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南京理工大學(xué)泰州科技學(xué)院 畢業(yè)設(shè)計(jì)(論文)外文資料翻譯 系　　部： 機(jī)械工程系 專 業(yè)： 機(jī)械工程及自動(dòng)化 姓 名： 05010146 學(xué) 號(hào)： 張旭 (用外文寫) 外文出處： Journal of Biomechanical Engineering 附 件： 1.外文資料翻譯譯文；2.外文原文。 指導(dǎo)教師評(píng)語(yǔ)： 譯文能準(zhǔn)確地表達(dá)原文思想，語(yǔ)句較為通順，條理較清楚，專業(yè)用語(yǔ)翻譯基本準(zhǔn)確，符合中文習(xí)慣，整體翻譯質(zhì)量良好。 簽名： 年 月 日 附件1：外文資料翻譯譯文 真實(shí)的腹主動(dòng)脈瘤的三維重建和制造： 從CT掃描到硅模型 B.J.多伊爾 應(yīng)用生物醫(yī)學(xué)工程研究中心 （CABER）， 和材料和表面科學(xué)研究所， 利默里克大學(xué)， 利默里克 ，愛(ài)爾蘭 L.G.莫里斯 戈?duì)栱f醫(yī)療技術(shù)中心， 戈?duì)栱f梅奧技術(shù)學(xué)院， 戈?duì)栱f ，愛(ài)爾蘭 A.卡蘭娜 P.凱利 應(yīng)用生物醫(yī)學(xué)工程研究中心 （CABER）， 材料和表面科學(xué)研究所， 利默里克大學(xué)， 利默里克 ，愛(ài)爾蘭 D.A.沃普 手術(shù)部門， 生物工程部門， 麥高恩再生醫(yī)學(xué)研究院， 和血管重塑和再生中心， 美國(guó)匹茲堡大學(xué)， 賓夕法尼亞州匹茲堡 T.M.邁克戈?duì)柗蛄郑ㄏ鄳?yīng)作者。 由生物工程局的美國(guó)機(jī)械工程師協(xié)會(huì)出版的生物力學(xué)工程雜志 提供。手稿于2007二月7日收到 ;最后的 手稿于2007年9月11號(hào)收到;網(wǎng)上公布時(shí)間是2008年4月二十八日。由 B.巴里雷博負(fù)責(zé)檢查。） 應(yīng)用生物醫(yī)學(xué)工程研究中心 (CABER)， 和材料和表面科學(xué)研究所， 利默里克大學(xué)， 利默里克 ，愛(ài)爾蘭 電子信箱：tim.mcgloughlin@ul.ie 腹主動(dòng)脈瘤（AAA）可以被界定為一個(gè)永久性和不可逆轉(zhuǎn)的下腹主動(dòng)脈的擴(kuò)張。腹主動(dòng)脈瘤常常被認(rèn)為是正常下腹主動(dòng)脈直徑1.5倍的主動(dòng)脈。本文介紹了用于實(shí)驗(yàn)研究的一種用現(xiàn)有的有機(jī)硅制造腹主動(dòng)脈瘤的模型的技術(shù)。本文關(guān)注的是腹主動(dòng)脈瘤的特殊模型的重建與制造過(guò)程。三維重建來(lái)自于從電腦斷層掃描的數(shù)據(jù)對(duì)腹主動(dòng)脈瘤模型的創(chuàng)建。然后對(duì)這些腹主動(dòng)脈瘤模型利用計(jì)算機(jī)輔助設(shè)計(jì)/計(jì)算機(jī)輔助制造技術(shù)和結(jié)合注射成型的方法設(shè)計(jì)模型裝置。硅橡膠材料形成最基礎(chǔ)的腹主動(dòng)脈瘤模型。對(duì)壁厚和總體百分比的估計(jì)與在計(jì)算機(jī)上完成的硅膠模型存在差異。在這些實(shí)際的腹主動(dòng)脈瘤模型中，壁厚被發(fā)現(xiàn)與平均的9.21 ％不同 。在壁厚記錄中的該百分比差異可以歸因于在模型制造中鑄造蠟的收縮和有機(jī)硅的增加。這種情況可以利用光彈性的方法對(duì)壁應(yīng)激進(jìn)行研究或在流體動(dòng)力學(xué)中利用激光多普勒技術(shù)進(jìn)行研究。總之，這些特殊的橡膠腹主動(dòng)脈瘤模型可用于實(shí)驗(yàn)測(cè)試，當(dāng)然制造中的壁厚變化應(yīng)被制造者所估計(jì)。