摘要 目的 构建国人第95百分位具有真实解剖学结构的骨盆有限元模型,探究密质骨建模方式对真实骨盆整体生物力学响应的影响。方法 基于第95百分位男性志愿者骨盆医学影像数据,构建以六面体单元为主的具有真实髋骨密质骨厚度(REA-M)和2 mm均匀密质骨厚度(CON-M)骨盆有限元模型,采用仿真方法重构尸体试验加载工况,通过对比尸体试验结果和仿真结果验证模型的有效性,并探究两种模型在不同工况下的生物力学响应差异。结果 仿真结果表明,两种骨盆模型的整体力学响应与尸体试验结果存在较强相关性,且两种模型之间的力学响应差距多在8%之内,二者的相关性评分差值小于2%。结论 通过重构多个仿真试验验证了本文所建CON-M和REA-M两种骨盆模型的有效性,两种模型的生物力学响应有差异,但力学响应差异较小。从简化模型的角度,可以使用CON-M模型研究骨盆的生物力学响应。
关键词:
国人第95百分位骨盆有限元模型
高生物仿真度
仿真试验
密质骨厚度
生物力学响应
作为人体重要组成部分的骨盆是一个复杂的盆状结构,起到了支撑腹部脏器、传递上身负荷的关键作用 [1] 。骨盆严重损伤时可能会引起内部器官损伤、股骨头坏死、身体残疾等严重后果 [2] 。交通事故中行人与车辆的正面和侧面碰撞等是引起骨盆损伤的重要原因 [3] 。经过对1 014名骨盆受伤人员的统计研究发现,侧压、前后挤压导致骨折人数分别占71.2%、20.7% [4] 。因此,研究不同方向撞击导致的骨盆损伤对提高骨盆防护具有重要意义。
近年来,研究者主要通过有限元法分析骨盆在不同工况下的力学行为及损伤机制。Bouquet等 [5] 采用质量23.4 kg的撞击器以3～7 m/s速度横向冲击骨盆,测试其力学响应,并对骨盆的耐受性进行讨论。Guillemot等 [6] 对尸体骨盆样本进行准静态、动态的侧面冲击试验,获得骨盆接触力-时间通道,为骨盆有限元模型的有效性验证提供参考。王冬梅等 [7] 为探究髋部护具对骨盆生物力学响应的影响,构建人体股骨-骨盆复合体有限元模型,但并未进行有效性验证。雷建银等 [8] 构建站位骨盆有限元模型,通过模拟站立姿态下骨盆的受力情况验证了模型的有效性,但该研究未进行动态验证试验。陈吉清等 [9] 构建了国人第50百分位男性骨盆有限元模型,但其骶骨并未反映真实的生理结构。
迄今为止,国内外已建立的部分骨盆有限元模型的解剖学结构不完整,或仅通过单一试验验证模型的有效性,不一定能准确保证不同方向碰撞工况下骨盆有限元模型的有效性。同时,目前已构建的骨盆模型其密质骨厚度大多为均匀厚度,而有研究表明,髋骨的密质骨厚度范围为0.5～4 mm,不同位置密质骨厚度有所不同 [10] 。Ma等 [11] 探究了髋骨密质骨不同位置的厚度分布,其中,沿耻骨上支处厚度约为2.2 mm;髂骨和坐骨大切迹处接近3 mm;髋臼缘处约2.6 mm;髂骨翼、髂窝、髋臼杯、坐骨结节和耻骨结节处较薄,厚度为1 mm。鉴于已建立的部分模型未考虑真实骨盆中不同位置密质骨的厚度变化,本文构建更加详细、符合人体生物力学特征的高生物仿真度骨盆有限元模型,同时对模型赋予统一密质骨厚度和实际密质骨厚度,参考尸体试验,通过重构不同碰撞工况下仿真试验验证模型的有效性,探究密质骨建模方式不同对骨盆损伤生物力学响应的影响。
