[發明專利]一種基于力學刺激和生物聯合刺激的骨折愈合仿真系統

有效

• 申請號: 201810308466.6
• 申請日: 2018-04-09
• 公開（公告）號: CN108511076B
• 公開（公告）日: 2019-10-25
• 發明（設計）人: 王沫楠;楊寧
• 申請（專利權）人: 哈爾濱理工大學
• 主分類號: G16H50/50
• 分類號: G16H50/50;G06F17/50
• 代理公司: 暫無信息
• 代理人: 暫無信息

1.一種基于力學刺激和生物聯合刺激的骨折愈合仿真系統，其特征在于，所述系統包括：

骨折區域分析模型建立模塊(1)、骨折區域力學調控建模模塊(2)、骨折區域生物調控建模模塊(3)、骨折區域力-生物聯合調控建模模塊(4)和程序終止判斷模塊(5)；

骨折區域分析模型建立模塊(1)用于建立骨折區域幾何模型和有限元模型；

所述的骨折區域分析模型建立模塊(1)實現其功能的具體過程為：

1)骨折區域三維表面幾何模型的建立；

采用基于分割的三維醫學影像表面重建算法對圖像進行表面重構，通過閾值篩選、交互式分割和三維重建過程得到三維表面幾何模型；

所述的影像由影像設備CT得到，數據存儲格式為DICOM；

2)骨折區域有限元模型的建立；

將骨折區域三維表面幾何模型進行網格劃分，使連續的幾何模型離散化，得到骨折區域有限元模型；

所述的網格劃分包括面網格劃分和體網格劃分兩個步驟：面網格劃分過程用于將三維表面幾何模型進行優化，包括：表面模型優化、平滑處理、修補漏洞；表面模型的優化通過減小表面模型的三角面片來實現，該過程只需將相鄰的兩個頂點合并到一個新的頂點上，并延續原有的拓撲關系；平滑處理的過程中，對三維的面網格模型進行去噪；修補漏洞的過程中，通過將模型當中的空洞提取成空間多邊形，然后對空間多邊形進行三角化的方法實現；體網格劃分的過程是將面網格模型進行拉伸、旋轉步驟實現的；

通過網格劃分得到的骨折區域有限元模型包括單元編號和節點坐標兩部分；

單元編號包含四列數據，四列數據分別為每個單元的四個節點的節點序號；

節點坐標包含三列數據，三列數據分別為每個節點的空間坐標值；

骨折區域力學調控建模模塊(2)用于對骨折區域的力學特性進行建模，求解骨折區域單元所受的力學刺激；

所述的骨折區域力學調控建模模塊(2)實現其功能的具體過程為：

1)在骨折區域有限元模型上施加外加載荷，并設置邊界和初始條件；

所述的外加載荷的大小由骨所承受的力的大小決定，實驗對象不同，所受的外加載荷也不同；

所述的邊界和初始條件由CT圖像信息獲得；

2)將骨折區域看作雙相多孔彈性模型，由多孔彈性理論得到骨折區域單元的本構方程，平衡方程和幾何方程，并通過有限單元法計算骨折區域單元受到的畸變應變D和流體流速V，具體過程為：

a.本構方程

式中，σ_rr，σ_θθ，σ_zz為正應力，τ_rθ，τ_θz，τ_rz為剪應力；ε_rr，ε_θθ，ε_zz為正應變，γ_rθ，γ_θz，γ_rz為剪應變；α，α'分別為各向同性彈性面的Biot系數和軸向Biot系數；p為骨痂單元中的流體壓力；M₁₁，M₁₂，M₁₃，M₃₃，M₄₄，M₅₅分別為脫水的彈性模量矩陣分量；

其中，M₁₁，M₁₂，M₁₃，M₃₃，M₄₄，M₅₅脫水的彈性模量矩陣分量表達式如下所示：

M₄₄＝E_r/2(1+ν_r) (6)

M₅₅＝G' (7)

式中，E_r，ν_r分別是各向同性彈性層的彈性模量和泊松比；E_z，ν_z分別是軸向彈性模量和泊松比；G'為剪切模量；

b.平衡方程

式中，σ_rr，σ_θθ，σ_zz為正應力，τ_rθ，τ_θz，τ_rz為剪應力；r為徑向半徑；

c.幾何方程

式中，ε_rr，ε_θθ，ε_zz為正應變，γ_rθ，γ_θz，γ_rz為剪應變；u_r，u_θ，u_z分別為三個方向上的位移；r為徑向半徑；

通過上述方程的求解得到骨痂單元的正應變ε_rr，ε_θθ，ε_zz，由正應變可得到骨痂單元受到的畸變應變：

式中，D為骨痂單元受到的畸變應變；ε_rr，ε_θθ，ε_zz分別為各個方向上的正應變；

骨痂單元中液體的流速V為：

其中，k為骨痂中液體的達西滲透系數；u液體粘度；p為液體壓力；

骨折區域生物調控建模模塊(3)用于對骨折區域的生物特性進行建模，求解與骨折愈合過程相關的細胞濃度、生長因子濃度和胞外基質濃度；

所述的與骨折愈合過程相關的細胞濃度、生長因子濃度和胞外基質濃度分別為：間充質干細胞濃度，成纖維細胞濃度，軟骨細胞濃度，骨細胞濃度，血管生成細胞濃度；軟骨生長因子濃度，骨生長因子濃度，血管生成生長因子濃度；成纖維細胞胞外基質濃度，軟骨細胞胞外基質濃度，骨細胞胞外基質濃度，血管生成細胞胞外基質濃度；

