一、数字模拟辅助铸造钛关节和植入物的技术（论文文献综述）
吴先哲[1]（2021）在《骨科植入用多孔钽激光3D打印成形工艺及生物力学性能研究》文中研究表明在骨科医学诊疗中,个性化精准诊疗的需求日益旺盛。3D打印技术和现代医学影像技术的发展,为此提供了一个绝佳的解决方案。本论文针对激光3D打印（SLM）个性化多孔钽的设计制造需求,深入研究了SLM打印金属钽的优化工艺,以此为基础应用Euler-Bernoulli梁理论研究建立了多孔体相对密度与弹性模量之间理论的函数关系,并用有限元法在ABAQUS软件中进行了模拟修正。研究了基于理论等刚度条件下,变截面梁模型与对应等截面梁模型几何参数的换算关系。选取典型的孔结构设计参数,打印系列多孔结构试样,并检测了其力学属性参数。对比了理论数学模型,研究了样件相对密度与弹性模量之间的内在关系。最后针对复杂的髋关节翻修手术病例,根据人体生物力学、临床手术要求,用有限元法优化植入假体的设计结构。在确保假体结构安全的前提下优化轻量化结构,探索性提出了变密度的假体设计方法,为多孔钽假体临床植入应用奠定了研究基础。本论文主要研究工作及成果是:（1）针对具有耐高温（熔点为2996℃）、高密度（16.65 g/cm3）的金属钽粉,对SLM工艺中激光功率、扫描速度、铺粉层厚、扫描间距等4个关键工艺参数进行了系统的研究优化,探究了激光功率密度与成形试样质量的内在关系。研究表明SLM成形钽粉材料过程中,实际作用激光功率小于300w时,可有效降低样件组织内部裂纹的产生概率。试样致密度随着激光能量密度的升高而增高,但过高的激光能量密度也会引起打印缺陷。激光功率密度在800J/mm3左右,样件的微观缺陷较少,SLM打印致密钽样件的相对密度可达到98%,能够达到工业化制造金属钽的静力学性能,可以打印设计直径是0.25mm以上的圆柱结构。（2）本论文研究了变截面梁菱形十二面体的几何特性,确定其主要结构设计参数为长径比（β）,孔径（d）以及变径比（τ）。为了保证设计的多孔结构的几何特性,在菱形十二面体的节点处,融合圆柱最小高（g）与小梁名义直径D1的比值α应为?2?2。当β趋近于?2时,多孔体相对密度的理论极限值约为0.5984。根据Euler-Bernoulli梁理论,研究得出了变截面梁菱形十二面体单胞结构在相互垂直的两个方向弹性模量的函数模型,理论弹性模量与孔结构的β和τ直接相关。用有限元法在ABAQUS软件中对函数模型进行了模拟修正,得出单胞变截面梁菱形十二面体孔结构理论等效弹性模量的修正系数为0.76,而多胞结构的弹性模量减小并不明显。当基体材料属性（钽,185.7Gpa）和变径比τ确定时,理论上多孔体相对密度与等效弹性模量之间符合指数函数关系。（3）应用Euler梁理论推导了圆形等截面菱形十二面体的理论力学模型。研究表明等截面梁模型弹性模量也与孔结构的长径比直接相关。基于理论计算,得出了等刚度条件下变截面梁模型与等截面梁模型几何参数的换算关系。选取典型孔结构设计参数,SLM打印成形了系列多孔钽试样,其实测弹性模量在1.82Gpa-5.15Gpa之间,接近人骨的力学性能。发现由于SLM工艺局限,多孔样件表面形貌粗糙,样件与理论设计模型偏差较大。样件弹性模量的实测值随样件的相对密度增大而增大,且呈线性增长趋势。（4）针对复杂的髋关节翻修手术病例,运用本文研究的多孔体力学属性成果,根据人体生物力学的要求,找到了优化的假体设计方案。按照假体应力分布,提出了“框架式”的变密度多孔结构假体设计方案。用有限元法对等效变密度模型受载进行了仿真模拟。在确保结构安全性的前提下,设计的变密度假体理论上减少质量25%,为多孔钽假体临床植入应用奠定了研究基础。
刘玮玮[2]（2018）在《磷酸钙基骨修复材料的仿生制备及其3D打印的研究》文中研究指明磷酸钙骨水泥由于优良的生物相容性、骨传导与骨诱导性,可作为骨修复材料。传统方法合成的磷酸钙（CaP）粉末虽然成分与自然骨组成大体相同,但缺少自然骨的有机成分,因此仿生制备CaP引起广泛关注。三维（3D）打印是研究与商业领域热点之一,在骨修复领域主要的研究和应用方向是采用3D打印技术个性化定制精细结构的骨修复植入物,但是3D打印对打印“墨水”的注射性与凝固性要求较高,而现有研究的CaP打印“墨水”的可打印性较差,无法满足3D打印CaP的要求。利用机械活化法对仿生制备的CaP粉末行机械活化处理,其原理是固体颗粒物质在机械力的作用下,改变晶体结构及固体颗粒的物化性能,并产生裂纹与各种缺陷,从而提高其注射性和反应活性。因此,本论文通过仿生制备CaP粉末,采用机械活化,结合3D打印技术,研制可打印的仿生CaP打印“墨水”。（文中粉末或支架简写:Gel在DCPD（二水磷酸氢钙）或CaP前表示在固相中加入,Gel在CaP后表示在固化液中加入,M表示机械活化）采用磷酸氢二铵与四水硝酸钙为原料,以明胶（Gelatin,Gel）为有机模板,湿法合成仿生二水磷酸氢钙-明胶（Gel-DCPD）粉末。采用磷酸钙骨水泥Biocement D的配方,制备Gel-CaP粉末,机械活化（乙醇溶液湿磨）后得Gel-MCaP粉末。配制明胶水溶液作为固化液,以不同的固液比调制成3D打印“墨水”。利用X射线衍射仪（XRD）、傅立叶红外光谱分析仪（FTIR）、热重分析仪（TGA）、万能力学试验机与Gilmore双针法分别表征仿生Gel-DCPD、Gel-CaP粉末和CaP支架的性能;四组支架（MCaP-RO、MCaP-2.4%Gel、60%Gel-MCaP-RO与60%Gel-MCaP-2%Gel）放置模拟体液中进行体外降解实验,研究四种仿生CaP支架的水化动力学和体外降解机理;研究粉末的不同粒径对CaP“墨水”打印性的影响;将不同粒径的3D打印仿生60%Gel-CaP支架与人骨肉瘤细胞（MG-63）共培养,评价3D打印不同粒径60%Gel-CaP-2%Gel支架对MG-63细胞生长的影响。仿生制备CaP粉末的XRD结果表明,明胶的加入未改变DCPD的物相组成;红外图谱结果表明明胶的羟基与羧基和DCPD中的Ca2+发生化学键合;TGA结果表明60%Gel-DCPD中明胶的含量仅为13 wt.%,经过核算60%Gel-CaP粉末中明胶的含量为3.3 wt.%;CaP粉末机械活化时间10 h后的粒径基本趋于稳定,为2.2±0.4μm;明胶作为固化液可明显提高CaP浆料的注射性,缩短凝固时间,但降低CaP支架的抗压强度。综上研制出满足3D打印CaP“墨水”的配方:机械活化10 h后60%Gel-CaP粉末为固相,2 wt.%明胶的水溶液为固化液,固液比为0.7 g/m L,其浆料的注射率为86.0±3.0%,抗压强度为2.1±0.1 MPa。并利用3D打印机打印出九宫格图形（边长为30 mm,小方格边长为5 mm）,该配方可作为3D打印“墨水”。水化动力学与降解实验研究表明,在固相中加入明胶的CaP粉末（60%Gel-MCaP-RO与60%Gel-MCaP-2%Gel支架）水化过程中更易向羟基磷灰石转化,且没有产生中间产物磷酸八钙。通过拟合计算得出四种支架的水化动力学原理:前期由水分子扩散控制,后期由粉末表面溶解控制。四种仿生CaP支架降解的pH值呈先上升后下降,其失重损失与孔隙率均持续上升,而抗压强度则不断降低。不同粒径对60%Gel-MCaP-2%Gel+10%CA（柠檬酸,Citric acid）的3D打印性的研究结果表明,粒径越小,越有利于浆料的注射,机械活化10 h后浆料的注射率可达93.0±3.1%。