根据中国标准化研究院公布的我国第95百分位男性人体特征数据,选取身高1.8 m、体质量85 kg、臀宽0.32 m男性志愿者(国家标准第95百分位男性身高1.8 m,体质量88 kg,臀宽0.36 m)进行CT扫描。基于其骨盆CT医学影像数据(层厚0.5 mm,采集矩阵为512×512的mcs文件),利用Mimics软件通过阈值分割对骨盆几何进行重建和渲染,获得骨盆几何外形。对几何模型进行初步光滑后输入Geomagic软件中,根据解剖学知识,对几何模型进行修正和曲面片划分。曲面片划分后虽然可以在ANSA软件中通过Volume模块快速生成网格,但部分单元网格质量较差,计算时可能因出现负体积而终止计算。本文根据骨盆的几何特点在ANSA软件中划分Box,将Box表面与骨盆贴合,再生成六面体单元。 图1 (a)所示为构建的以六面体单元为主的骶骨有限元模型。
根据真实人体髋骨各部位的密质骨厚度分布 [11] ,建立REA-M骨盆有限元模型。该模型主要包括左右髋骨、承接腰椎压力的骶骨、肌肉、软骨、关节、器官和主要韧带[见 图1 (b)]。其中,厚度较大的组织,如松质骨、肌肉、部分软骨等都使用六面体单元构建;而厚度较小的组织,由于该方向的尺寸远远小于其他方向的尺寸,为避免厚度方向刚度太小而导致的计算结果误差增大,故密质骨和韧带都使用壳单元构建。模型各部位材料力学性能参数如 表1 所示。Majumder等 [12] 研究发现,骨盆密质骨厚度在2 mm时,与真实骨盆具有相同的生物力学响应,但其测试工况单一,未能代表所有工况下骨盆的生物力学响应。为探究其余工况下2 mm均匀密度骨厚度的骨盆有限元模型与真实骨盆的生物力学响应差异,本文同时建立了2 mm均匀厚度密质骨骨盆有限元模型(CON-M),对其真实性进行综合验证。
1 . 2 . 1 骨盆侧面冲击试验 参考Guillemot等 [6] 骨盆侧面冲击试验进行仿真试验设置。其中,骨盆两侧的髂前上棘之间的连线垂直于水平面,靠近水平面一侧的髋骨被放置于金属盒中,金属盒的高度与水平面到坐骨结节外缘的垂直高度一致,将部分髋骨与金属盒固定,在对侧的髋臼窝内放置一个适当尺寸的金属球模拟股骨头,使用质量为3.68 kg冲击器以4 m/s速度竖直撞击金属球[见 图2 (a)]。
1 . 2 . 2 骨盆前后侧横向冲击试验 Salzar等 [13] 探究了骨盆撞击位置对骨盆载荷传递的影响。参考尸体试验,本试验中仅保留骨盆有限元模型中的骨骼和韧带,定义前侧为髋臼、后侧为髂骨翼、骨盆两侧的髂前上棘连线为竖直方向,删除髂前上棘和坐骨大切迹中线区域的单元达到分离前后侧载荷的目的,骨盆前后侧分别构建夹具及模拟测压元件的刚性板。撞击髋臼窝的冲击器头部为球形,用以模拟股骨头的形状,撞击髂骨翼处的冲击器头部为板状,用于模拟车门入侵对髂骨翼处的冲击,二者的质量均为76.6 kg,其初始速度为2.35 m/s,限制冲击器仅能在竖直方向移动,测压元件仅在前后方向自由移动[见 图2 (b)]。
1 . 2 . 3 骨盆轴向动态加载试验 Tse等 [14] 探究了骨盆受到轴向冲击时的生物力学响应,试验中剖离了骨盆中的软骨和主要韧带。参考尸体试验,使用质量为12 kg固定装置模拟垂直加载时上半身的质量及惯性,盆腔内填充2.7 kg凝胶来模拟腹部质量和惯性。骨盆放置角度由竖直方向与骨盆前平面(即与两侧的髂前上脊和耻骨联合前表面重合的平面)之间的角度定义,将骨盆模型调整到直立坐姿,将其预压缩在铝板上,铝板仅在竖直方向移动,撞锤以2 m/s速度竖直向上冲击铝板[见 图2 (c)]。