骨折區域力-生物聯合調控建模模塊(4)用于建立力學刺激與由力學刺激引起的相關生理活動的函數關系，從而實現力學刺激和生物刺激的聯合調控；

所述的骨折區域力-生物聯合調控建模模塊(4)實現其功能的具體過程為：

骨折愈合過程中，與力學刺激相關的過程分別有：血管生成細胞增殖過程，血管生成細胞胞外基質合成過程，由軟骨細胞分泌血管生長因子過程，骨細胞增殖過程，間充質干細胞分化為骨細胞過程，骨細胞胞外基質合成過程，軟骨骨化過程，血管生成細胞凋亡；

采用梯形函數分別建立畸變應變、流體流速與上述相應過程之間的關系；定義非刺激值和刺激值，當畸變應變和流體流速未達到相應過程的刺激值時，抑制相應過程的發生；當畸變應變和流體流速達到相應過程的刺激值時，促進相應過程的發生；

程序終止判斷模塊(5)用于判斷程序是否終止，如不滿足終止條件，則程序進入下一迭代步；若滿足終止條件，則程序結束，記錄骨折愈合時間，繪制相關細胞濃度、相關生長因子濃度及相關細胞胞外基質濃度隨時間變化的云圖；

所述的程序終止判斷模塊(5)實現其功能的具體過程為：

1)判斷骨折區域單元材料屬性

判斷當前骨折區域單元材料屬性是否與骨的材料屬性相同，若不相等，則程序執行2)步驟；若相等，程序執行3)步驟；

2)更新骨折區域單元材料屬性

若骨折區域單元材料屬性不等于骨的材料屬性，則骨折區域單元材料屬性進行更新，并進入下一個迭代步，骨折區域材料屬性更新公式如下：

式中，E_ele,i為單元i彈性模量，m_fibro,i為單元i成纖維細胞胞外基質濃度，為成纖維細胞胞外基質參考濃度，E_fibro為成纖維細胞胞外基質彈性模量，m_cart,i為單元i軟骨細胞胞外基質濃度，為軟骨細胞胞外基質參考濃度，E_cart為軟骨細胞胞外基質彈性模量，m_bone,i為單元i骨細胞胞外基質濃度，為骨細胞胞外基質參考濃度，E_bone為骨細胞胞外基質彈性模量；

式中，ν_ele,i為單元i泊松比，ν_fibro為成纖維細胞胞外基質泊松比，ν_cart為軟骨細胞胞外基質泊松比，ν_bone為骨細胞胞外基質泊松比；

式中，μ_ele,i為單元i滲透率，μ_fibro為成纖維細胞胞外基質滲透率，μ_cart為軟骨細胞胞外基質滲透率，μ_bone為骨細胞胞外基質滲透率；

3)程序結束

若所有骨折區域單元材料屬性等于骨的材料屬性，則程序結束，記錄骨折愈合時間，繪制相關細胞濃度、相關生長因子濃度及相關細胞胞外基質濃度隨時間變化的云圖。

2.根據權利要求1所述的一種基于力學刺激和生物聯合刺激的骨折愈合仿真系統，其特征在于：所述的骨折區域生物調控建模模塊(3)實現其功能的具體過程為：

采用耦合偏微分方程組的形式對骨折區域生物調控模型進行建模，分別包括：相關細胞濃度建模、相關生長因子濃度建模和相關細胞胞外基質濃度建模；

1)相關細胞濃度建模

間充質干細胞濃度建模：

式中，c_mes為間充質干細胞濃度，t為時間，D_mes為間充質干細胞隨機移動擴散系數，C_mesCT為間充質干細胞化學響應系數，g_bone為骨生長因子濃度，g_vessel為血管生成生長因子濃度，C_mesHT為間充質干細胞運動系數，m為胞外基質總和，A_mes為間充質細胞增殖函數，F₁為由骨生長因子和血管生成生長因子調控的間充質干細胞向骨細胞分化的分化函數，F₂為由軟骨生長因子調控的間充質干細胞向軟骨細胞分化的分化函數，F₄為間充質干細胞向成纖維細胞分化的分化函數；