XRD研究结果表明3D打印支架的衍射峰强度较传统模具成型支架的衍射峰强度强,衍射峰较尖锐。通过3D打印成型的60%Gel-MCaP支架的抗压强度较模具成型的低,孔隙率较模具成型的高。3D打印支架断面的微观形貌显示支架的孔隙率随粒径降低而下降。3D打印不同粒径支架的表面轮廓形貌表明机械活化0、10与16 h的支架表面较粗糙,而机械活化2 h的支架表面形貌较其余三个支架的表面平整与光滑。采用机械活化10 h的60%Gel-MCaP-2%Gel浆料进行3D打印（针头内径750μm,流速为0.003 mL/s）,打印出尺寸长宽高为（3890）?46?88 mm,内部结构为空心的腓骨小头。细胞学研究结果表明,通过研究细胞增殖性可见MG-63细胞的增殖与培养时间呈正相关。机械活化10与16 h后的支架更有利于细胞的生长与增殖,其余两组支架有显着性差异;共培养3D打印CaP支架旁边的细胞生长状态良好,铺展较均匀,且随培养时间的延长,细胞数量增多;3D打印支架与MG-63细胞共培养3 d后,通过荧光显微镜照片与SEM观察发现细胞在支架表面粘附和铺展。本论文研究和优化了CaP粉末的制备方法,显着提高了CaP浆料的注射性,研制出了具有可3D打印的生物“墨水”,具有潜在的应用前景。
赵志辉[3]（2016）在《人工椎体非融合技术的实现及其有限元分析》文中研究指明目的:（1）在框架式人工椎体的基础上,通过对其结构进行改进,实现脊柱功能单位的万向运动、减震功能,即实现人工椎体的非融合技术。（2）通过逆向工程技术,应用计算机软件建立非融合技术人工椎体置换的三维有限元模型,并进行有限元力学分析,检测非融合技术人工椎体的生物力学合理性。方法:（1）采集成年健康志愿者腰椎负重及非负重位X线片,在侧位X线片上测量腰椎间盘的高度,以及椎体节段的高度、椎体的前后径;在正位X线片上测量椎体横径。依据测量所得数据,对既往的框架式人工椎体进行空间结构的设计改进。经过反复改进及测试,最终选择6080邵氏硬度的硅胶作为人工椎间盘的替代物,来实现脊柱功能单位的万向运动、减震功能,并把硅胶间盘与上下托板、立柱的连接方式设计为“镶嵌式”。根据椎体大小的不同,将间盘、立柱、托板设计为大小不同的规格。（2）采集成年健康志愿者胸腰段椎体CT图像数据。将采集所得的CT图像数据以DICOM格式,直接导入Mimics软件。应用Mimics软件强大的图像处理功能,对椎体组织进行提取,通过填充、去除噪点对胸11、胸12及腰1椎体进行处理,然后计算其相应的三维模型,在Mimics中对三维模型优化后,以point cloud模式保存为“*.txt”格式。然后将其导入Geomagic Studio软件,进行模型成体处理。首先,在点云阶段进行处理,通过去除无关点、噪音,以及统一采样处理,然后进行封装,即利用三角形面片将点云连接起来。其次,在多边形阶段用网格医生删除高度折射边、自相交边、非流行边等,利用填充功能将模型填充好,利用松弛和砂纸两个功能对模型进行简化处理后,再对模型进行曲面化处理,生成NURBS屈面,并通过松弛屈面片和编辑曲面片,将三维模型进一步优化。最后,通过拟合操作生成椎体的三维实体模型,以IGES格式导出并保存。在Proe/Engineer软件中,对生成的胸11、腰1椎体三维模型与设计的非融合技术人工椎体进行组装,即建立非融合技术人工椎体置换的三维实体模型。依“*.stp”导入到Ansys Workbench软件,通过其前处理模块建立非融合技术人工椎体置换的三维有限元模型。约束模型的腰1椎体底部,设置垂直正压载荷500N、800N,施加于胸11椎体顶面。结果:（1）非融合技术人工椎体由两件托板、两件硅胶间盘、一件立柱等部分组成。托板为圆形,椎管侧弧形凹陷,与人椎体终板匹配,中间为椭圆形突起,侧方为突起的侧块,侧块大小2×2cm,其上设计两处锁定螺钉孔,在将非融合技术人工椎体植入人体后,侧块安装螺钉起到早期、临时固定作用。根据人椎体直径数据,按直径大小不同,将非融合技术人工椎体托板设计为15型号。硅胶厚度为5mm,设计为两端“镶嵌式”结构,按照托板相应直径亦有15型号大小不同之分。立柱的两端与托板结构相类似,中间圆柱体的直径为12mm,每一直径型号的托板均对应高度为2040mm不等的5种型号立柱。（2）通过逆向工程技术建立胸11、胸12、腰1椎体实体模型。在Proe/Engineer软件下建立胸12椎体置换的三维实体模型。应用Ansys Workbench的前处理模块建立非融合技术人工椎体置换的三维有限元模型。在分别加载500N、800N正压载荷时,硅胶间盘的最大应力集中在中部及后侧边缘,置换模型的最大应力集中在上托板的后侧,变形最大发生在后侧边缘。结论:（1）对框架式人工椎体进行改进,应用6080邵氏硬度的硅胶作为间盘,通过镶嵌式固定,与钛合金所制的终板及立柱能够组装成一套完整的非融合技术人工椎体。其在空间结构上能够起到填充、支撑的作用,在运动功能上能够实现脊柱的万向运动及减震功能。（2）应用工程技术的原理和现代计算机技术,能够实现对非融合技术人工椎体置换的三维有限元模型的建立。在正压加载下,硅胶间盘及假体变形、应力变化情况与正常生理间盘、椎体接近。
沈宏飞[4]（2016）在《多孔钛合金及其微弧氧化膜层性能研究》文中研究指明多孔钛及钛合金广泛应用于人体承力部位的骨组织修复和替换,一方面钛合金本身具有优异的生物相容性、低密度和高强度等特点;另一方面其多孔结构使植入体的弹性模量与骨组织更匹配,多孔结构有利于养分的输送,生物组织的长入,愈合时间的缩短等等。近年来具有表面活化处理的新型生物医用多孔钛材料,成为骨修复和替代材料的研究热点。但如何获得孔隙可控,表面活性优异的多孔钛,还有待于深入研究。本文采用粉末冶金法制备出力学性能与骨匹配的多孔钛、多孔钛锡铌合金,并对多孔钛做微弧氧化表面活化处理,对其制备工艺、力学性能及生物活性进行了研究。利用扫描电子显微镜（SEM）,X射线衍射仪（XRD）以及万能材料试验机对其表面形貌、孔径分布、化学成分、组织结构及力学性能进行了分析表征,并利用模拟体液浸泡方法进行了表面诱导磷灰石沉积能力的测试。研究结果表明,多孔纯钛烧结体的主要组成相为α-Ti,随着造孔剂含量的增加,多孔钛烧结体的孔隙率增大。开孔隙率可在6.9%65.7%之间进行调控,且其孔隙率越高,平均孔径也越大。多孔钛的抗压强度随开孔隙率的增大而降低,由501558 MPa可调。当造孔剂含量在30%50%时,所得制品弹性模量在4.19.4 GPa,与人体骨弹性模量（2.320GPa）相近。为提高多孔钛的表面活性,对多孔纯钛进行微弧氧化处理,在多孔钛试样表面分别制备了TiO2和Zn-Ti O2活性膜层。研究了脉冲电压对氧化膜层表面形貌、物相组成、元素含量和分布的影响。结果表明,多孔钛表面形成了多孔氧化膜,随着脉冲电压的增大,膜层上的孔洞数量减少,但是孔径增大,膜层厚度也增大,基体中金红石相含量增多,且表面微裂纹越明显。电解液中Ca、P元素及Zn元素在膜层中均匀分布。模拟体液浸泡试验显示,经过微弧氧化处理的试样表面获得更多的磷灰石相沉积,说明微弧氧化具有较好的活化效果。为了增强高孔隙率多孔钛的力学性能和生物相容性,采用具有良好相容性的锡粉、铌粉以及钛粉为原料,制备了高孔隙率多孔钛锡铌合金。当造孔剂碳酸氢铵的质量分数为50%时,多孔烧结体的开孔隙率为70%;铌元素含量对多孔钛合金的力学性能有着显着的影响,当铌含量达到7%时,多孔钛合金的压缩强度由无铌的3.5 MPa迅速上升到30.8 MPa,且合金元素均匀地分布在钛基体上.
