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基于3D打印踝足矫形器计算机辅助设计及有限元分析

28天前浏览1423

摘要:足踝受伤或缺陷的患者需要踝足矫形器辅助康复和治疗,踝足矫形器的设计会影响到患者的康复效果和舒适度。目前,市场上踝足矫形器都是为了支撑小腿后部而设计,结构单一,使用不变。随着增材制造技术的发展,计算机辅助设计,3D打印加工个性化踝足矫形器,不仅可以满足患者不同的需求,且具有成本低,设计灵活,方便携带等优点。本研究通过计算机辅助设计及有限元分析,设计固定式和活动式两种方案模型,优化结构和材料,采用有限元ANSYS分析纵横对比变形量和应力分布,为3D打印踝足矫形器的优化和设计提供思路,优化定制方案。研究结果表明:传统踝足矫形器有更加稳定的结构和使用持久性,而活动型踝足矫形器,由于应力主要集中在活动部位的铰链连接处,结构稳定性和使用持久性下降。通过引入碳纤维(CFRP)和聚醚醚酮(PEEK)材料可降低活动部位铰链连接处的应力和变形量,改善活动踝足矫形器的使用性能,从而满足临床患者需求,且使用灵活,便捷。

关键词: 3D打印  足踝矫形器  个性化  有限元分析

1前言

现代社会中,由交通事故、人口老龄化等后天原因所造成的需要康复医疗器械的患者越来越多,加上我国原有先天缺陷患者基数庞大,使我国假体和矫形器市场需求越来越大。骨受损的修复还需要后天矫正,才能使患者恢复正常组织功能。矫形器作为一种人工装置,从外部帮助支撑脊柱或四肢,避免患者不正确的运动,帮助肢体恢复并加强其功能[1-5]。我国每年骨伤病人次达到上亿次,矫形器市场需求庞大,而下肢矫形器中的踝足矫形器是矫形器占比很大的一类。踝足矫形器是用来控制和支持足下垂问题期间踝关节运动的装置,可以调节并帮助因脊髓、大脑、神经或肌肉出现问题而导致行走障碍的患者[6-11]。

3D打印作为一种增材制造技术,使用计算机辅助设计软件CAD(Computer-aideddesign)设计三维模型,然后输入到3D打印机,选择好合适的材料后进行3D打印,通过层层叠加的方式来实现实体的构建[12-15]。在医疗领域,3D打印技术广泛运用于生物医学、临床医学和康复医学领域。与传统的加工方法相比,3D打印矫形器结合计算机辅助设计软件,可根据患者的受损部位及尺寸,精准加工,个性化定制,效果显著提高[16-19]。本研究利用CT扫描患者受损部分,通过医学建模软件重新构建、恢复、结合CAD和有限元分析软件,对踝足矫形器的力学结构模拟分析并和相应的材料相匹配[20-24],进行3D打印加工。通过三种不同结构的踝足矫形器设计,进行应力、应变及ANSYS-Workbench模块下不同材料的选择和分析,筛选出最合适的结构和最佳匹配的材料组合,并与传统的踝足矫形器进行比较。

2实验

2.1设备及相关软件

华硕FX95G笔记本电脑,处理器为Intel(R)Core(TM)i7-9750H,CPU主频为2.60GHz,内存8GB,Windows10旗舰版64位操作系统;IngenuityCT扫描仪(Philips公司,成都大学附属医院影像科提供);软件包括:医学图像三维重建软件Mimics21.(Materialise公司)、数字化CAD正向工程软件3-Matic13.0(Materialise公司)、计算机辅助设计软件UGNX10.0(Siemens公司)、有限元分析软件ANSYS17.0(ANSYS公司)。

