴于假體與髖臼窩周圍骨結(jié) 構(gòu)的密貼結(jié)合。然而,髖臼窩骨形態(tài)結(jié)構(gòu)極為復(fù)雜,其中,臼窩內(nèi)壁和邊緣形態(tài)尤 其復(fù)雜,通常很難在大體解剖或x線片下作三維形態(tài)的定量分析。本文通過對髖關(guān)節(jié)cr三維重建,并對其生物力學(xué)的計算分析和實驗力學(xué)的 方法得到的結(jié)果進行比較,來研究此種建模的可行性和準確性,基于此的解剖形 態(tài)特征和力學(xué)響應(yīng)進行研究,旨在為臨床應(yīng)用提供相關(guān)的形態(tài)學(xué)和生物力學(xué)依 據(jù)。3.