郑文祥[5]（2013）在《基于MEM工艺的增材制造支架修复喉软骨缺损研究》文中研究说明创伤、疾病或畸形等常使喉支架软骨破坏或被迫切除，但由于喉软骨缺乏再生能力，病损后难以自身修复，必须利用其它组织或替代材料进行修复与重建。目前多利用自体组织或同种异体组织进行修复，但都存在种种问题，组织工程技术的出现和发展启迪了人们在修复喉软骨损伤重建方面的新思路。支架作为组织工程技术的三要素之一，其性能的优劣是是否能够恢复喉正常生理功能的关键。增材制造（AM）的出现为喉软骨支架的制备提供了新途径，本文对比了目前几种比较流行的增材制造技术，最终选择熔融挤压增材制造（MEM）作为制备喉软骨支架的方法。熔融挤压增材制造不仅具备了所有增材制造工艺的共有特点，并且其利用熔融状态下材料自身的粘结性逐层堆积成型的独特过程，是增材制造工艺中发展最快的工艺之一。本文利用三维医学重构软件（Mimics）以及修复软件（Magics）基于喉部CT图像数据设计出了个性化喉软骨的三维模型。为了得到完整的喉，而不是各部分独立的喉软骨，提出了对喉的各部分软骨以及连接各软骨之间的韧带同时进行建模的方案。根据组织工程对支架材料的要求以及MEM工艺对材料的要求，对材料进行了比较和筛选，最终确定具有良好生物相容性和组织相容性，并且具有良好的机械性能的聚氨酯（PU）材料作为制备喉软骨支架的材料。本文在恢复MEM-300-II型熔融挤压增材制造设备的基础上，还对其送料机构进行了适当的改进，设计出了适合聚氨酯颗粒的漏斗式推杆送料机构，解决了送料不均匀以及出丝不连续等一系列问题。在成型过程中，送料速度与喷头挤出速度相匹配是支架成型的关键，因此，本文还对对其成型工艺，包括送料速度、喷头螺杆转速、成型室温度以及喷头温度等进行了研究与分析。最后，将所建立出来的喉软骨三维模型输入MEM-300-II型熔融挤压增材制造设备中成型，得到喉软骨支架。喉软骨修复植入物对力学性能要求比较高，因此，本文还参考了丙烯酸骨水泥力学性能测试的ASTMF451-99a标准对所得到的喉软骨支架进行了压缩力学性能测试，并且为了后续研究的需要，对支架进行了表面改性，并观察了改性后其亲水性能的变化。
马国强[6]（2011）在《基于快速原型技术的下颌骨修复手术指导方案研究》文中研究指明基于快速原型技术的下颌骨修复手术指导方案研究,是以现代快速原型技术为依托和制造工具,以CT扫描与图像数据处理技术为手段,以生物力学分析为验证,复合而成的综合性课题。CT图像处理与三维重建技术的发展,可以方便、快捷的重建具有复杂、不规则外形的下颌骨的三维模型。借助点云数据处理技术,实现三维模型的修复与优化。然后用有限元方法进行验证,如果结果合理,则可以根据相关STL文件制造对应的个性化三维模型。以模型为依据,演练手术过程,制定手术规划,提高手术效率与成功率,减轻病人痛苦。所以本课题具有较强的实用价值。课题采用患者人体下颌骨CT扫描数据,研究完整的下颌骨三模重建、修复与优化技术,安全、高效的实现下颌骨生物板的坚强内固定。本文的研究工作主要包括以下几个方面：（1）研究CT图像处理技术及基于CT扫描数据的复杂三维模型重建技术。通过阈值选择、区域增长、蒙罩编辑等技术手段,尝试从人体头骨模型中快速、准确的分离出下颌骨模型。（2）研究基于点云数据处理的下颌骨修复、装配与优化技术。提取人体自体腓骨并建立模型,以STL文件格式导入下颌骨模型,对其进行修复；应用坚强内固定技术,建立生物板模型,以STL文件格式导入下颌骨模型,对下颌骨缺损部外形拟合。并以Magics为技术支持,尝试进行螺钉孔的仿真与优化。（3）探讨下颌骨有限元建模与分析的方法。由于下颌骨外形复杂且不规则,因此研究利用专属工具进行复杂的面网格划分,体网格转换技术。分析并确定有限元边界条件、受力加载等问题,保证建模的合理与正确。完成对缺损下颌骨、修复下颌骨、单侧咀嚼下颌骨有限元分析,对各模型的应力、变形进行归纳总结,验证模型合理性。（4）模型制造与手术应用。模型经过有限元验证合理,可以进行模型的制造,对手术进行指导。确定模型前处理,制造以及模型后处理过程。分析模型摆放、切片等快速原型加工过程中的工艺参数,比较了不同加工参数对材料成本、加工时间、成型精度等的影响。模型制造成功,可以指导实际手术。
吴文征[7]（2011）在《基于快速原型制造技术的人体缺损下颌骨重建及生物力学分析研究》文中提出随着科学技术的快速发展,先进制造技术正朝着高精度、高速度、高效率以及复合材料加工的方向发展。具有诸多优点的快速原型制造技术是20世纪80年代发展起来的一种新兴的先进制造技术,它是最近20年来世界制造技术领域的一次重大突破。快速原型制造技术是机械工程、计算机技术、数控技术以及材料科学等技术的集成。由于快速原型制造技术的特殊成型原理,使得该技术非常适合制造结构复杂的生物医学模型,如人体的下颌骨等。计算机建模与仿真已经成为21世纪制造业发展的重要技术,为人体下颌骨的生物力学仿真分析等提供了重要手段。如何利用现有技术有效地进行人体下颌骨在实际咬合中的生物力学分析,来达到提高手术精度、缩短手术时间、优化手术方案、减轻患者痛苦的目的,已经成为下颌骨生物力学仿真分析亟待解决的问题。本课题在相关项目基金的资助下,进行了先进制造技术与生物医学工程的交叉学科研究,通过采用快速原型制造和计算机建模与仿真技术对基于快速原型制造技术的人体缺损下颌骨重建及生物力学分析的若干关键技术进行了建模、仿真分析和临床实验研究,为其结构优化、临床手术方案的规划和设计提供重要参考依据。达到了提高手术精度、优化手术方案、缩短手术时间、减轻患者痛苦的目的,具有很大的研究价值、意义和一定的先进性、前沿性,全文的主要研究内容如下：（1）论述课题的研究背景以及国内外发展现状,分析课题研究的必要性和意义；综述快速原型技术在生物医学领域应用的发展现状；介绍计算机建模与有限元生物力学仿真技术在国内外的发展状况；论证基于快速原型制造技术的人体缺损下颌骨重建及生物力学分析交叉学科研究的必要性和前沿性。（2）采用基于逆向工程的三维CT重建技术,针对中国医科大学口腔医院的临床病例存在下颌骨肿瘤手术前缺少患者三维模型导致对患者病症处了解不充分等问题,研究螺旋CT的DCIOM格式数据与PC机之间数据的传输。完成从人体下颌骨二维CT数据到下颌骨三维数字模型的重建过程。完成缺损下颌骨的虚拟重建和种植体的建模。达到术前准确诊断患者病情、优化手术方案的目的。（3）采用面向特定患者的个性化多平台协作建模技术,针对传统下颌骨重建手术植入钛板的标准化、不匹配等问题,研究针对特定患者的下颌骨钛板个性化建模方法,建立下颌骨钛板的个性化模型,达到优化设计个性化钛板3D模型的目的。并针对钛板在使用过程中的疲劳损坏问题,对钛板进行疲劳仿真分析,优化钛板结构,从而达到提高钛板使用寿命的目的。（4）采用基于逆向工程CT数据的人体下颌骨FEA建模方法,研究建立患者原始下颌骨、切除肿瘤后的重建下颌骨以及植入种植体下颌骨的FEA模型的方法。并基于此模型采用骨生物力学和有限元集成的仿真技术,进行多种下颌骨模型在不同载荷情况下的生物力学分析,达到优化牙种植体设计方案、提高手术精度、降低手术风险的目的。（5）采用多喷快速原型制造和个性化设计辅助下颌骨重建技术,针对传统下颌骨重建钛板的统一化、塑形时间长、术后存在并发症等问题,研究制造下颌骨RP模型及个性化植入钛板的方法,术前设计并制造出下颌骨的RP模型以及个性化的下颌骨植入钛板,解决了在手术过程中花费数小时进行下颌骨钛板塑形的问题,达到了缩短手术时间、提高手术成功率、减轻病人痛苦的目的。（6）针对中国医科大学口腔医院实际临床病例中的传统下颌骨重建手术时间长、风险高、患者遭受较大痛苦等问题,将课题的研究成果RP技术应用到临床实验中,通过临床验证并对比分析5例典型病例,应用RP技术在下颌骨重建手术中可以缩短约2小时的手术时间,同时可以提高颌骨修复质量和手术精度,减轻患者痛苦,降低手术风险等。术后3个月移植骨段对位愈合良好,患者张闭口运动、语言和吞咽功能正常,临床实际效用明显。