2.2数据采集

选用1例成年男性志愿者,采用IngenuityCT扫描仪进行扫描,获得患者下肢CT数据,该数据在患者、医院都同意后进行采集。

2.3建模设计过程

踝足矫形器的建模过程以UG软件为主,医学建模软件Mimics、3-matic,有限元分析软件ANSYS为辅助。整体方案流程图见图1。

2.3.1医学建模

通过DICOM格式将扫描的患肢数据导入到Mimics21.0软件中,进行阈值划分,阈灰度值范围为-175~-3071,随后在Multiple SliceEdit命令和EditMasks命令进行对提取的患肢模型进行修补,再用SmoothMask进行光滑处理,最后使用CalculatePart命令计算患肢3D模型,如图2所示。进一步运用3-Matic软件进行表面光滑处理后,在Design模块下,设置模型厚度为5mm,以适用穿戴者有舒适空间。最后在Finish模块下的Trim命令将原模型去除,保存为Iges格式,以利于导入到UG软件。

2.3.2计算机辅助设计软件建模

通过UG进行踝足矫形器结构的改进和创新。图3(a)是传统的踝足矫形器,即小腿板和足踝矫形结构为一体。图3(b),(c)分别是在传统踝足矫形器基础上设计的两款非关节结构。这两种结构都是在踝足矫形器的脚后跟板和小腿板的连接处进行了修改。其中,图3(b)采取的是两侧固定类型,通过两侧的固定板和活动螺栓将小腿板固定在底部的足踝矫形器上。这种关节式连接结构具有机械可调节性,且让患者脚踝在步态期间具有上下移动脚踝的灵活性。而图3(c)采取的是后端固定类型,通过后部一个固定板和活动螺栓将小腿板固定在底部的足踝矫形器上。和图3(b)相比,这种设计后部被限定住,与传统结构相似,但脚踝在步态期间左右方向移动的灵活性较前面两种结构更佳。此外,后续两种结构都具有可拆卸性,使用起来整体随动性更好,可更好的帮助患者做后续康复训练,且小腿板可以和足踝矫形结构拆开,当患者不需要固定小腿板时,可拆卸便于携带,也更加舒适。但这些区别于传统结构的类关节结构可能会导致踝关节部位出现应力集中,容易出现弯曲、断裂等现象,在后续有限元分析中会进行测试并加以改善。

2.4有限元分析

2.4.1模型结构分析

通过ANSYS-Workbench模块,对图3三个结构模型进行静态力学分析。选择材料为聚乳酸(PLA),通过Geometry导入三种UG模型,在Model里进行静力学结构分析,如图4(a)所示。分析共采用35735个节点数,13565个单元数。施加应力取成年男性行走周期内矫形器所受压力最大值,分别为750和700N。力的固定面为脚底面。具体施加力的区域和固定面如图4(b)所示,在A面施加750N,B面施加700N,同时固定面为C,且B、C同面。有限元模拟分析应力、应变结果如图5所示,对应的变形量和应变量如表1所示。在材料相同,选择力相同的情况下,两种结构的活动型踝足矫形器的最大变形量和应变量都高于传统型踝足矫形器,最大变形量从0.54mm增加到0.99mm和2.78mm,最大应力从传统的2.73MPa增加到19.24MPa和35.15MPa。从计算结果可以看到,后固定型结构表现最差,所以后续考虑改进两侧固定结构。此外,较传统模式的矫形器,两种结构的活动型踝足矫形器使用可持续性欠佳。由于应力集中部分是可活动的铰链部分,因此,可以通过改进材料,提升抗应力,这样,活动型踝足矫形器不但结构稳定,而且使用灵活,更加舒适。

2.4.2材料优化

对于3D打印技术,材料的选择至关重要。踝足矫形器常用的材料有PLA、光敏树脂(ABS)、尼龙12(PA12)[25-26]。PLA生物优点是相容性较好,打印性能较佳,且价格便宜,缺点是化学性能差,抗冲击能力差且易碎[27];ABS具有良好热熔性和冲击强度,缺点是力学性能差,易裂且不环保[28];PA12柔韧性、延展性、耐久性好而缺点是加热温度高,更容易吸收湿空气且价格较前两种材料高[29],所以综合考虑本研究主体材料采用PLA进行打印。目前,被用来做3D打印矫形器的材料还有碳纤维(CFRP)和聚醚醚酮(PEEK)。它们有较高的弹性模量和拉伸性能[30],和其他三种材料相比,性能优异,但价格较高,所以本研究使用这两种材料替换两侧固定结构中的应力集中部分(即连接小腿板和脚后跟板的固定板部分),进行模拟分析,其中各种材料属性数据如表2所示[31]。