［DOI編號(hào)：10.1115/1.2907765］ 關(guān)鍵詞：腹主動(dòng)脈瘤（AAA），三維重建，有機(jī)硅 引言 一個(gè)腹主動(dòng)脈瘤（AAA）可以被界定為一個(gè)永久性和不可逆轉(zhuǎn)的在下腹主動(dòng)脈的局部擴(kuò)張［1］。有人認(rèn)為，一個(gè)腹主動(dòng)脈瘤是一個(gè)有正常下腹主動(dòng)脈直徑1.5倍的主動(dòng)脈［2］。目前，手術(shù)干預(yù)的時(shí)機(jī)是由腹主動(dòng)脈瘤的最大直徑?jīng)Q定的，帶有大于5厘米直徑的腹主動(dòng)脈瘤被認(rèn)為會(huì)有破裂的高風(fēng)險(xiǎn)。許多工作已經(jīng)投向?qū)@些動(dòng)脈瘤破裂的預(yù)測(cè)，特別是使用有限元分析，以確定壁應(yīng)力［3-8］。雖然利用數(shù)值研究，深入了解在腹主動(dòng)脈瘤壁上的應(yīng)力分布是明顯對(duì)患有腹主動(dòng)脈瘤的病人案例有益的，驗(yàn)證這些技術(shù)也是同樣的重要。為實(shí)驗(yàn)研究而制造病人的特殊的腹主動(dòng)脈瘤模型的能力可以使用延長(zhǎng)前壁應(yīng)力的技術(shù)。這些切合實(shí)際的有機(jī)硅模型可以被使用，不僅為應(yīng)力分析，類似莫里斯等人的光學(xué)研究［9］，而且也為了流體動(dòng)力學(xué)研究及術(shù)后實(shí)驗(yàn)測(cè)試，如支架移植牽引試驗(yàn)。該模型的建立是由第一個(gè)重建的一個(gè)虛擬的腹主動(dòng)脈瘤模型來(lái)建立，再導(dǎo)向模型設(shè)計(jì)，然后通過(guò)注射成型技術(shù)來(lái)制造。以前的研究已檢測(cè)快速原型的使用作為一種制造彈性動(dòng)脈血管復(fù)制品的方法［10］。這種方法雖然快速，有效，但制造的表面光潔度不高，其可采用注射成型工藝實(shí)現(xiàn)。表面光潔度當(dāng)使用動(dòng)脈模型用光的方法進(jìn)行實(shí)驗(yàn)測(cè)試時(shí)是頭等重要的，如以前在我們的實(shí)驗(yàn)室中進(jìn)行的那樣［9］。為了使模型制造中使用激光多普勒技術(shù)，其他技術(shù)也已同時(shí)被使用(LDA)［11］并且在表面光潔度不是太重要時(shí)進(jìn)行室壁應(yīng)力研究的地方使用了粒子圖像測(cè)速(PIV)技術(shù)研究。本研究的主要目標(biāo)是描述建模和制造過(guò)程的整體情況并確定技術(shù)的成果。這位病人的特殊硅模型掃描斷層轉(zhuǎn)換標(biāo)準(zhǔn)的計(jì)算方法，對(duì)在這一領(lǐng)域許多研究人員是很有價(jià)值的。 方法 三維重建。從我們的腹主動(dòng)脈瘤數(shù)據(jù)庫(kù)中選擇四例。每一例的CT掃描，被輸入到計(jì)算機(jī)軟件包進(jìn)行模仿（材料，比利時(shí)）。該軟件允許二維CT的變化掃描轉(zhuǎn)化為現(xiàn)有的三維模型的精確幾何。該軟件采用了對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行平方的算法開(kāi)始全面和部分的對(duì)涉及的部分按照預(yù)定的灰度值進(jìn)行CT掃描計(jì)算。一旦分割，該軟件將圍繞各個(gè)的分割部分生成折 圖.1 CT掃描的分割和折線帶。(A) 充分顯示了CT掃描圖，而(B)是一個(gè)近距離部分的特寫。為了模型的設(shè)計(jì)，這腹主動(dòng)脈瘤被認(rèn)為是管腔和腔內(nèi)血栓的全部(ILT)。 線區(qū)域，它是一個(gè)控制水平高的繪圖軟件。這個(gè)圖像分割和生成一個(gè)折線帶的例子可以在圖. 1中看出。