本刊学术部[8]（2010）在《CRTER杂志“计算机辅助外科”栏目关于“计算机辅助技术与植入物”的热点选题》文中提出○快速成型个体化导航模板辅助胸椎椎弓根螺钉置入可行性研究○基于逆向工程与快速成型的假体设计和制造○基于逆向工程的个性化人工关节三维CAD数模的建立
王婧[9]（2007）在《人工关节个体化定制设计应用研究》文中研究表明在人工髋关节置换中,置换重建的成功与否不仅取决于外科手术,更主要受假体设计的影响。假体的几何形状和材料性质决定着假体和股骨的应力状况。尤其是假体的几何形状设计,一直是学者们研究的对象。在人工髋关节置换中,假体与股骨间匹配程度是影响其长期疗效的重要因素。由于人体的绝对个性化特点,标准人工假体与病人骨骼之间难以很好地匹配,不能确保人工关节的长期稳定。同时,一些病人骨骼呈先天性畸形或由于骨骼病变造成骨与关节大面积损坏,其骨骼关节与正常情况明显不同,亦不可能选用标准人工假体。本文提出了一种能够极大匹配髓腔的个体化假体的生成方法,为每一位病人进行特殊设计和制造,提高了假体与骨骼的匹配度,提高了人工关节的长期稳定性,有效防止了关节松动。并通过对股骨整骨的有限元分析,获得了股骨自然生理状态下的应变分布规律及各向异性的生物力学特性,为新型人工关节的设计研制和人工关节的临床应用提供了准确的生物力学参数,从而为定制型股骨假体研究打下了基础,为更精确测定股骨在生理载荷下的应力应变与植入假体后的响应,实现人工股骨假体的优化设计创造了很好的条件。
张玉朵[10]（2006）在《股骨三维重建与人工髋关节生物力学研究》文中指出个性化人工髋关节可以提高假体与骨之间的匹配程度,延长假体寿命,而且可满足特殊病例需要。精确获得股骨的几何参数,通过生物力学分析优化假体设计,一直是该领域的前沿课题。鉴于此,本文利用图像处理和计算机辅助设计技术,将股骨的螺旋CT二维图像进行三维重建研究。并采用非线性有限元方法,进行人工髋关节的生物力学分析。感染是关节置换术后一个灾难性的并发症。因此,本文还采用离子注入方法对假体材料表面改性,系统研究抗菌性、耐磨性等性能。以期为个性化人工髋关节的设计和制造提供模型基础及几何设计和材料设计的依据。利用Mimics、Imageware和Unigraphics软件,实现了CT数据的精确传输和股骨三维重建,成功区分了皮质骨和松质骨。重建模型具有较高的精度,曲面平均误差低于0.5 mm。采用三维CT法测量了股骨前倾角。而且,实现了畸形股骨的三维重建,并利用快速原型方法制作了实体模型。采用非线性有限元方法,建立了髋臼—假体头有限元模型,进行超高分子量聚乙烯（UHMWPE）内衬的应力分析。研究结果显示,步行过程中,内衬应力远低于UHMWPE屈服强度。支撑相内衬应力较高,主要分布在后外侧四分之一象限,摆动相应力水平较低。假体头直径增大,内衬应力降低;而内衬厚度和头材料对内衬应力均无显着影响。同时,采用非线性有限元方法,建立了假体头—颈有限元模型,进行头、颈接合面的相对位移和接触应力分析。经研究分析表明,增大假体头直径可减小相对位移及接触应力;随接合面锥度的增大,相对位移下降,而接触应力先降低后升高;假体头刚度和表面摩擦系数增加,相对位移和接触应力下降;假体颈刚度增加,相对位移降低,接触应力却增大。采用三维有限元分析方法,进行置换前后股骨及假体应力分析。结果表明,完整股骨中上部内侧受压应力,外侧受张应力,而中下部,外侧受压应力,内侧受张应力,股骨应力峰值位于中下部;置换后股骨受力模式基本不变,近端应力遮挡显着,中下部应力遮挡较轻,股骨远端应力水平略有增加。随假体颈干角增加,假体及股骨应力水平降低;柄长对假体应力水平影响不大,股骨上的应力随柄长增大略有增加;降低假体材料刚度,假体应力降低,股骨近端应力升高。
二、数字模拟辅助铸造钛关节和植入物的技术（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、数字模拟辅助铸造钛关节和植入物的技术（论文提纲范文）
（1）骨科植入用多孔钽激光3D打印成形工艺及生物力学性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 主要符号表 |
| 引言 |
| 第一章 国内外现状及研究内容 |
| 1.1 激光选区熔化(SLM)技术发展 |
| 1.1.1 3D打印技术概述 |
| 1.1.2 SLM技术发展现状 |
| 1.2 3D打印骨科植入假体发展现状 |
| 1.2.1 多孔金属在骨科植入中的应用 |
| 1.2.2 3D打印金属植入假体的临床应用 |
| 1.3 SLM打印多孔金属研究现状 |
| 1.3.1 SLM打印多孔金属工艺研究现状 |
| 1.3.2 SLM打印多孔金属的孔结构及力学性能研究现状 |
| 1.4 本论文研究内容 |
| 第二章 金属钽激光选区熔化成形的基础工艺及基本性能研究 |
| 2.1 实验研究方案及主要设备 |
| 2.1.1 研究的目标参数及实验方案设计 |
| 2.1.2 实验用材料及主要设备 |
| 2.2 激光能量密度对金属Ta成形的影响 |
| 2.2.1 初次SLM实验方案设计 |
| 2.2.2 初次SLM实验结果分析 |
| 2.2.3 激光能量密度范围确定 |
| 2.3 金属钽SLM成形工艺优化 |
| 2.3.1 SLM成形工艺优化实验设计 |
| 2.3.2 样件致密度及微观缺陷分析 |
| 2.3.3 实验样件力学性能分析 |
| 2.4 金属钽样件细小结构SLM成形研究 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 变截面梁菱形十二面体多孔钽理论模型与力学性能研究 |
| 3.1 菱形十二面体特点 |
| 3.2 变截面梁菱形十二面体孔结构 |
| 3.3 变截面梁菱形十二面体孔结构理论模型与力学特性分析 |
| 3.3.1 变截面梁菱形十二面体2 方向单胞理论模型与力学性能分析 |
| 3.3.2 变截面梁菱形十二面体1 方向单胞理论模型与力学性能分析 |
| 3.4 金属多孔钽力学性能的数字模型与模拟分析 |
| 3.4.1 单胞结构2 方向力学性能数字模型与模拟分析 |
| 3.4.2 多胞结构2 方向力学性能数字模型与模拟分析 |
| 3.5 金属多孔钽力学性能与相对密度的内在关系 |
| 3.6 本章小结 |
| 第四章 SLM打印金属多孔钽构件实验与实用力学预估模型 |
| 4.1 等刚度下菱形十二面体几何参数换算及实验用模型参数设计 |
| 4.1.1 等截面梁菱形十二面体力学性能分析 |
| 4.1.2 等刚度条件下菱形十二面体几何参数换算 |
| 4.1.3 实验用模型几何参数设计 |
| 4.2 实验计划及检测方法 |
| 4.3 SLM打印金属多孔钽构件相对密度分析与预估 |
| 4.3.1 SLM打印多孔钽试样形貌分析 |
| 4.3.2 SLM打印多孔钽试样相对密度分析 |
| 4.4 SLM打印金属多孔钽构件力学性能分析与预估 |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 个性化多孔钽植入假体设计研究 |
| 5.1 个性化植入假体设计概述 |
| 5.2 基于医学影像数据的三维数据重构 |
| 5.2.1 CT扫描和数据采集 |
| 5.2.2 患者骨骼三维数据重构 |
| 5.3 生物力线分析及假体形貌设计 |
| 5.3.1 假体方案设计 |
| 5.3.2 假体生物力学分析及优化 |
| 5.4 多孔结构假体设计及力学性能数字模拟 |
| 5.5 本章小结 |
| 第六章 结论与展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 在学期间发表的学术论文和参加科研情况 |
| 作者简介 |
（2）磷酸钙基骨修复材料的仿生制备及其3D打印的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 骨组织修复材料 |
| 1.1.1 骨组织修复材料的性能 |
| 1.1.2 骨组织修复材料的分类及应用 |
| 1.1.3 磷酸钙材料的注射性及凝固性 |
| 1.1.4 磷酸钙多孔支架的制备方法 |