1 . 2 . 4 骶髂关节载荷 - 位移试验 Miller等 [15] 进行了骶髂关节的载荷-位移试验。参考尸体试验,首先将两侧的髂骨翼部分固定,保证骶骨和骶髂关节不受约束,骶骨中心(骶骨中心被定义为位于正中矢状面,位于腰椎S1上终板下缘和腰椎S2上终板的中间位置,从侧面观察时处于耳状骶髂关节面SI的前后缘中间)在不同部位(包括前、后和上)分别施加294 N恒定载荷,有限元模型的骶骨中心在S1上终板中心下28.12 mm,后11.12 mm[见 图2 (d)]。
将各工况下仿真数据与对应的尸体试验数据进行对比,通过观察二者峰值的差异及曲线变化趋势是否相同可以证明所构建骨盆有限元模型的有效性。Gehre等 [16] 提出可以使用客观评级工具Correlation and Analysis(CORA)定量评估仿真模型的有效性,通过计算仿真数据和尸体试验数据的皮尔逊相关系数可以得到其CORA评分,CORA评分越接近1,说明二者的相关程度越高,关系越紧密 [17] 。根据各个工况的尸体试验数据和计算得到的仿真试验数据,所有曲线均以0.1 ms间隔(横轴)取点,并将所提取数据点提取到表格中,利用SPSS软件中的双变量相关性模块,计算得到仿真试验数据与尸体试验数据均值的CORA评分(见 表2 )。
由骨盆侧面冲击试验骨盆与金属球的接触力-时间曲线可知,在仿真试验中骨盆没有发生骨折,尸体试验中也没有骨盆骨折[见 图3 (a)]。且由 表2 中骨盆侧面冲击试验的CORA评分可知,REA-M模型的接触力曲线与尸体试验数据吻合度较高,CON-M模型的接触力略大于REA-M模型,峰值高6.2%。通过von Mises应力预测骨盆各处的损伤风险,REA-M模型的应力集中区域主要位于两侧耻骨支、坐骨结节和被撞侧髋臼窝处,而CON-M模型被撞侧弓状线处出现应力集中[见 图3 (b)]。
图3 侧面冲击试验骨盆接触力曲线及von Mises应力云图
由髋臼受到横向冲击时髋臼处的压缩力曲线可知,两种模型的生物力学响应趋势相似,但CON-M模型髋臼处的压缩力大于REA-M模型。由骨盆前后侧受到横向冲击时髂骨翼处的压缩力响应可知,REA-M和CON-M模型的生物力学响应趋势相似,且二者受到的压缩力基本相同。使用CORA评分客观评判骨盆前侧横向冲击试验发现,相关性评分均在0.86以上,但骨盆后侧横向冲击工况中,其CORA评分并不高,骨盆髂翼处较薄,容易造成骨折,对于力的传递更加敏感,导致试验数据误差增大,各尸体试验曲线之间的趋势并不明显,曲线的波峰数量不一致,且达到峰值的时刻也不尽相同,使得骨盆后侧横向冲击工况中两种模型的CORA评分都不高。总的来说,CON-M与REA-M模型的生物力学响应具有相似趋势,但CON-M模型的压缩力峰值均略高于REA-M模型(见 图4 )。
由骨盆轴向动态加载试验接触力-时间曲线可知,REA-M和CON-M模型达到峰值的时刻均为11.3 ms,与尸体试验达到峰值的时刻基本一致,两种模型的CORA得分均在0.91以上,表现出了极强的相关性(见 图5 )。与其余工况一致的是,CON-M模型的生物力学响应总体趋势虽然与REA-M模型的相似,但由于髋骨不同位置的密质骨厚度不同,使得CON-M模型的接触力峰值略高于REA-M模型。
本文发现,两侧髂骨翼局部约束工况下,施加前部和上部载荷时,REA-M模型的位移略低于尸体试验,施加后部载荷时的位移响应与尸体试验几乎没有差异(见 表3 )。根据 表2 可知,其CORA评分达到了0.9,与尸体试验数据存在极强的相关性。由于骶骨和髂骨之间存在配合关系,且CON-M模型髂骨翼处的密质骨较厚,故在施加前部和上部载荷时,CON-M模型的骶骨中心位移更小,说明髋骨密质骨厚度变化会影响骶髂关节的生物力学响应。