通过设计使用不同的材料,对传统型和两端固定型的矫形器进行力学模拟,其结果如表3所示。对于两端固定型踝足矫形器,在选择PLA的基础上,在应力集中的铰链部位进行材料的替换。通过改善应力集中区域部位,主要是在小腿板和下部足踝矫形器结构的固定板连接处,选择性能优异的PEEK和CFRP,来提高两侧固定结构踝足矫形器的力学性能,其结果见图6和表3。材料优化后,矫正器的最大应力和最大变形有很大地降低。其中,通过替换PEEK,最大变形降低了37.2%(从0.94到0.59mm),最大应力降低了85.8%(从19.42到2.74MPa),而采用CFRP替换,最大变形降低了60.6%(从0.99到0.37mm),最大应力降低了86%(从19.42到2.69MPa)。从材料的角度出发,可以证实这种类关节型踝足矫形器需要耐应力较强的材料,所以在主要应力集中的部位用性能极好的PEEK和CFRP进行替换后,整体踝足矫形器的性能得到了提升。从结构设计角度出发,活动型踝足矫形器具有可拆卸,携带方便,足踝的活动角度大的优点,更适合患者的康复治疗,且治疗效率更高。通过3D打印加工技术,可快速加工制备所需的矫形器设备,满足患者的临床需求。后续将进行3D打印精加工技术制备矫形器的研究。

3结论

通过个性化设计踝足矫形器的可行性方案的具体流程,设计了三种不同的踝足矫形器结构。通过计算机辅助设计和有限元力学性能分析明确,在选择同一种PLA材料时,传统结构的踝足矫形器更加持久耐用,而活动型的踝足矫形器,因应力主要集中在连接处的铰链位置,因此在表现较好的两侧固定结构通过改进材料,选择性能优异的PEEK和CFRP用于替换应力集中部位,使得两侧固定结构的踝足矫形器性能显著提高,达到了传统结构的性能。与传统的踝足矫形器相比,活动型踝足矫形器重量轻,透气性好,外表美观且可拆卸,使用灵活,方便携带,患者足踝的活动空间也更大。该设计为3D打印踝足矫形器提供了较好的理论基础。

参考文献:

[1]吴涛,黄志强,杨柳,等.基于3D打印踝足矫形器计算机辅助设计及有限元分析[J].材料科学与工程学报,2024,42(04):602-607.DOI:10.14136/j.cnki.issn1673-2812.2024.04.009.

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来源:人体模拟及其器械仿真解决方案
Workbench静力学断裂化学增材3-maticUG理论材料控制螺栓ANSYS
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首次发布时间:2024-11-08
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Class叶
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胸腰段血管瘤有限元模型建立及生物力学分析

