股骨有限元模型構(gòu)建及鈍力性損傷研究

汪浩+陳彩鳳+仲梁維

摘 要：對(duì)股骨進(jìn)行多層螺旋CT掃描，利用Mimics軟件將CT醫(yī)學(xué)影像數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)化為有效的股骨有限元模型。將模型在Workbench顯示動(dòng)力學(xué)Ls-Dyna模塊中進(jìn)行網(wǎng)格劃分、材料賦值及其它前處理，用碰撞物以不同的速度對(duì)其正面不同位置進(jìn)行模擬打擊，得到股骨被撞擊結(jié)果，從而為不同股骨骨折受傷源頭提供依據(jù)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，碰撞物的速度不同、被撞擊的位置不同，骨折發(fā)生時(shí)間和位置也不一樣。

關(guān)鍵詞：股骨有限元；CT掃描；顯示動(dòng)力學(xué)

DOIDOI：10.11907/rjdk.171231

中圖分類(lèi)號(hào)：TP319

文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼：A 文章編號(hào)：1672-7800（2017）007-0137-03

0 引言

鈍力性損傷主要包括運(yùn)動(dòng)的制傷物作用于相對(duì)靜止的人體和運(yùn)動(dòng)的人體撞擊靜止的物體，同類(lèi)型鈍力性損傷程度和形態(tài)是推斷暴力來(lái)源和致傷特征分析的主要依據(jù)。隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)的發(fā)展，有限元方法和CT掃描技術(shù)結(jié)合應(yīng)用在生物工程學(xué)上，以解決一些人體損傷的問(wèn)題[1]。利用軟件建立和人體類(lèi)似的三維模型，用鈍性物體以不同的速度對(duì)人體不同位置進(jìn)行撞擊，分析應(yīng)力、應(yīng)變、位移、速度、加速度等應(yīng)力響應(yīng)參數(shù)變化，為鈍力性損傷鑒定提供依據(jù)[2]。本文擬用鋼管以不同的速度撞擊股骨的不同位置，得到股骨在不同條件下各時(shí)間點(diǎn)的應(yīng)力、應(yīng)變和位移情況，為相關(guān)問(wèn)題研究提供參考。

1 有限元模型創(chuàng)建及研究

1.1 有限元模型創(chuàng)建

利用CT機(jī)及AW圖像后處理工作站對(duì)尸體股骨頭上方至膝關(guān)節(jié)處進(jìn)行掃描，將掃描得到的數(shù)據(jù)導(dǎo)入Mimics中，利用閾值分割工具將股骨和股骨中段的軟組織提取出來(lái)，然后使用蒙罩編輯和區(qū)域增長(zhǎng)等工具分離出股骨和軟組織，之后用填充工具將空洞填充和修補(bǔ)，將提取出來(lái)的蒙罩三維重建，得到股骨及其中段軟組織的三維模型。

1.2 研究方法

根據(jù)相關(guān)文獻(xiàn)和實(shí)驗(yàn)得到的數(shù)據(jù)，將股骨簡(jiǎn)化為與應(yīng)變率無(wú)關(guān)的塑性材料模型，密度ρ=1 990kg/m3，彈性模量E=14 635MPa，泊松比μ=0.343 5，屈服應(yīng)力δs=133MPa，切線模量1 024MPa。失效準(zhǔn)則采用最大主應(yīng)變準(zhǔn)則[3]，包括它的拉伸閾值（εTmax=0.073）和壓縮閾值（εCmax=0.010 4）。中段軟組織采用Mooney-Rivlin材料模型建立，材料相關(guān)屬性[4]如下：密度ρ=3 600kg/m3，兩個(gè)Mooney-Rivlin常數(shù)為C01=4.1、C10=0.41。碰撞的鋼管材料采用常見(jiàn)的結(jié)構(gòu)鋼，密度ρ=7 850kg/m3，彈性模量E=200 000MPa，泊松比μ=0.3，體積模量K=166 670MPa，剪切模量G=76 923MPa。

因?yàn)槭悄M股骨被鈍物撞擊，涉及到瞬態(tài)、大應(yīng)變、大型變、材料的破壞、材料的完全失效或伴隨復(fù)雜接觸的結(jié)構(gòu)問(wèn)題，所以通過(guò)Ansys顯示動(dòng)力學(xué)求解。Ansys顯示動(dòng)力學(xué)分析模塊包括Explicit Dynamics、ANSYS AUTODYN及Workbench 16.0的Ls-Dyna。

