【正文】 內(nèi)外的醫(yī)學領(lǐng)域都得到了很良好的發(fā)展，在骨外科的愈合及矯正方面有著很高的地位。 1948 年英國的 Charnley 論證了應(yīng)用外固定對膝關(guān)節(jié)融合后進行加壓固定，這種加壓固定的方法可以使骨折愈合的時間較之前加快二到三倍，在這之后全世界普遍認同并采用加壓治療骨折，同時這也是世界上首先對骨外固定這一方法進行的理論闡述。 三維空間外固定器的研究和應(yīng)用現(xiàn)狀 外固定器治療骨折的這一療法最早是由法國的 Malgaigne(1853 年 )發(fā)明的，他設(shè)計了爪型外固定器，這一裝置可使髕骨骨折復位，同時可以對骨頭進行加壓固定。三維空間外固定器是用于骨科微創(chuàng)矯正肢體先天和創(chuàng)傷后畸形的醫(yī)用設(shè)備，可在三維空間同時矯正肢體的成角、長短，位移和旋轉(zhuǎn)畸形一步到位，也能將殘余的畸形二次矯正到位。本文通過 查閱相關(guān)的中外文獻，了解三維空間外固定器的應(yīng)用背景、研究現(xiàn)狀及其發(fā)展趨勢，擬定三維空間外固定器的結(jié)構(gòu)設(shè)計方案并進行總體設(shè)計，模擬臨床對三維空間外固定器進行位置反解求解，并利用 Adams 軟件進行運動學仿真，對設(shè)計的三維 空間外固定器利用 ANSYS 軟件 進行力學分析。三維空間外固定器通過固定針將骨骼與外固定架固定，通過調(diào)節(jié)外固定架的位姿來調(diào)整骨骼的位姿，把骨骼調(diào)整到有利于恢 復的位置，從而完成對骨骼的正畸、愈合等治療。 外固定是外置接骨術(shù)（ external osteosynthesis）的同義詞。 外固定器現(xiàn)多應(yīng)用于較為嚴重的骨折、骨骼的畸形矯正等的治療，現(xiàn)還在骨骼的延長技術(shù)中扮演著重要的角色，在一些利用傳統(tǒng)的骨傷固定方法不適的病癥的應(yīng)用中有非常良好的前景。 1938 年瑞士 Hoffmann 所用的外固定器在外固定器發(fā)展的歷史上具有里程碑的意義，他使用的外固 定器已經(jīng)可以進行對各種變形矯正和延長短縮骨骼的功能。在1970 年，意大利的 設(shè)計出一種單邊、簡便、具有伸縮作用的動態(tài)外固定架及其骨折動態(tài)的外固定理念，在世界范圍得到推廣 [2]。例如吳建強、黃昌 林通過設(shè)計及臨床實踐，針對于畸形骨干的矯正，研制了一款半環(huán)平面可調(diào)式外固定架 [4]，主要應(yīng)用于下肢長管狀骨的骨折及畸形矯正。環(huán)式外固定器 [5]是通過棒或關(guān)節(jié)部位相連的整環(huán)或半環(huán)構(gòu)成。此外，還有一種被稱為三角式的外固定器 [5]，這是一種以單平面雙側(cè)外固定器 為基礎(chǔ)，將固定針和連接桿連接在骨頭的矢狀面上，是一種介于針式與環(huán)式的第三種外固定器。固定針是用來連接外固定裝置與骨骼的，主要有無 螺紋光滑針、中間螺紋針或尖螺紋 (Schanz 針 )等，最近學界對輕基磷灰石 (HA)涂層的固定針的研究較多。由于骨在不同的生長期需要不同的應(yīng)力刺激 ，智能化外固定器可以采取在骨愈合的不同階段，控制不同的應(yīng)力來保證骨生長在合適的力學環(huán)境中。此外，對于外固定器上的檢測，國外也曾有過利用熒光鏡檢測的論述 [11]。在近些年的研究中，機械振動與人骨骼的生長并未與空間固定器有機的結(jié)合，這也是未來研究需要去探索的。論文完成外固定器的 機構(gòu)位置反解 分析及 力學 分析 。 此外，在這一章中，本課題還需要對泰勒空間外固定器與伊里扎洛夫空間外固定器進行對比，并對泰勒空間外固定器進行較為詳細的闡述。