| 1.2 3 D打印技术的分类及应用 |
| 1.2.1 3 D打印技术的分类 |
| 1.2.2 3 D打印技术的应用 |
| 1.3 磷酸钙基复合支架的3D打印的研究 |
| 1.3.1 磷酸钙基复合支架的3D打印方法 |
| 1.3.2 3 D打印磷酸钙基复合支架存在的问题 |
| 1.4 本论文的研究目的及内容 |
| 1.4.1 本论文的研究目的 |
| 1.4.2 本论文的研究内容 |
| 第2章 仿生制备磷酸钙基骨修复材料的研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 材料与实验方法 |
| 2.2.1 材料与实验试剂 |
| 2.2.2 实验仪器 |
| 2.2.3 仿生制备DCPD-Gel粉末 |
| 2.2.4 仿生制备CaP支架 |
| 2.3 性能表征 |
| 2.3.1 CaP粉末性能表征 |
| 2.3.2 CaP浆料性能表征 |
| 2.3.3 CaP支架性能表征 |
| 2.3.4 统计学分析 |
| 2.4 实验结果与讨论 |
| 2.4.1 CaP粉末的粒径 |
| 2.4.2 CaP浆料与支架的性能 |
| 2.4.3 X%Gel-DCPD物相及红外分析 |
| 2.4.4 X%Gel-MCaP粉末与支架性能分析 |
| 2.4.5 热重分析 |
| 2.4.6 3 D打印支架 |
| 2.5 本章小结 |
| 第3章 磷酸钙基骨修复材料的水化动力学与体外降解性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 材料与实验方法 |
| 3.2.1 材料与实验试剂 |
| 3.2.2 实验仪器 |
| 3.2.3 明胶-磷酸钙支架的制备 |
| 3.2.4 明胶-磷酸钙支架的降解 |
| 3.3 性能表征 |
| 3.3.1 明胶-磷酸钙支架水化动力学研究 |
| 3.3.2 明胶-磷酸钙支架的体外降解性研究 |
| 3.3.3 统计学分析 |
| 3.4 实验结果与讨论 |
| 3.4.1 明胶-磷酸钙支架水化动力学研究 |
| 3.4.2 明胶-磷酸钙支架体外降解研究 |
| 3.5 本章小结 |
| 第4章 磷酸钙基骨修复支架的3D打印性 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 材料与实验方法 |
| 4.2.1 材料与实验试剂 |
| 4.2.2 实验仪器 |
| 4.2.3 60 %Gel-MCaP粉末的制备 |
| 4.2.4 60 %Gel-MCaP浆料的制备 |
| 4.2.5 3 D打印四种机械活化时间的60%Gel-MCaP支架 |
| 4.3 性能表征 |
| 4.3.1 60 %Gel-MCaP粉末性能表征 |
| 4.3.2 60 %Gel-MCaP浆料性能表征 |
| 4.3.3 60 %Gel-MCaP支架性能表征 |
| 4.3.4 统计学分析 |
| 4.4 实验结果和讨论 |
| 4.4.1 机械活化不同时间的60%Gel-MCaP粉末的粒径及粒径分布 |
| 4.4.2 物相组成分析 |
| 4.4.3 Zeta电位 |
| 4.4.4 60 %Gel-MCaP粉末机械活化不同时间的形貌 |
| 4.4.5 注射性与流变学性能分析 |
| 4.4.6 支架的性能分析 |
| 4.4.7 3 D打印支架 |
| 4.5 本章小结 |
| 第5章 3D打印磷酸钙基骨修复支架细胞学评价 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 材料与实验方法 |
| 5.2.1 材料与实验试剂 |
| 5.2.2 实验仪器 |
| 5.2.3 3 D打印60%Gel-MCaP支架与MG-63细胞共培养 |
| 5.2.4 细胞增殖研究 |
| 5.2.5 细胞形态观察 |
| 5.2.6 统计学分析 |
| 5.3 实验结果与讨论 |
| 5.3.1 机械活化不同时间的60%Gel-MCaP支架的细胞增殖研究 |
| 5.3.2 细胞形态观察 |
| 5.4 本章小结 |
| 结论 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 参研课题及科研成果 |
| 简写目录 |
（3）人工椎体非融合技术的实现及其有限元分析（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 缩略语/符号说明 |
| 前言 |
| 研究现状、成果 |
| 研究目的、方法 |
| 一、非融合技术人工椎体的设计 |
| 1.1 对象和方法 |
| 1.1.1 框架式人工椎体 |
| 1.1.2 腰椎测量 |
| 1.1.3 非融合技术的实现 |
| 1.2 结果 |
| 1.3 讨论 |
| 1.3.1 人工椎体的发展 |
| 1.3.2 人工椎体的分类 |
| 1.3.3 人工椎体的应用 |
| 1.3.4 人工椎体的并发症 |
| 1.3.5 目前临床应用的脊柱非融合技术 |
| 1.3.6 人工椎体发展展望 |
| 1.4 小结 |
| 二、非融合技术人工椎体置换的有限元模型的建立 |
| 2.1 相关应用软件介绍 |
| 2.1.1 Mimics软件 |
| 2.1.2 Geomagic Studio软件 |
| 2.1.3 Pro/Engineer软件 |
| 2.1.4 Ansys Workbench软件 |
| 2.2 标准成年人胸腰段椎体三维有限元模型的建立 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 实验方法 |
| 2.3 讨论 |
| 2.4 小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 发表论文和参加科研情况说明 |
| 综述 人工椎体的研究进展 |
| 综述参考文献 |
| 致谢 |
（4）多孔钛合金及其微弧氧化膜层性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 1 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 骨的组成、结构与力学性能 |
| 1.3 医用多孔钛及钛合金的研究进展 |
| 1.3.1 医用钛及钛合金的进展 |
| 1.3.2 医用多孔钛及钛合金的优点 |
| 1.3.3 医用多孔钛及钛合金的制备方法 |
| 1.3.4 医用多孔钛及钛合金的表面改性 |
| 1.4 合金元素的选择 |
| 1.5 研究目的及主要工作内容 |
| 2 多孔纯钛的制备与力学性能研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 试验材料及方法 |
| 2.2.1 试验材料 |
| 2.2.2 试样制备 |
| 2.2.3 材料表征 |
| 2.3 多孔纯钛的宏观形貌 |
| 2.4 多孔纯钛的显微形貌 |
| 2.5 多孔纯钛的物相组成 |
| 2.6 孔隙率和造孔剂加入量的关系 |
| 2.7 多孔纯钛的抗压强度和压缩弹性模量 |
| 2.8 本章小结 |
| 3 多孔纯钛的微弧氧化 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 MAO膜层的制备 |
| 3.2.1 试验材料 |
| 3.2.2 试验方法 |
| 3.2.3 测试方法 |
| 3.3 磷酸二氢钠-乙酸钙的微弧氧化膜层研究 |
| 3.3.1 脉冲电压对微弧氧化膜层形貌的影响 |
| 3.3.2 元素含量的比较 |
| 3.3.3 物相分析 |
| 3.4 Zn-TiO_2微弧氧化膜层研究 |
| 3.4.1 表面形貌的比较 |
| 3.4.2 钙磷含量的比较 |
| 3.4.3 浸泡模拟体液形貌比较 |
| 3.4.4 浸泡模拟体液物相分析 |
| 3.4.5 浸泡模拟体液元素分析 |
| 3.5 本章小结 |
