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    股骨有限元模型構(gòu)建及鈍力性損傷研究

    2017-09-05 19:23:01汪浩陳彩鳳仲梁維
    軟件導(dǎo)刊 2017年7期
    關(guān)鍵詞:CT掃描

    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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