泰勒空間骨外固定支架是由六個可 伸縮的套桿連接著兩個圓環(huán)組成。而正是由于構(gòu)型的 不同，為了保證完成骨骼的治療，人們通常需要大量的實驗與臨床經(jīng)驗，才能設(shè)計出適合目標骨骼治療的具體框架構(gòu)型。 泰勒空間固定支架是由六根可以伸縮的支撐桿連接兩端的兩個環(huán)組成，而支撐桿與固定環(huán)之間是一種可以調(diào)節(jié)的非垂直狀態(tài)。在固定中，四桿的伸縮較為方便，不需要過度計算機的輔助。然而，泰勒支架的價格也較Illizarov 固定架高出許多，故對與泰勒架的普及有一定的限制 [15]。脛骨位于小腿的內(nèi)側(cè) [2021]，在運動中承力較多 ,可承受 12561685kg/cm2 的壓力強度 [22]。 想要獲得脛骨模型，本課題首先需要用 CT 掃描設(shè)備 對成人脛骨進行掃描。利用這些影像，軟件可以建立 3D 模型進行編輯，自編輯完成后，軟件可以輸出 許多文件格式，如 通用的 STL 格式、 SLC 格式、 IGES 格式以及 DXF 等格式，這些格式可以保證用戶在不同的軟件之間進行相當規(guī)模數(shù)據(jù)的轉(zhuǎn)換處理工作。通過設(shè)置閾值，本課題就可以建立病人脛骨的蒙罩（ mask）。 Geomagic Studio 軟件屬于一款自動化逆向工程軟件，這款軟件可以為客戶定制設(shè)備，完成即定即造的生產(chǎn)模式，保證客戶大批量生產(chǎn)，以及為原始零部件的掃描模擬自動重造。在點云階段，本課題需要去除點云模型中多余的 噪聲點、體外孤點以及斷開組件連接點，進行表面曲率采樣，選擇邊界并生成多邊形階段；在多邊形階段，本課題需要去除進過點云計算后多余的部分，利用簡化命令調(diào)整多邊形數(shù)量，然后對孔進行填充，進行網(wǎng)格醫(yī)生網(wǎng)格檢測并進行釘狀物及光滑處理，在脛骨所有外表面均由三角形縫合后可進入精確曲面構(gòu)建；在曲面階段，探測并編輯輪廓線，構(gòu)造并修改曲面片，經(jīng)河北工業(yè)大學 20xx 屆本科畢業(yè)論文 10 過擬合曲面后可以生成最終的脛骨處理模型，將該模型以 IGES 格式導出。 將 Geomagic Studio 12 中所生成的 IGES 格式導入到 中，可以得到脛骨所包絡(luò)的曲面，并在軟件 中生成片體。在這一章中，本課題主要應(yīng)用三維建模軟件 對泰勒空間外固定器進行建模裝 配，應(yīng)用 CT掃描設(shè)備對成人患者的河北工業(yè)大學 20xx 屆本科畢業(yè)論文 13 脛骨進行掃描，并導入到醫(yī)學交互軟件 Mimics 中進行醫(yī)學處理以及圖像處理，生成點云模型，這之后將點云模型導入到逆向工程軟件 Geomagic Studio 12 中進行處理，經(jīng)過點云階段、三角形階段并最終生成曲面，將曲面以 IGES 的格式輸出。通過對泰勒空間外固定器與伊里扎洛夫空間外固定器的對比，本課題較為細致的了解了這兩個固定器之間的關(guān)系，了解了它們之間的相同之處與各自的特點，對骨外固定器有了較為詳細的認知。在運動學仿真中，本次本課題主要側(cè)重于 Stewart機構(gòu)位置反解的仿真。 Stewart 分為上、下兩個平臺。 Stewart 機構(gòu)的自由度 Stewart 機構(gòu)共具有六個自由度，可以完成三個方向的平移以及三個方向的角度翻轉(zhuǎn)，其自由度 可用空間自由度計算公式 [29]： KPzW 1?? ??? （ 31） 式中， W 為機構(gòu)的自由度數(shù)； Pz 為該機構(gòu)所有運動副的自由度之和； ? 為各個運動副的多余自由度數(shù)； 1? 為約束條件數(shù)； K 為封閉環(huán)數(shù)。 