| 4 高孔隙率Ti-Sn-Nb合金的制备与性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 试验材料及方法 |
| 4.2.1 试验材料 |
| 4.2.2 试样制备 |
| 4.2.3 材料表征 |
| 4.3 力学性能 |
| 4.4 物相分析 |
| 4.5 孔隙率 |
| 4.6 形貌及组织分析 |
| 4.7 本章小结 |
| 结论 |
| 本论文的特色和新颖之处及研究工作展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读硕士期间发表论文 |
（5）基于MEM工艺的增材制造支架修复喉软骨缺损研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 组织工程支架 |
| 1.2.1 组织工程学概述 |
| 1.2.2 组织工程支架的作用及其意义 |
| 1.3 支架制备方法概述 |
| 1.3.1 传统支架制备方法 |
| 1.3.2 增材制造技术制备组织工程支架 |
| 1.4 喉软骨损伤修复的研究现状 |
| 1.5 本文的研究意义及其主要研究内容 |
| 1.5.1 本文的研究意义 |
| 1.5.2 本文的主要研究内容 |
| 第2章 喉软骨的三维建模与设计 |
| 2.1 喉解剖结构 |
| 2.1.1 喉软骨的组成 |
| 2.1.2 喉的生理功能 |
| 2.2 喉软骨 CT 数据的采集 |
| 2.2.1 CT 成像的原理 |
| 2.2.2 喉软骨 CT 数据格式 |
| 2.3 喉软骨 CT 数据对其三维建模的意义 |
| 2.4 喉软骨三维建模 |
| 2.4.1 Mimics 三维重构软件的功能模块 |
| 2.4.2 喉软骨的三维重构 |
| 2.4.3 喉软骨三维模型的后期处理 |
| 第3章 喉软骨支架材料的遴选 |
| 3.1 支架材料选材原则 |
| 3.2 组织工程支架可选生物材料 |
| 3.2.1 天然可降解材料 |
| 3.2.2 人工合成可降解高分子材料 |
| 3.2.3 复合型生物材料 |
| 3.2.4 纳米生物材料 |
| 3.3 聚氨酯喉软骨支架材料分析 |
| 3.3.1 聚氨酯生物材料的结构 |
| 3.3.2 聚氨酯生物材料性能分析 |
| 3.4 最终选定喉软骨支架材料 |
| 第4章 MEM 成型机组成及工艺参数研究 |
| 4.1 熔融挤压增材制造 |
| 4.1.1 MEM 工艺原理 |
| 4.1.2 MEM 工艺特点 |
| 4.2 MEM-300-II 系统模块总体构造 |
| 4.2.1 机构本体模块 |
| 4.2.2 控制驱动模块 |
| 4.2.3 数据处理模块 |
| 4.3 对颗粒送料机构的改进 |
| 4.4 成形工艺参数研究 |
| 第5章 喉软骨支架的制备及其性能表征 |
| 5.1 喉软骨支架的制备 |
| 5.1.1 喷头的进料速度与挤出速度的确定 |
| 5.1.2 成型室温度和喷头温度的确定 |
| 5.1.3 实验过程 |
| 5.1.4 结果与讨论 |
| 5.2 支架表面亲水性能 |
| 5.2.1 实验方法及步骤 |
| 5.2.2 结果与讨论 |
| 5.3 喉软骨支架的力学性能研究 |
| 5.3.1 支架对力学性能的要求 |
| 5.3.2 压缩力学性能试验 |
| 5.3.3 结果与讨论 |
| 第6章 结论与展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 附录 |
（6）基于快速原型技术的下颌骨修复手术指导方案研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 目录 |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 课题的研究背景和研究意义 |
| 1.1.1 课题研究背景 |
| 1.1.2 课题研究的目的及意义 |
| 1.2 快速原型技术特点及应用 |
| 1.2.1 快速原型技术的特点 |
| 1.2.2 快速原型技术的分类 |
| 1.2.3 快速原型技术的发展与应用 |
| 1.2.4 国内外研究概况 |
| 1.3 下颌骨生物力学研究 |
| 1.3.1 下颌骨结构 |
| 1.3.2 生物力学理论及研究现状 |
| 1.3.3 骨科生物力学的发展 |
| 1.3.4 有限元方法的下颌骨生物力学研究 |
| 1.4 研究任务和研究目标 |
| 1.5 本章小结 |
| 第2章 螺旋CT成像与F颌骨三维建模 |
| 2.1 CT简介与CT成像 |
| 2.1.1 CT的简介 |
| 2.1.2 螺旋CT成像 |
| 2.2 Mimics软件 |
| 2.3 基于CT数据的下颌骨三维建模 |
| 2.3.1 个体信息及CT图像获取 |
| 2.3.2 下颌骨三维建模 |
| 2.3.3 其他建模方法简述 |
| 2.4 本章小结 |
| 第3章 个性化下颌骨三维模型修复与优化 |
| 3.1 下颌骨三维模型的修复 |
| 3.1.1 腓骨建模 |
| 3.1.2 腓骨切制与下颌骨修复 |
| 3.2 STL文件 |
| 3.2.1 STL文件格式的规则 |
| 3.2.2 STL文件格式错误 |
| 3.2.3 STL文件格式检查与修复 |
| 3.2.4 STL文件格式优缺点及发展趋势 |
| 3.3 坚强内固定技术的应力遮挡问题 |
| 3.4 生物板建模 |
| 3.4.1 生物可吸收板简介 |
| 3.4.2 Pro/e环境下的个性化生物板建模与装配 |
| 3.5 下颌骨三维模型与生物板的形态拟合 |
| 3.6 下颌骨装配体模型可视化仿真 |
| 3.6.1 下颌骨装配体螺钉孔仿真与优化 |
| 3.6.2 个性化下颌骨三维装配体模型可视化意义 |
| 3.7 建模过程遇到的问题及对策 |
| 3.8 本章小结 |
| 第4章 下颌骨有限元建模与生物力学分析 |
| 4.1 有限元及其建模理论 |
| 4.1.1 有限元理论 |
| 4.1.2 有限元建模方法 |
| 4.1.3 网格划分理论 |
| 4.1.4 INP文件 |
| 4.2 下颌骨生物力学特性 |
| 4.3 下颌骨有限元建模 |
| 4.3.1 下颌骨有限元建模流程 |
| 4.3.2 网格划分 |
| 4.3.3 材质赋予 |
| 4.3.4 边界条件的确定 |
| 4.3.5 载荷的确定 |
| 4.4 下颌骨生物力学分析 |
| 4.4.1 分析步的设定与任务的提交 |
| 4.4.2 分析与后处理 |
| 4.5 注意的几个问题 |
| 4.6 本章小结 |
| 第5章 模型快速原型制造与手术指导 |
| 5.1 快速原型的加工工艺流程 |
| 5.1.1 快速原型的生物医用材料 |
| 5.1.2 快速原型的工艺与设备 |
| 5.2 下颌骨模型的快速原型制造 |
| 5.2.1 下颌骨模型制造的前处理 |
| 5.2.2 下颌骨模型的制造 |
| 5.2.3 下颌骨模型的后处理 |
| 5.3 生物板内固定的下颌骨模型手术指导意义 |
| 5.3.1 基于快速原型技术的下颌骨修复手术 |
| 5.3.2 手术指导意义 |
| 5.4 本章小结 |
| 第6章 结论与建议 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 建议 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读学位期间发表论文 |
（7）基于快速原型制造技术的人体缺损下颌骨重建及生物力学分析研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 目录 |
| 专业术语 |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 研究背景及意义 |
| 1.2 逆向工程技术及其应用 |
| 1.2.1 逆向工程定义和原理 |