Ls-Dyna是世界上最著名的通用顯式非線性有限元分析程序，能夠模擬真實(shí)世界的各種復(fù)雜問(wèn)題，特別適合求解各種二維、三維非線性結(jié)構(gòu)碰撞、金屬成型等非線性動(dòng)力沖擊問(wèn)題，它以Lagrange算法為主，兼有ALE和Euler算法；以顯式求解為主，兼有隱式求解功能；以非線性動(dòng)力分析為主，兼有靜力分析功能（如動(dòng)力分析前的預(yù)應(yīng)力計(jì)算和薄板沖壓成型后的回彈計(jì)算），是通用的結(jié)構(gòu)分析非線性有限元程序[5]，操作和結(jié)果查看都十分快捷，本文采用Ls-Dyna模塊進(jìn)行股骨模擬碰撞[6]。

為了模擬人體股骨受打擊情況，給股骨模型上端施加一個(gè)垂直的力，考慮人體情況，擬添加一個(gè)250N的壓力，股骨的下端固定，用直徑為40mm、壁厚為5mm、長(zhǎng)度為1.5m的結(jié)構(gòu)鋼鋼管正面打擊，分別以20m/s、10m/s的速度去撞擊股骨模型中段，然后以10m/s的速度撞擊股骨模型靠近膝關(guān)節(jié)的位置，用Workbench計(jì)算股骨和鋼管的應(yīng)力變化云圖，得到股骨的von mises應(yīng)力變化表和股骨在不同時(shí)間點(diǎn)的應(yīng)變、形變情況[7]，得到股骨中段被鋼管以不同速度撞擊和股骨中段、下段被相同速度撞擊的生物力學(xué)響應(yīng)，從而判斷股骨骨折情況，為司法鑒定中已知股骨的受傷情況來(lái)反推受傷源頭提供一定的科學(xué)依據(jù)。

2 分析過(guò)程及結(jié)果

2.1 添加材料

使用Worbench16.0進(jìn)行分析。打開(kāi)Workbench16.0，啟動(dòng)Ls-Dyna模塊。在Engineering Data中選擇新建一種材料，這種材料用于股骨的各項(xiàng)彈塑性材料模型。在Tool Box中依次選擇密度、各項(xiàng)同性彈塑性材料、雙線性各項(xiàng)同性硬化和主要的應(yīng)變失效，密度中填入1 990kg/m3，彈性模量和泊松比分別為14 635MPa和0.343 5，體積模量和剪切模量分別為15 586MPa和5 446.6MPa，屈服強(qiáng)度和切線模量分別為133MPa和1 024MPa，在主要應(yīng)變失效中將拉伸閾值和壓縮閾值分別設(shè)置為0.073和0.010 4。然后再新建一種Mooney-Rivlin材料模型用于股骨中段的軟組織[8]，密度設(shè)置為3 600kg/m3，在超彈性的材料屬性中選擇兩個(gè)Mooney-Rivlin常數(shù)選項(xiàng)，在C01和C10中填入4.1和0.41。

2.2 導(dǎo)入模型，劃分網(wǎng)格

導(dǎo)入已經(jīng)建好的股骨和鋼管模型。因?yàn)槭菑?fù)雜曲面，首先需要對(duì)模型表面的復(fù)雜曲面進(jìn)行化簡(jiǎn)，將短小細(xì)線進(jìn)行拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)上的簡(jiǎn)化；其次對(duì)各面進(jìn)行段數(shù)控制，控制網(wǎng)格大小，在完成面網(wǎng)格劃分之后再進(jìn)行體網(wǎng)格劃分。

2.3 分析前處理

添加股骨、股骨中段軟組織還有鋼管材料，股骨上端施加300N的力，下端固定，撞擊終止時(shí)間0.01s。endprint

2.4 結(jié)果

當(dāng)鋼管以速度20m/s撞擊股骨中段時(shí)，得到撞擊股骨的von mises等效應(yīng)力、時(shí)間變化曲線如圖1所示。

由von mises等效應(yīng)力變化曲線可知，在時(shí)間為0.5ms時(shí)的von mises等效應(yīng)力就已經(jīng)超過(guò)了股骨的屈服極限133MPa，這時(shí)股骨已經(jīng)進(jìn)入塑性階段，該時(shí)間的應(yīng)力云圖如圖2所示。

由圖2可以發(fā)現(xiàn)，在這個(gè)時(shí)刻股骨靠近膝關(guān)節(jié)部分受到的應(yīng)力最大，為137.51GPa，超過(guò)了股骨的屈服極限，此處最易發(fā)生骨折。求解此時(shí)股骨總位移量，得到股骨位移云圖如圖3所示。