成纖維細胞濃度建模：

式中，c_fibro為成纖維細胞濃度，D_fibro為成纖維細胞隨機擴散系數，C_fibro為成纖維細胞化學響應系數，A_fibro為成纖維細胞增殖函數，F₃為軟骨骨化函數，d_fibro為成纖維細胞衰退常數；

軟骨細胞濃度建模：

式中，c_cart為軟骨細胞濃度，A_cart為軟骨細胞增殖函數；

骨細胞濃度建模：

式中，c_bone為骨細胞濃度，C_bone為骨細胞化學響應系數，A_bone為骨細胞增殖函數，d_bone為骨細胞衰退常數；

血管生成細胞濃度建模：

式中，c_vessel為血管生成細胞濃度，D_vessel為血管生成細胞隨機擴散系數，C_vesselCT為血管生成細胞化學響應系數，C_vesselHT為血管生成細胞運動系數，A_vessel為血管生成細胞增殖函數，d_vessel為血管生成細胞衰退常數；

式中，D_hmes為間充質細胞最大擴散系數，K_hmes為間充質細胞最大擴散速率；

式中，C_kCTmes為間充質干細胞最大化學響應系數，K_kCTmes為間充質干細胞最大化學響應速率；

式中，C_kHTmes為間充質干細胞最大運動系數，K_kHTmes為間充質干細胞最大運動速率；

其中，i＝mes,fibro,cart,bone,vessel；

式中，A_i0為相應細胞i最大增殖系數，K_i為相應細胞i最大增殖速率；

式中，Y₁₁為與骨生長因子相關的轉化常數，Y₁₂為與血管生成生長因子相關的轉化常數，H₁₁為與骨生長因子相關的最低響應濃度，H₁₂為與血管生成生長因子相關的最低響應濃度；

式中，Y₂為與軟骨生長因子相關的轉化常數，H₂為與軟骨生長因子相關的最低響應濃度，g_cart為軟骨生長因子濃度；

式中，m_cart為軟骨細胞胞外基質濃度，m_vessel為血管生成細胞胞外基質濃度，Y₃為軟骨向骨轉化的轉化常數，B_ecart為軟骨骨化常數，B_vessel為血管生成常數，H₃為軟骨向骨轉化的最低響應濃度；

m＝m_fibro+m_cart+m_bone+m_vessel (34)

式中，m_fibro為成纖維細胞胞外基質濃度，m_bone為骨細胞胞外基質濃度；

2)相關生長因子濃度建模

軟骨生長因子濃度建模：

式中，D_gcart為軟骨生長因子擴散系數，E_gcart為軟骨生長因子生成系數，d_gcart軟骨生長因子衰退常數；

骨生長因子濃度建模：

式中，D_gbone為骨生長因子擴散系數，E_gbone為骨生長因子生成系數，d_gbone為骨生長因子衰退常數；

血管生成生長因子濃度建模：

式中，D_gvessel為血管生成生長因子擴散系數，E_gvesselbone為由骨細胞分泌血管生成生長因子系數，E_gvesselcart為由軟骨細胞分泌血管生成生長因子系數，d_gvessel為血管生成生長因子衰退常數，d_gvesselcart為軟骨細胞分泌血管生成生長因子衰退常數；

式中，G_gcart為軟骨生長因子生成常數，H_gcart為軟骨生長因子飽和常數，K_gcart為軟骨細胞胞外基質增加常數；

式中，G_gbone為骨生長因子生成常數，H_gbone為骨生長因子飽和常數；

式中，G_gvesselbone為與骨相關的血管生成細胞生長因子生成常數，H_gvessel血管生成細胞生長因子飽和常數，K_gvessel為血管生成細胞生長因子胞外基質增加常數；

式中，G_gvesselcart為與軟骨相關的血管生成細胞生長因子生成常數；

3)相關細胞胞外基質濃度建模

成纖維細胞胞外基質濃度建模：

式中，P_fibros為成纖維細胞胞外基質合成系數，Q_fibro為成纖維細胞胞外基質降解系數；

軟骨細胞胞外基質濃度建模：

式中，P_cart為軟骨細胞胞外基質合成系數，Q_cart為軟骨細胞胞外基質降解系數；

骨細胞胞外基質濃度建模：

式中，P_bone為骨細胞胞外基質合成系數；

血管生成細胞胞外基質濃度建模：

式中，P_vessel血管生成細胞胞外基質合成系數；

聯立方程(22)-(45)構成耦合偏微分方程組，采用有限元方法求解，得到間充質干細胞濃度，成纖維細胞濃度，軟骨細胞濃度，骨細胞濃度，血管生成細胞濃度，軟骨生長因子濃度，骨生長因子濃度，血管生成細胞生長因子濃度，成纖維細胞胞外基質濃度，軟骨細胞胞外基質濃度，骨細胞胞外基質濃度，血管生成細胞胞外基質濃度隨時間的變化關系。