| 1.2.2 逆向工程的发展 |
| 1.2.3 采用逆向工程的原因 |
| 1.2.4 逆向工程在工业领域的应用 |
| 1.3 快速原型制造技术 |
| 1.3.1 快速原型制造的定义 |
| 1.3.2 快速原型制造的基本原理 |
| 1.3.3 快速原型制造技术的类型 |
| 1.3.4 快速原型制造的特点 |
| 1.3.5 快速原型制造在工业领域的应用 |
| 1.3.6 快速原型制造的国内外研究现状 |
| 1.4 快速原型技术在生物医学领域的应用研究现状 |
| 1.4.1 生物医学工程简介 |
| 1.4.2 国外快速原型技术在生物医学领域应用的研究现状 |
| 1.4.3 国内快速原型技术在生物医学领域应用的研究现状 |
| 1.4.4 快速原型技术在生物医学领域应用案例 |
| 1.5 课题的来源及主要研究内容 |
| 1.5.1 课题的来源 |
| 1.5.2 课题主要研究内容及方法 |
| 1.6 本章小结 |
| 第2章 人体下颌骨医学图像数据的获取、处理与三维建模研究 |
| 2.1 人体下颌骨重建 |
| 2.1.1 人体骨骼缺损重建的意义 |
| 2.1.2 人体下颌骨的解剖结构 |
| 2.1.3 人体下颌骨缺损的病因及重建意义 |
| 2.1.4 采用快速原型技术进行下颌骨重建手术优点 |
| 2.2 快速原型技术辅助下颌骨缺损重建的流程 |
| 2.3 原始下颌骨三维模型的建模研究 |
| 2.3.1 研究对象 |
| 2.3.2 医学图像的采集 |
| 2.3.3 CT图像处理 |
| 2.3.4 原始下颌骨三维重建 |
| 2.4 重建后的下颌骨三维建模 |
| 2.4.1 建立健康下颌骨模型 |
| 2.4.2 健康下颌骨和腓骨的装配 |
| 2.4.3 下颌骨的虚拟重建 |
| 2.5 原始和重建后下颌骨相似度的对比分析 |
| 2.6 重建的下颌骨植入牙种植体后的三维建模 |
| 2.7 本章小结 |
| 第3章 人体下颌骨个性化钛板的数字化设计与疲劳仿真研究 |
| 3.1 人体下颌骨个性化钛板建模的意义 |
| 3.1.1 人体下颌骨固定钛板的作用 |
| 3.1.2 常规手术采用方法 |
| 3.1.3 基于快速原型制造个性化钛板的优点 |
| 3.2 个性化钛板的数字化设计 |
| 3.2.1 个性化钛板参数的获取 |
| 3.2.2 钛板、钛钉的选用 |
| 3.2.3 个性化钛板的设计与建模 |
| 3.3 下颌骨和钛板装配体的虚拟装配 |
| 3.4 下颌骨螺钉孔的优化设计与仿真 |
| 3.5 下颌骨装配体的优化设计与仿真 |
| 3.5.1 外表面优化 |
| 3.5.2 面网格优化 |
| 3.5.3 面网格划分 |
| 3.6 人体下颌骨个性化钛板的疲劳仿真研究 |
| 3.6.1 下颌骨疲劳仿真分析流程 |
| 3.6.2 下颌骨个性化钛板疲劳仿真分析的前处理 |
| 3.6.3 下颌骨个性化钛板仿真结果 |
| 3.7 本章小结 |
| 第4章 基于逆向工程的人体下颌骨三维有限元建模研究 |
| 4.1 逆向工程在生物医学领域的应用 |
| 4.2 人体下颌骨有限元分析的研究 |
| 4.2.1 生物力学的概述 |
| 4.2.2 有限元方法在下颌骨生物力学研究领域的应用 |
| 4.2.3 人体下颌骨有限元的分析步骤 |
| 4.2.4 人体下颌骨有限元分析的求解方法 |
| 4.3 原始下颌骨FEA模型建模研究 |
| 4.3.1 原始下颌骨FEA模型的建模方法 |
| 4.3.2 原始下颌骨FEA模型的建模过程 |
| 4.4 重建后的下颌骨FEA模型建模研究 |
| 4.4.1 模型平滑处理 |
| 4.4.2 划分面网格 |
| 4.4.3 划分体网格 |
| 4.5 下颌骨重建后植入牙种植体的FEA建模研究 |
| 4.5.1 模型平滑处理 |
| 4.5.2 划分面网格 |
| 4.5.3 划分体网格 |
| 4.6 本章小结 |
| 第5章 基于FEA的下颌骨生物力学仿真研究 |
| 5.1 人体下颌骨生物力学分析 |
| 5.1.1 人体下颌骨生物力学分析的意义 |
| 5.1.2 骨的生物力学特性及有限元分析 |
| 5.2 人体下颌骨变形仿真研究 |
| 5.2.1 人体下颌骨变形仿真分析的理论 |
| 5.2.2 原始下颌骨变形仿真分析 |
| 5.2.3 重建后下颌骨变形仿真分析 |
| 5.2.4 重建后植入种植体的下颌骨优化仿真分析 |
| 5.3 人体下颌骨应力仿真研究 |
| 5.3.1 人体下颌骨应力仿真分析的理论 |
| 5.3.2 原始下颌骨应力仿真分析 |
| 5.3.3 重建后下颌骨应力仿真分析 |
| 5.3.4 重建下颌骨植入牙种植体后应力仿真分析 |
| 5.4 本章小结 |
| 第6章 人体下颌骨RP医学模型与个性化植入钛板的设计制造研究 |
| 6.1 EDEN250快速原型系统 |
| 6.1.1 Eden250快速原型系统的成形原理及技术参数 |
| 6.1.2 Eden250快速原型系统的结构及特点 |
| 6.2 人体下颌骨RP医学模型的制造 |
| 6.2.1 人体下颌骨RP模型制造流程 |
| 6.2.2 人体下颌骨RP模型制造的前期处理 |
| 6.2.3 人体下颌骨RP模型的制造 |
| 6.2.4 下颌骨RP模型的后处理 |
| 6.3 人体下颌骨个性化植入钛板的制造 |
| 6.3.1 人体植入件的生物材料 |
| 6.3.2 下颌骨个性化钛板的制造 |
| 6.4 本章小结 |
| 第7章 RP在口腔颌面外科的临床实验研究 |
| 7.1 快速原型辅助人体缺损下颌骨重建手术 |
| 7.1.1 人体下颌骨缺损的分类方法 |
| 7.1.2 恶性肿瘤切除术后的缺损下颌骨重建 |
| 7.1.3 血管化游离腓骨移植法重建下颌骨 |
| 7.1.4 快速原型辅助人体缺损下颌骨重建手术的方案 |
| 7.2 应用RP技术辅助单边型缺损下颌骨重建手术 |
| 7.2.1 单边型缺损下颌骨重建的术前工作 |
| 7.2.2 单边型缺损下颌骨重建手术 |
| 7.2.3 单边型缺损下颌骨重建的术后效果 |
| 7.3 应用RP技术辅助双侧边中央型大范围下颌骨缺损重建手术 |
| 7.3.1 双侧边中央型大范围下颌骨缺损重建的术前工作 |
| 7.3.2 双侧边中央型大范围下颌骨缺损重建手术 |
| 7.3.3 双侧边中央型大范围下颌骨缺损重建的术后效果 |
| 7.4 传统手术和采用RP技术后的缺损下颌骨重建的对比分析 |
| 7.4.1 传统手术和采用RP技术后的缺损下颌骨重建的精度对比 |
| 7.4.2 传统手术和用RP技术后的缺损下颌骨重建的植入钛板的对比 |
| 7.4.3 传统手术和采用RP技术后的缺损下颌骨重建的时间对比 |
| 7.4.4 采用RP技术辅助下颌骨重建手术的优点 |
| 7.5 本章小结 |
| 第8章 结论与建议 |
| 8.1 结论 |
| 8.2 建议 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读博士学位期间发表的论文 |
| 攻读博士期间获得奖励 |
| 作者简介 |
（9）人工关节个体化定制设计应用研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 前言 |
| 1.2 人工关节置换的研究和发展 |
| 1.3 目前国内外人工髋关节假体的研究现状 |
| 1.4 本课题研究的目的和意义 |
| 1.5 本论文所做的研究内容及技术路线 |
| 1.5.1 研究内容 |
| 1.5.2 技术路线 |
| 第二章 人工全髋关节置换术 |
| 2.1 人工全髋关节的选择 |
| 2.1.1 人工髋关节的分部概念 |
| 2.1.2 人工髋关节假体的选择 |
| 第三章 现代计算机医学影像技术 |
| 3.1 医学影像种类 |
| 3.1.1 .X 线成像 |
| 3.1.2 CT 扫描 |
| 3.1.3 磁共振成像 |
| 3.2 医学图像的计算机处理 |