摘 要:背景:关于胸椎段肿瘤生物力学方面的研究比较多,但是有关有限元分析胸腰段椎体血管瘤骨折风险的研究不多。目的:建立胸腰段椎体血管瘤有限元模型,分析其生物力学分布特点,评估脊椎血管瘤的骨折风险。方法:建立T12-L2椎体的正常椎体、血管瘤椎体(血管瘤占椎体松质骨比例分别为20%,40%,60%,80%)、骨水泥填充椎体三维有限元模型,并进行力学分析。分别予以600 N垂直静态压力下正常椎体、血管瘤椎体、骨水泥填充的椎体等效应力分布及特点。结果与结论:(1)建立了有效的T12-L2椎体有限元模型。在静态压力作用下3组模型L1椎体皮质骨应力传导无明显差异,应力最大部均出现在椎弓根基底部、关节突关节及峡部;(2)在骨皮质完整情况下,椎体血管瘤占椎体松质骨20%-40%时病变椎体与正常椎体应力分布无统计学差异;当比例为60%-80%时,病变椎体与正常椎体应力分布有统计学差异;(3)建立的胸腰段三维有限元模型具有可用性;生物力学实验显示,椎体皮质骨完整性、松质骨破坏比例是椎体血管瘤骨折风险关键因素。关键词:骨科植入物;脊柱植入物;有限元;椎体血管瘤;等效应力;国家自然科学基金;0引言Introduction椎体血管异常在临床上是一种常见的疾病,多为孤立性病变[1],但是对于其发病原因了解的并不多。有研究发现椎体血管异常的发病率约为10%,通常无明显症状,并可多年无症状或终生无发展,女性患者的发病率明显高于男性,而其中真正有症状的患者仅有0.9%-1.2%[2]。发病部位以胸椎最多,其余依次为腰椎、颈椎和骶椎[3]。患者多表现为神经根受压所导致的伴随症状,如慢性背痛或肌无力、尿便失禁等。一般情况下病情进展较缓慢,急性恶化的情况仅出现在少数病例。有相关学者把生物力学与有限元法运用了骨骼肌肉系统的重建研究中[4]。通过查找发现,目前尚无针对椎体血管异常有限元研究文献,作者希望通过研究能够回答,什么情况的血管瘤病变可致使椎体骨折,怎样的填充材质或固定方式可以带来更加好的预后。有限元分析法(finite element method,FEM)是一种工程学的数值分析方法,其基本原理是把一个由无数个质点组成的并有无限个自由度的连续体近似为由的有限个单元所组成的集 合体[5]。实验采用Dicom数据直接建模法对胸腰段椎体血管瘤进行有限元建模,同时依此模型进行生物力学实验,获得椎体血管瘤椎体应力分布情况,评估椎体血管瘤患者的骨折风险,探索胸腰段椎体血管瘤三维有限元模型的建模方法和有限元方法在胸腰段椎体血管瘤临床治疗中的应用前景。1 对象和方法Subjects and methods1.1设计有限元模型建立。1.2时间及地点2013年10月至2014年4月在新疆医科大学实验室完成。1.3 对象身体健康的成年女性志愿者,40岁,身高165 cm,体质量60 kg,无脊椎疾病及脊椎外伤,无骨质疏松及其他慢性病史。对实验方案了解同意并签署知情同意书书。详细查体及影像检查未见其他病变,其L1椎体血管瘤。1.4 实验方法1.4.1 有限元模型建立采用的是64排螺旋CT平行扫描,床进速度0.707 mm/s,扫描层厚0.625 mm,螺旋扫描参数为:120 k V,36 m A。将CT扫描的DICOM文件导入Mimics15.01软件中,形成蒙皮,通过光滑处理模块进行光滑处理,通过调整阈值,提取椎间盘轮廓,研究者手绘椎间盘大体模型。导入光滑处理软件中进行光滑处理,最终得到光滑后的椎间盘三维模型。前纵韧带、后纵韧带、棘上韧带的3D模型的建立依照上面方法生成。使用布尔操作命令生成1 mm厚的皮质骨和内部松质骨的椎体结构,同样得到包含纤维环和髓核的椎间盘结构,最后完成实体模型的建立。分别建立T12-L2节段正常、病变、骨水泥填充3种情况下的有限元模型,利用Meshing Tools中的volume划分工具对骨骼模型进行自动网格划分,局部实施网格细化,最后得到可以进行试验的有限元模型,其中每节段脊椎中的上下2个椎体设定为正常椎体,中间为病变椎体。