在這項(xiàng)研究中，折線由每次掃描的大約20 個(gè)控制點(diǎn)形成，從而優(yōu)化平滑無(wú)損失模型的準(zhǔn)確性。這些折線就可以作為初始圖形交換規(guī)范(IGES)的格式輸出。先前的工作已利用各種重建軟件的其他格式來(lái)創(chuàng)建文件，如塞克圖像（發(fā)布測(cè)試版4.0.2，塞克公司，弗雷德里克馬里蘭州，MD）［12］。對(duì)這一工作的模擬驗(yàn)證已在執(zhí)行，在重建方法之間有百分比為1.2％的差異。 計(jì)算機(jī)輔助設(shè)計(jì)（CAD）。在模擬中創(chuàng)造的折線正在導(dǎo)入到PROENGINEER野火版2.0軟件（PTC公司，參數(shù)技術(shù)）。然后模型表面被沿著這些折線重新創(chuàng)建。這些表面然后被準(zhǔn)確分為兩半，從而創(chuàng)造出一套模具中兩個(gè)塑件的制造技術(shù)。每個(gè)特定模型的設(shè)計(jì)包含兩套模具。那第一個(gè)模具是用來(lái)設(shè)計(jì)制作腹主動(dòng)脈瘤的蠟鑄造模型，而第二個(gè)模具是用來(lái)以制造外部的硅模型。那個(gè)外部的硅模型大約比內(nèi)部的蠟鑄造模型大2毫米。以至于硅模型有一個(gè)2毫米的薄壁。作為一個(gè)腹主動(dòng)脈瘤的薄壁其范圍內(nèi)可以在0.23-4.33毫米的厚度［13］，壁厚2毫米是合理的假設(shè)，并已用于以往的研究［14］。 樣本模型的設(shè)計(jì)可以在圖. 2中看到。每個(gè)外部模型的設(shè)計(jì)包含的內(nèi)部部分由蠟鑄造來(lái)完成，以確保蠟?zāi)Ｐ偷奈恢眉坝休^大的外模。這項(xiàng)研究中使用的四個(gè)腹主動(dòng)脈瘤模型，三個(gè)腹主動(dòng)脈瘤模型被模擬而沒(méi)有髂動(dòng)脈。（患者A ，B和C），以及一個(gè)包括髂動(dòng)脈的腹主動(dòng)脈瘤模型（患者D）。對(duì)于涉及應(yīng)力分析的實(shí)驗(yàn)研究，髂動(dòng)脈被認(rèn)為是不重要的，而對(duì)流體動(dòng)力學(xué)和支架移植試驗(yàn)，髂動(dòng)脈是最重要的。模型設(shè)計(jì)時(shí)，髂動(dòng)脈有圓柱形節(jié)同時(shí)包括在近端和遠(yuǎn)端區(qū)域的腹主動(dòng)脈瘤，允許實(shí)驗(yàn)測(cè)試設(shè)備裝在上面。 計(jì)算機(jī)輔助制造（CAM）。一旦模型裝置在PROENGINEER中設(shè)計(jì)完成，這些設(shè)計(jì)再次以初始圖形交換規(guī)范的形式輸出。這些文件被輸入到軟件包 圖.2 病人特殊的腹主動(dòng)脈瘤的樣本模型設(shè)計(jì)。(A)是一個(gè)模型設(shè)計(jì)，包括髂動(dòng)脈而(B)則沒(méi)有髂動(dòng)脈。 圖.3腹主動(dòng)脈瘤模型的內(nèi)部樣本制造模型部分。 通過(guò)計(jì)算機(jī)輔助制造來(lái)生成刀具的命令用來(lái)控制銑床。每個(gè)模型是由相同的參考點(diǎn)建立的，以便每個(gè)模件完全符合規(guī)范標(biāo)準(zhǔn)可以和模，確保所制造的模型有個(gè)幾乎沒(méi)有縫隙的接口。 加工方法是采用3軸計(jì)算機(jī)數(shù)字控制數(shù)控銑床。模型的加工使用固體鋁塊，并用手工完成去除任何在銑削過(guò)程中的不想要的毛刺。圖3顯示一個(gè)樣本模型加工件的部分。該圖顯示的范圍是擴(kuò)展已經(jīng)納入腹主動(dòng)脈瘤模型設(shè)計(jì)中的近端和遠(yuǎn)端區(qū)域，并且澆口是蠟通過(guò)或流過(guò)的地方。必要的孔和氣孔在加工后被增加到每一個(gè)模型上。 模型制造。所有模具部件在使用之前用丙酮進(jìn)行清洗。蠟?zāi)Ｐ捅活A(yù)熱至40°C來(lái)使?jié)部谏厦娴南灥氖湛s減小到最小程度。