| 3.2.1 图像的预处理 |
| 3.2.2 区域的分割和边缘的提取与处理 |
| 3.2.3 区域生长处理 |
| 3.2.4 STL 文件的生成 |
| 第四章 人工髋关节现代制造技术 |
| 4.1 CAD/CAM 集成技术 |
| 4.2 快速成型技术 |
| 第五章 股骨的三维重构 |
| 5.1 病人骨骼原始图像准备 |
| 5.2 病人骨骼三维重构 |
| 5.2.1 CT 数据的输入和转换 |
| 5.2.2 边缘的提取、处理 |
| 5.2.3 STL 文件输出 |
| 第六章 股骨的有限元分析 |
| 6.1 髋关节的力学分析与推算 |
| 6.2 完整股骨有限元计算边界条件及加载 |
| 第七章 个体化股骨假体柄的设计 |
| 7.1 假体方案讨论 |
| 7.2 假体及附件设计 |
| 7.3 假体加工 |
| 第八章 讨论 |
| 第九章 结论及展望 |
| 9.1 结论 |
| 9.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 附录 |
（10）股骨三维重建与人工髋关节生物力学研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 人工髋关节的发展 |
| 1.2.1 人体髋关节的解剖结构与生物力学特点 |
| 1.2.2 人工髋关节及研究现状 |
| 1.2.3 个性化人工髋关节 |
| 1.3 医学图像的三维重建 |
| 1.3.1 医学数据体视化 |
| 1.3.2 三维医学图像（数字模型）的临床应用 |
| 1.3.3 医学图像三维重建技术 |
| 1.3.4 基于螺旋CT断层图像的计算机三维重建 |
| 1.4 人工髋关节置换生物力学研究及有限元方法的应用 |
| 1.4.1 应力与骨改建 |
| 1.4.2 人工髋关节置换生物力学研究现状 |
| 1.4.3 有限元分析方法及其在人工髋关节置换领域的应用 |
| 1.5 快速原型技术 |
| 1.5.1 快速原型技术概述 |
| 1.5.2 快速原型技术在医学领域的应用 |
| 1.6 离子注入及其在医用植入材料表面改性中的应用 |
| 1.6.1 离子注入技术概述 |
| 1.6.2 离子注入技术在植入材料表面改性中的应用 |
| 1.7 本课题的提出 |
| 第二章 股骨的三维重建 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 股骨重建流程 |
| 2.3 医学图像的获取 |
| 2.3.1 标本准备 |
| 2.3.2 螺旋CT扫描 |
| 2.3.3 CT图像的获取 |
| 2.4 CT图像分割 |
| 2.5 股骨的三维重建 |
| 2.5.1 点云数据处理 |
| 2.5.2 曲面重建 |
| 2.5.3 生成三维实体 |
| 2.6 三维重建结果的评价 |
| 2.7 股骨三维重建的应用 |
| 2.7.1 三维重建法测量股骨前倾角 |
| 2.7.2 三维有限元模型的生成 |
| 2.7.3 畸形股骨的重建和RP制造 |
| 2.8 小结 |
| 第三章 UHMWPE内衬的接触非线性有限元应力分析 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 材料与方法 |
| 3.2.1 有限元模型的建立 |
| 3.2.2 材料性质 |
| 3.2.3 边界条件及载荷 |
| 3.2.4 有限元接触分析的基本原理 |
| 3.2.5 网格优化 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 步态下的内衬应力分析 |
| 3.3.2 假体头尺寸对内衬应力的影响 |
| 3.3.3 内衬假体厚度对内衬应力的影响 |
| 3.3.4 假体头材料对内衬应力的影响 |
| 3.4 小结 |
| 第四章 股骨假体头颈接合面的微动分析 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 材料与方法 |
| 4.2.1 几何模型的建立 |
| 4.2.2 材料性质 |
| 4.2.3 三维有限元模型 |
| 4.2.4 边界条件及载荷 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 微动损伤的理论 |
| 4.3.2 假体头颈系统相对位移及接触应力 |
| 4.3.3 假体头尺寸对接合面相对位移及接触应力的影响 |
| 4.3.4 接合面锥度对接合面相对位移及接触应力的影响 |
| 4.3.5 假体材料对接合面相对位移及接触应力的影响 |
| 4.4 小结 |
| 第五章 人工髋关节置换前后股骨及假体应力分析 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 材料与方法 |
| 5.2.1 完整股骨有限元模型的建立 |
| 5.2.2 置换股骨有限元模型的建立 |
| 5.2.3 材料性质 |
| 5.2.4 边界条件及载荷 |
| 5.3 结果与讨论 |
| 5.3.1 完整股骨的应力分布 |
| 5.3.2 人工髋关节置换后股骨的应力分布 |
| 5.3.3 人工髋关节置换后假体的应力分布 |
| 5.3.4 假体颈干角对股骨及假体应力水平的影响 |
| 5.3.5 假体柄长对股骨及假体应力水平的影响 |
| 5.3.6 假体柄材料对股骨及假体应力水平的影响 |
| 5.4 小结 |
| 第六章 人工关节假体金属材料的表面改性研究 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 实验材料与方法 |
| 6.2.1 实验基材及试样制备 |
| 6.2.2 离子注入实验 |
| 6.2.3 抗菌性实验 |
| 6.2.4 耐蚀性能测试 |
| 6.2.5 显微硬度测试 |
| 6.2.6 磨损性能测试 |
| 6.2.7 注入离子溶出浓度测定 |
| 6.2.8 微观分析方法 |
| 6.3 结果与讨论 |
| 6.3.1 银离子注入剂量对注入离子浓度的影响 |
| 6.3.2 银离子注入对抗菌性能的影响 |
| 6.3.3 银离子注入对表面耐蚀性能的影响 |
| 6.3.4 银离子注入对表面显微硬度的影响 |
| 6.3.5 银离子注入对磨损性能的影响 |
| 6.3.6 注入层的AES分析 |
| 6.3.7 银离子注入后的TEM分析 |
| 6.4 小结 |
| 第七章 全文结论 |
| 7.1 本文总结 |
| 7.2 本文创新点 |
| 参考文献 |
| 发表论文及参加科研情况说明 |
| 致谢 |
四、数字模拟辅助铸造钛关节和植入物的技术（论文参考文献）
- [1]骨科植入用多孔钽激光3D打印成形工艺及生物力学性能研究[D]. 吴先哲. 机械科学研究总院, 2021(01)
- [2]磷酸钙基骨修复材料的仿生制备及其3D打印的研究[D]. 刘玮玮. 西南交通大学, 2018(10)
- [3]人工椎体非融合技术的实现及其有限元分析[D]. 赵志辉. 天津医科大学, 2016(03)
- [4]多孔钛合金及其微弧氧化膜层性能研究[D]. 沈宏飞. 暨南大学, 2016(02)
- [5]基于MEM工艺的增材制造支架修复喉软骨缺损研究[D]. 郑文祥. 杭州电子科技大学, 2013(S2)
- [6]基于快速原型技术的下颌骨修复手术指导方案研究[D]. 马国强. 东北大学, 2011(05)
- [7]基于快速原型制造技术的人体缺损下颌骨重建及生物力学分析研究[D]. 吴文征. 东北大学, 2011(07)
- [8]CRTER杂志“计算机辅助外科”栏目关于“计算机辅助技术与植入物”的热点选题[J]. 本刊学术部. 中国组织工程研究与临床康复, 2010(43)
- [9]人工关节个体化定制设计应用研究[D]. 王婧. 新疆大学, 2007(01)
- [10]股骨三维重建与人工髋关节生物力学研究[D]. 张玉朵. 天津大学, 2006(05)