圖 31 Stewart 平臺 Stewart 平臺的引入使得泰勒支架對于畸形 以及斷骨的治療有了更好的通用性。齊河北工業(yè)大學 20xx 屆本科畢業(yè)論文 15 次變換的方法是眾多空間機構(gòu)的運動學分析方法中較為直觀且容易推倒的的，Paul在 1972年將齊次矩陣應(yīng)用于計算之中，從此該方法便得到了廣泛的應(yīng)用 [30]。 39。iiOa O a? (33) 其中 T 為變換矩陣，而動坐標系的坐標 39。 39。39。39。假設(shè)動平臺的第一次變換矩陣為 T0，就是最終在對動平臺做位姿變換之前的變換矩陣。 MATLAB 應(yīng)用非常廣泛 ,主要應(yīng)用于數(shù)據(jù)可視化、算法開發(fā)以及數(shù)據(jù)分析等。 MATLAB 軟件非常擅長繪制函數(shù)和數(shù)據(jù)、矩陣運算以及對于算法的實現(xiàn)。經(jīng)過驗證，變換矩陣的推導完全正確。 圖 33 MATLAB 計算程序 圖 34 測量模型 河北工業(yè)大學 20xx 屆本科畢業(yè)論文 19 圖 35 測量結(jié)果 Stewart 機 構(gòu)的運動學仿真 Adams 軟件介紹及操作過程 Adams 軟件是現(xiàn)在在機械工程中機構(gòu)仿真的主要軟件之一，可以提供日常所常用的運動學仿真及動力學仿真。之后在 Adams/View 軟件中本課題需要刪除導入模型中多余的零件以保證模型完整且唯一，不會在之后的仿真運行中產(chǎn)生問題。 對于運動學反解的推導，本文的 節(jié)已經(jīng)有了非常詳細的公 式推導以及計算過程，在這里本課題就不在做詳細的推導。 河北工業(yè)大學 20xx 屆本科畢業(yè)論文 21 圖 37 MATLAB 程序計算 Stewart 機構(gòu)的運動學反解（ 1） 在圖 37本課題可以得出桿 1到桿 6的桿長： 表 31 桿的總長度（ 1） 桿名稱 L1 L2 L3 L4 L5 L6 桿長度 (mm) 然后本課題為 Adams/View 軟件中的 Stewart 模型添加驅(qū)動，即為 Stewart模型的動平臺中心添加點驅(qū)動，并設(shè)置這個點驅(qū)動分別繞 X軸、 Y 軸、 Z軸旋轉(zhuǎn)21/s ，即這個點驅(qū)動分別繞 X 軸、 Y軸、 Z 軸轉(zhuǎn)動的角加速度為 21/s ，并讓這個點驅(qū)動運動 4 秒，即分別繞 X 軸、 Y 軸、 Z軸旋轉(zhuǎn) 8 。 通過觀察圖 37 Adams/View 軟件所繪制的桿長變化曲線，本課題發(fā)現(xiàn)在這次運動過程中，桿 桿 桿 6的桿長變化是逐漸減小的，桿 3 與桿 4的桿長變化是逐漸增加的，桿 5的桿長幾乎保持不變。同時，本課題還觀察到，桿的速度變化曲線與桿的加速度變化曲線也有一些與人們?nèi)粘ＵJ知中有所出入的地方。而速度的變化更是如此。 接下來本課題設(shè)置這個點驅(qū)動分別沿 X 軸、 Y 軸、 Z軸移動，令動平臺在原來位姿的基礎(chǔ)上向 X 軸、 Y軸、 Z軸方向分別移動 21/mms ，并讓這個點驅(qū)動運動4 秒，即分別向 X軸、 Y 軸、 Z軸平移 8mm。由于本課題這兩次的仿真均用同一個模型進行仿真，故誤差的所有的原因也大致相同，主要是由于本課題在為模型添加運動副和驅(qū)動以及測量的過程中，本課題選擇的 marker 點可能與理論上選擇的點有較為細微的偏差，而同樣的這些偏差對本次的運動仿真沒 有構(gòu)成實質(zhì)的影響。那么這一現(xiàn)象與之前分別繞 X軸、 Y 軸、 Z 軸旋轉(zhuǎn)的仿真結(jié)果不同。 本課題可以通過提取附錄 B中的另一組數(shù)據(jù)在 Adams/View軟件中進行仿真，本課題提取第五組數(shù)據(jù)。 