在0.5ms時(shí)，股骨被撞擊的中間段總位移量最大，達(dá)到了5.4445mm，伸長(zhǎng)比為1.09%，還未達(dá)到股骨的最大伸長(zhǎng)比1.41%[9]，所以這時(shí)該位置還未拉斷。

現(xiàn)在將撞擊速度改為10m/s，得到撞擊最后股骨的von mises等效應(yīng)力、時(shí)間變化曲線如圖4所示。

當(dāng)撞擊時(shí)間為1.5ms時(shí)，得到股骨von mises等效應(yīng)力云圖和位移云圖如圖5、圖6所示。

由圖5、圖6可知，在1.5ms時(shí)股骨的von mises最大等效應(yīng)力在股骨兩端，為137.09MPa，超過(guò)了股骨的屈服極限，而此刻的最大位移發(fā)生在股骨中段，為7.4217mm，伸長(zhǎng)比為1.48%，已經(jīng)超過(guò)了股骨的最大伸長(zhǎng)比1.41%，所以這時(shí)股骨的中段和兩端都易發(fā)生骨折現(xiàn)象。

撞擊速度依然為10m/s，現(xiàn)在用鋼管去撞擊股骨靠近膝關(guān)節(jié)的位置，得到撞擊最后股骨的von mises等效應(yīng)力、時(shí)間變化曲線如圖7所示。

當(dāng)撞擊時(shí)間為0.5ms時(shí)，股骨von mises的等效應(yīng)力云圖和位移云圖如圖8、圖9所示。

由圖8、圖9可知，在0.5ms時(shí)，股骨膝關(guān)節(jié)位置的von mises等效應(yīng)力最大，為156.93MPa，超過(guò)了股骨的屈服極限，此刻的最大位移發(fā)生在鋼管和股骨的碰撞位置，為2.3522mm，伸長(zhǎng)比為0.47%，還未達(dá)到股骨的最大伸長(zhǎng)比1.41%。

當(dāng)股骨中段受到鋼管20m/s的高速正面撞擊時(shí)，在0.5ms時(shí)股骨兩端的von mises等效應(yīng)力就已經(jīng)超過(guò)股骨屈服極限，而股骨被撞擊位置的伸長(zhǎng)比還未達(dá)到股骨的極限伸長(zhǎng)比，所以只有股骨兩端發(fā)生了骨折；當(dāng)股骨中段受到鋼管10m/s的低速正面撞擊時(shí)，在1.5ms時(shí)股骨兩端的von mises等效應(yīng)力超過(guò)了股骨的屈服極限，而被撞擊位置的伸長(zhǎng)比也超過(guò)了股骨的極限伸長(zhǎng)比，所以股骨兩端和被撞擊位置都發(fā)生了骨折；當(dāng)股骨靠近膝關(guān)節(jié)的位置受到鋼管10m/s的低速正面撞擊時(shí)，在0.5ms時(shí)膝關(guān)節(jié)位置的von mises等效應(yīng)力超過(guò)了股骨的屈服極限，而股骨被撞擊位置的伸長(zhǎng)比還未達(dá)到股骨的極限伸長(zhǎng)比，所以只有股骨的膝關(guān)節(jié)位置發(fā)生骨折。

股骨被撞擊的骨折情況和撞擊物的速度、撞擊位置都有關(guān)系。當(dāng)撞擊物以高速撞擊股骨中段時(shí)，骨折發(fā)生得快，而且骨折位置主要集中在股骨兩端；當(dāng)撞擊物以低速撞擊股骨中段時(shí)，骨折發(fā)生得慢，而且在股骨兩端和中間會(huì)發(fā)生骨折； 當(dāng)撞擊物以低速撞擊股骨靠近膝關(guān)節(jié)位置時(shí)，骨折發(fā)生得快，而且骨折位置集中在膝關(guān)節(jié)位置。

3 結(jié)語(yǔ)

本研究對(duì)股骨和其它關(guān)節(jié)部位只做了簡(jiǎn)單固定，而人體骨骼是非線性、粘彈性以及非連續(xù)的材料[10]，在有限元建模中，受到軟件材料庫(kù)的限制，只能簡(jiǎn)化為各項(xiàng)同性彈塑性材料和Mooney-Rivlin材料。

本文通過(guò)CT掃描圖像和Mimics軟件制作出股骨的有限元模型，并進(jìn)行了損傷生物力學(xué)分析，可從股骨的骨折情況大概推算出撞擊物的速度、撞擊位置等，為司法鑒定提供依據(jù)。

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