一種鑄造方法（Castylene B581，REMET公司）被用來(lái)進(jìn)行管腔鑄造。然后進(jìn)行蠟腔的鑄造，涂上瓦克保護(hù)膜SF18包覆起來(lái)（瓦克化學(xué)有限責(zé)任公司）。然后鑄造的管腔被放入外部模型，上面包覆著釋放劑（瓦克模型釋放劑），然后鉗制。那個(gè)硅橡膠（瓦克RT601），它被加熱后慢慢注入預(yù)熱的外部模型。硅橡膠由于其非線性特性被作為材料來(lái)使用，當(dāng)受到大的應(yīng)變時(shí)。［15］而且它被認(rèn)為是一個(gè)很好的動(dòng)脈模擬材料。模型然后被放入加熱箱，溫度為50°C且加熱24小時(shí)。一旦加熱完成，該模型被取出，并等溫度上升到100°C ，以融化蠟?zāi)Ｐ屠锩娴南灐Ｓ纱酥圃斐龉铇?shù)脂模型，然后徹底清洗，烘干，并檢查它的缺陷。它的整個(gè)完整的程序可以在附錄中看到。 結(jié)論 切片樣本模型。每個(gè)模型被定期切片來(lái)與CAD建模的模型相比評(píng)估完成的硅模型的尺寸精度。每個(gè)硅材料腹主動(dòng)脈瘤模型被使用專用刀具沿縱向左右兩邊仔細(xì)的分割，從而把每一個(gè)模型分成兩半。然后每半個(gè)模型沿模型的長(zhǎng)度軸向切片成10毫米的間隔，為每個(gè)特殊具體的模型留下一系列的橫截面切片。 壁厚測(cè)量。對(duì)于每一個(gè)硅模型的橫截面切片，管壁厚度測(cè)量沿著邊在四個(gè)90度的角度上測(cè)量。因此，壁厚度測(cè)量沿著整個(gè)腹主動(dòng)脈瘤模型的左，右，前，后壁來(lái)進(jìn)行。測(cè)量使用數(shù)碼微米技術(shù)來(lái)實(shí)現(xiàn)。腹主動(dòng)脈瘤模型的測(cè)量讀數(shù)范圍為從40到 60的讀數(shù)。根據(jù)病人的情況，測(cè)量結(jié)果被平均計(jì)算來(lái)為每個(gè)病人量身定制硅模型 表1 腹主動(dòng)脈瘤壁上4個(gè)測(cè)量地方的平均壁厚 軸向位置 前 后 左 右 病人A 平均壁厚(mm) 1.87 1.97 2.09 2.55 標(biāo)準(zhǔn)差 0.276 0.314 0.173 0.327 差異百分比 6.95 1.78 4.23 21.47 病人B 平均壁厚(mm) 2.12 2.29 2.09 2.31 標(biāo)準(zhǔn)差 0.207 0.418 0.235 0.248 差異百分比 5.82 12.56 4.26 13.42 病人C 平均壁厚(mm) 2.18 2.17 2.53 2.30 標(biāo)準(zhǔn)差 0.223 0.293 0.352 0.306 差異百分比 8.08 7.89 20.99 13.09 病人D 平均壁厚(mm) 2.65 2.11 2.38 1.97 標(biāo)準(zhǔn)差 0.653 0.282 0.414 0.281 差異百分比 24.73 5.19 16.11 1.64 在實(shí)際的硅模型與有2毫米壁厚的CAD建模模型之間存在著百分比差異。標(biāo)準(zhǔn)偏差也被列入結(jié)果中。測(cè)量結(jié)果可以在表1中看到，而且也在表2中作了每個(gè)病人的模型壁厚的總體概述。有機(jī)硅模型壁厚和原來(lái)的2毫米厚度的設(shè)計(jì)模型之間的百分比差異也有不同。那個(gè)病人D的腹主動(dòng)脈瘤模型包括了髂動(dòng)脈。 壁應(yīng)力分布。圖4顯示了病人A的馮米塞斯壁應(yīng)力分布和產(chǎn)生高峰值壓力的范圍。結(jié)果表明腹主動(dòng)脈瘤模型的峰值應(yīng)力為0.533 Mpa的情況和和位于腹主動(dòng)脈瘤前壁的應(yīng)力情況。結(jié)合有限元分析(FEA)結(jié)果驗(yàn)證壁應(yīng)力實(shí)驗(yàn)研究可進(jìn)一步利用數(shù)值研究領(lǐng)域的腹主動(dòng)脈瘤破裂的數(shù)據(jù)來(lái)預(yù)測(cè)。