有限元法可以有效地模拟临床手术行为和术后影响[6]。1.4.2 各种结构不同的属性材料参数分别赋予各种结构不同的属性材料参数(见表1)。1.4.3 静态生物力学实验病变椎体下方、双侧下关节面以及棘突下方予以固定。在已建立的T12-L2节段有限元模型椎体上表面放有密度均匀的3 mm厚的刚体,覆盖范围包括椎体及后部结构,在椎体及附件定义16个应力测量点(详见图1)。1.5 主要观察指标(1)检测给予600 N的垂直静态压力下病变椎体、正常椎体及经过骨水泥填充的椎体的等效应力分布及特点;(2)测量600 N垂直静态压力下病变椎体血管瘤占据椎体松质骨20%,40%,60%,80%时等效应力分布及特点。1.6 统计学分析将数据入SPSS 20.0统计软件,进行配对样本的t检验,检验标准P<0.05。2 结果Results2.1 建立胸腰椎的线性有限元模型建立了椎体线性有限元模型,包括T12,L1,L2三节脊椎及二个椎间盘,以及棘上韧带、前纵韧带、后纵韧带。T12-L2段包含433 204个节点和257 892个单元模型,分别赋予骨性结构、椎间盘、韧带线弹性材料属性(图2)。经静态加载的椎间盘载荷实验得到的数据结果和文献一致[3],证实模型的力学相似性较好。2.2 在600 N垂直应力下各部位应力分析结果结果发现在椎弓根及上下关节突处,压力明显升高(图3)。三组椎体应力配对检验结果(见表2):正常椎体与血管瘤椎体受力及正常椎体与骨水泥填充椎体均无统计学差异(P>0.05),而骨水泥填充的椎体与血管瘤椎体之间的受力差异有显著性意义(P<0.05)。可见在血管瘤占松质骨比例较小时15%时,在皮质骨完整情况时,3种椎体皮质骨的应力分布无明显异常。2.3 椎体血管瘤占椎体松质骨不同比例应力分析由表3可以看出,20%、40%松质骨缺损椎体与正常椎体间应力分布差异无显著性意义(P>0.05),而60%、80%松质骨缺损椎体与正常椎体间应力分布差异有显著性意义(P<0.05)。3 讨论Discussion三维有限元分析方法因为其克服了传统生物力学的缺点,所以在脊柱生物力学的研究中广泛应用[7]。其通过离散化的有限单元代替原有物体,结点连接单元,而力则通过结点传递,从而成为了椎体生物力学研究的常用工具之一。应用骨是一种人体中的结缔组织,有着支撑身体、保护内脏器官及维持姿势等作用,并且可以在肌肉的牵拉下完成各种活动[8]。Zauel等[9]首次利用有限元分析法,分析了单轴向压力作用对人体松质骨骨小梁所产生的形变情况。椎体血管瘤是临床上常见的椎体病变,有研究发现尸检率约为10%,较多发生于胸椎,但大多数胸椎血管瘤患者无症状,无需处理[10]。而其中0.9%-1.2%的血管瘤会出现膨胀生长,导致压迫神经组织,最终出现神经症状,需要手术治疗。随着近年来内固定技术的发展,后路植骨融合在临床应用中更为普遍[11]。病椎在MRI中T1上表现为中等或低信号而T2上则为高信号,在CT中则表现为骨小梁紊乱增粗,骨质稀疏[12]。MRI表现为椎体内T1、T2高信号,类似脂肪的改变,一般提示血管瘤不活跃[13]。无症状的患者随访观察即可,而对于严重的椎体血管瘤如果不及时的治疗则可能出现严重的后果[14]。大量文献报道,对于椎体血管瘤应行经皮椎体成形术用以稳定椎体,因为很多专家认为椎体血管瘤骨折风险远高于此[15],是考虑到椎体血管瘤可能造成的椎体压缩性骨折所带来的风险。而椎体血管瘤是否真的会导致骨折风险增加及哪种类型的血管瘤会增加骨折风险至今尚无明确定论。1975年,Liu首次报告了腰椎的三维有限元模型。Hakim和King模拟了腰椎后部结构特别是小关节的作用,进行了静力学和动力学分析。有专家通过建立胸腰段的有限元模型发现,髓核中心及后偏移是上下终板高应力的部位。Fei等[16]经过有限元建模并行生物力学实验证实:椎体皮质骨、终板、椎间盘分别承受43%、10%、13%的垂直应力。