目前我国已建立的骨盆有限元模型解剖学结构不完整,或仅通过单一试验验证模型的有效性,不一定能准确保证不同方向碰撞工况下骨盆有限元模型的有效性。同时,已建立的骨盆有限元模型其密质骨大多为均匀厚度,不一定能准确反映真实骨盆的生物力学响应。本研究基于符合国家标准的第95百分位男性人体特征的志愿者骨盆CT医学影像数据,构建了以六面体单元为主,具有真实髋骨密质骨厚度的REA-M模型和均匀密质骨厚度的CON-M模型,通过重构多个尸体试验验证了两种模型的有效性。
仿真试验数据表明,本文所构建的两种骨盆有限元模型在不同方向碰撞工况下的生物力学响应存在微小的差异,由于CON-M模型总质量比REA-M模型大1.9%,在骨盆侧面碰撞工况中,CON-M模型的接触力略大于REA-M模型,且二者von Mises应力分布显示,在髋骨密质骨厚度的影响下,CON-M模型被撞侧的弓状线处出现应力集中,两种模型相同位置的应力也略有不同。在骨盆前后侧横向冲击试验中,两种模型撞击不同位置时载荷传递的路径及压缩力也存在差异,CON-M模型髋臼受到冲击时,髋臼处的压缩力与REA-M模型的相差较大,而髂骨翼处的压缩力基本没有差别,能够说明髋骨密质骨厚度的变化会影响骨盆的生物力学响应。因此,在研究骨盆生物力学响应时,应尽量构建与实际密质骨厚度一致的有限元模型。
虽然两种模型在多个试验工况中的生物力学响应有所差异,但两者均表现出极其相似的生物力学响应,且两种模型的生物力学响应差异较小。在骨盆侧面冲击试验中,CON-M模型的接触力峰值比REA-M模型高6.2%;骨盆前后侧横向冲击试验中,多数工况中二者的接触力差距均小于5%;骨盆轴向动态加载试验和骶髂关节载荷-位移试验中,两个模型的接触力差距均小于4%。总体来说,由于密质骨厚度不同,使得各工况中CON-M模型的力学响应均略大于REA-M模型。但从 表2 各工况仿真结果相关性统计可以看出,两个模型与尸体试验的相关性得分差距均小于2%。由于根据实际密质骨厚度构建骨盆模型相对复杂,因此,从简化模型构建的角度出发,可以使用CON-M模型研究骨盆的生物力学响应。
(1) 本文基于真实人体CT医学影像数据,构建了以六面体单元为主的具有真实密质骨厚度的REA-M模型和具有统一髋骨密质骨厚度的CON-M模型,并通过重构多个骨盆仿真试验验证了所构建的两个模型的有效性。
(2) 多个骨盆试验工况下的仿真数据表明,骨盆模型中密质骨厚度会对骨盆的损伤生物力学响应产生影响。但通过对比两种模型的仿真试验数据可以发现,CON-M与REA-M模型的生物力学响应差距较小。从简化模型的角度,在实际应用中可以使用CON-M模型研究骨盆的生物力学响应。
作者贡献声明： 崔世海负责试验设计,数据整理与分析,论文撰写与修订;陈威佐负责模型构建,仿真分析,初稿写作;李海岩负责论文构思,提供技术支持,论文修订;贺丽娟负责数据整理,项目统筹;吕文乐负责仿真分析,论文校对。
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贺丽娟 1,2
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吕文乐 1,2
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