Stewart 機構(gòu)的運動學正解仿真 Stewart機構(gòu)的運動學正解主要是指本課題已經(jīng)確定了 Stewart機構(gòu)中六個桿的桿長，想要知道 Stewart 機構(gòu)的動平臺相對于靜平臺的位置，六個桿的桿長為已知量，而動平臺的位置參數(shù)則為未知量。本課題假設(shè)動平臺沿著 X 軸方向移動 10mm，沿著 Y 軸方向移動 10mm，沿著 Z 軸方向移動 30mm，通過程序計算出的桿的伸長量可見表 33。對于本課題所設(shè)計 的 Stewart 機構(gòu)，它的桿長范圍為 170255mm，運動副的旋轉(zhuǎn)角度約為 0 180? 兩桿之間的距離要大于13mm。在第二節(jié)中，本課題對 Stewart 機構(gòu)的自由度進行了詳細的分析，利用公式并進行了計算。本次本課題主要側(cè)重于 Stewart 機構(gòu)位置反解的仿真。 4 三維空間外固定器系統(tǒng)力學仿真 引言 本章中，本課題需要利用 ANSYS 軟件對三維空間外固定器系統(tǒng)進行力學仿真。 ANSYS 軟件介紹 ANSYS 軟件的分析范圍涵蓋非常廣泛，它能夠進行包括結(jié)構(gòu)力學、電磁學、流體力學、熱學以及耦合場等多學科的分析研究。 三維空間外固定器系統(tǒng)裝配的前處理 本課題已經(jīng)將三維空間外固定器的實體建模以及與脛骨的裝配導入到三維造型軟件 SolidWorks 中，將 SolidWorks與 ANSYS Workbench 軟件進行掛載之后，本課題就可以把三維空間外固定器系統(tǒng)的裝配體導入到 ANSYS Workbench 之中。 ANSYS Workbench 為操作者提供了六種連接方式，分別是固定連接、不分離連接、無摩擦連接、粗糙連接、有摩擦連接以及動摩擦連接。人體骨骼分為皮質(zhì)骨與松質(zhì)骨，它們的力學特性本是不相同的。 2350MPa[31]。本課題使用自動劃分網(wǎng)格的方式對 三維空間外固定器系統(tǒng)裝配模型進行網(wǎng)格劃分，同時對于一些細節(jié)特征及特殊要求的地方，操作者還可以重新調(diào)整網(wǎng)格的劃分。首先將裝入三維空間外固定器的脛骨切成兩段，并設(shè)置斷面的連接為不分離接觸（ No Separation）。等效應(yīng)力最大點在第二環(huán)與支撐半針的的四棱立柱交界處，而等效應(yīng)力最小值在第三環(huán)與孔針座連接處。同時，本課題也要在三維空間外固定器的第一個環(huán)的上頂面加入大小為 100N 的力，并將第三個環(huán)的下底面固定。圖46 是完整骨模型的等效彈性應(yīng)變圖。從數(shù)值對比上，斷骨模型的變化范圍要比完整骨變化范圍廣，這說明斷骨模型較完整骨模型結(jié)構(gòu)不穩(wěn)定，與實際相同，這也說明了本課題仿真的正確性。 圖 48 人骨靜力學仿真等效應(yīng)力圖 河北工業(yè)大學 20xx 屆本科畢業(yè)論文 38 圖 49 人骨靜力學仿真等效彈性應(yīng)變圖 圖 410 人骨靜力學仿真總變形圖 從 圖 4圖 4圖 410 可以得出，人骨靜力學仿真等效應(yīng)力的最大值在第三環(huán)半針與脛骨連接處，最小值在第一環(huán)與全針連接處；人骨靜力學仿真等效彈性應(yīng)變的最大值在第二環(huán)半針與脛骨交界處，最小值在第一環(huán)與全針連接處，但與等效應(yīng)力最小值不在同一點；人骨靜力學仿真總變形的最大值在第一環(huán)的邊緣，最小值在第一環(huán)的上全針與脛骨的連接處。 在對三維空間外固定器系統(tǒng)做諧波響應(yīng)分析仿真中，本課題針選用了完整骨情況進行仿真。本課題在這里需要計算出本三維空間外固定器系統(tǒng)從一階到六階的固有