Su等[17]提出当强度在3 k N与5 k N之间时会存在不同的骨折风险,而当强度高于5 k N时是没有骨折风险的,在强度低于3 k N的时候骨折风险为100%。而本研究中在给予600 N的正常压力下,正常的椎体及病椎的应力值均低于此数值,而实验结果显示,此时椎体血管瘤仅占椎体松质骨的15%。椎间盘所受应力分布是不均的,各个椎体的前部所受的应力最大,而后部结构所受应力较小,椎体局部出现受力较大情况,尤以椎体相邻部位更为明显。在椎体应力分布上,Yan等[18]在椎体应力分布上采用挖空骨松质仅以外壳测量椎体轴向符合的办法已证实椎体骨密质可提供75%的椎体强度。相反,Erbulut等[19]则在胸腰椎标本中去掉骨皮质后检测松质骨的轴向负荷抗力,实验结果表明男性中皮质的负荷抵抗力为43.8%(29%-54%),而女性中则为35.2%(22%-44%)。Cao等[20]建立了有限元分析模型,分析结果标明34%的椎体压缩骨折发生在上终板或下终板附近,而63%的椎体压缩骨折发生在上下终板之间。王宇等[21]研究发现椎弓根螺钉各部分所承受的垂直应力远小于其他屈伸时所承受的应力。Crawford等[22]研究认为椎体屈曲强度对椎体骨折有之间影响,而椎体的前后径有对椎体的屈曲强度有影响。鲍春雨等[23]研究发现椎间盘内的应力不仅在前屈位大于后伸位并且有着自上而下增大的规律。Dall Ara等[24]通过非线性解剖特异的定量CT数据位依据建立的有限元分析模型,预测了体内椎体的力量。Oktenoglu等[25]的研究发现完整的的脊柱与加装稳定系统的脊柱在位移上没有差别。作者研究发现脊柱应力主要集中在终板中央,终板中央又是其结构的薄弱部位,如果持续的增加应力可能导致骨折的可能性增加,而临床上出现终板骨折的情况较多,并与上述文献相符。为了进一步研究椎体血管瘤造成骨松质破坏对椎体应力所造成的影响,作者实验中把有限元模型设置松质骨缺损,采用同心圆的形式设计了缺损分别为20%,40%,60%,80%,同时将缺损赋值后采用弹性模量及泊松比模拟出了病变占椎体松质骨20%,40%,60%,80%的情况,在不同比例的情况下完成静态加压600 N,检测其中16个点的应力变化,结果与正常椎体在相同压力下做比较分析后证实,病椎与正常椎体终板应力均未超越3.6 MPa,椎体血管瘤在骨皮质完情况下,椎体血管瘤占椎体松质骨20%-40%的时候,正常椎体与病椎承受应力大小是一致的。这与既往研究结果致[26]。椎体血管瘤在骨皮质完整情况下,椎体血管瘤占椎体松质骨60%-80%的时候,正常椎体与病椎所承受应力大小是不一致的,结果有统计学意义,这也进一步证明了在骨皮质完整时,椎体病变与椎体松质骨的比例与椎体骨折风险相关,同时也证实明了当松质骨缺损大于60%以上时,病椎的骨折风险较正常椎体大。而当上下终板有应力超越3.6 MPa,骨折风险也会增加。精确的诊断和正规的治疗计划对获得良好功能及较好远期疗效是很重要的[27]。胸腰段椎体血管瘤三维有限元模型能够较好的模拟胸腰椎血管瘤实际情况,可用于临床对胸腰椎血管瘤患者的生物力学分析,其结果可以指导制定胸腰椎血管瘤的治疗策略。有限元分析能够将复杂问题简单化,减少血管瘤骨折及术后并发症的发生,为胸椎血管瘤骨折的治疗提供新的科学依据。本研究结果显示:血管瘤对椎体的松质骨破坏比例及皮质骨是否完整是导致骨折的危险因素,由于椎体血管瘤很少发生在关节突及椎弓根,这些部位尚未考虑。有限元分析法仍需要较多的临床观察及术后的长期随访才能对胸椎血管瘤的发生发展过程提供参考。参考文献:[1]江仁兵,董磊,刘启震等.胸腰段血管瘤有限元模型建立及生物力学分析[J].中国组织工程研究,2017,21(11):1753-1757.免责说明:文章仅供交流学习,版权归原作者所有。如有涉及版权,请联系删除!来源:人体模拟及其器械仿真解决方案

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