腹主動(dòng)脈瘤的研究組織目前正在取得更詳細(xì)的壁應(yīng)力研究經(jīng)驗(yàn)的進(jìn)展，將擴(kuò)大初步有限元分析來(lái)分析這塊的結(jié)果。 表2 為每個(gè)病人的具體腹主動(dòng)脈瘤模型的平均壁厚測(cè)量 平均壁厚（毫米） 平均百分比差異 病人A 2.12 4.24 ％ 病人B 2.20 9.01 ％ 病人C 2.29 12.51 ％ 病人D 2.22 11.09 ％ 圖.4 病人A的有限元分析馮米塞斯壁應(yīng)力分布顯示出前壁一個(gè)峰值應(yīng)力的地方。那個(gè)相應(yīng)的模型部分和同一病人的硅模型可以在圖中看出是匹配的。 討論 這項(xiàng)研究描述了一個(gè)制造有或沒(méi)有髂動(dòng)脈的特殊病人的腹主動(dòng)脈瘤橡膠模型的步驟。三維重建技術(shù)使用商用制圖軟件來(lái)配合CAD / CAM技術(shù)實(shí)現(xiàn)理想的模型設(shè)計(jì)，能夠使用注射成型的方法形成真實(shí)的腹主動(dòng)脈瘤的模型。以往的研究已經(jīng)［14,16］使用類似的技術(shù)，來(lái)制造血管的橡膠模型。在本研究中的模型的發(fā)展更具有復(fù)雜性。這些重造的硅模型可用于血液流動(dòng)力學(xué)的實(shí)驗(yàn)測(cè)試，壁應(yīng)力分析，和支架移植的研究，所有這些都可能有助于所得數(shù)值的實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證。這種技術(shù)可以允許其他研究人員首先用他們的實(shí)驗(yàn)經(jīng)驗(yàn)制造真實(shí)的腹主動(dòng)脈瘤硅模型。近年來(lái)，重點(diǎn)被放到數(shù)值研究，以試圖預(yù)測(cè)腹主動(dòng)脈瘤的破裂。這一領(lǐng)域的實(shí)驗(yàn)研究成果的使用也是很重要的。這些硅腹主動(dòng)脈瘤模型不僅可以幫助驗(yàn)證預(yù)測(cè)，而且也可以成為一個(gè)重要的對(duì)腹主動(dòng)脈瘤破裂預(yù)測(cè)的數(shù)據(jù)。 對(duì)于每個(gè)病人特殊的具體模型的創(chuàng)建，壁厚是最可變因素。據(jù)報(bào)道［13］腹主動(dòng)脈瘤壁后在厚度范圍從0.23毫米4.33毫米如何變化，與主動(dòng)脈壁厚范圍從1.1毫米到3.4毫米的變化有關(guān)［7,17,18］.四個(gè)模型的平均壁厚在2.26 ±0.39毫米。在這項(xiàng)研究中，壁厚的范圍處于以前的數(shù)據(jù)范圍之內(nèi)［7,17,18］，因此被視為可以接受。壁厚結(jié)果與奧布賴恩等人發(fā)現(xiàn)的一個(gè)真實(shí)的主動(dòng)脈進(jìn)行比較［14 ］，他們記錄了壁厚在真實(shí)的主動(dòng)脈中厚度為2.39±0.32毫米。雖然壁厚似乎是在一個(gè)可接受的范圍內(nèi)，但模型被設(shè)計(jì)成有2毫米壁厚。由此產(chǎn)生的硅樹(shù)脂模型不同于模型設(shè)計(jì)平均值9.21 ％的壁厚，是因?yàn)槭湛s蠟鑄件凝固過(guò)程和熱膨脹硅固化的過(guò)程。這些有限的技術(shù)也由奧布賴恩等人得到［14］。這以前記錄的在壁厚模型設(shè)計(jì)中的百分比差異范圍從一個(gè)真實(shí)的20 ％直線節(jié)的主動(dòng)脈，變化到58 ％的區(qū)段大隱靜脈。結(jié)果發(fā)現(xiàn)在本研究中被認(rèn)為是可以接受的這個(gè)比例差異是大大低于以前記錄的數(shù)值［14］。還應(yīng)該提到的是該模型制作中全都是腹主動(dòng)脈瘤模型和不連續(xù)環(huán)節(jié)，因此，可以預(yù)料百分比差異，高于以前記錄的數(shù)據(jù)［14］。因此，我們應(yīng)對(duì)制造這些模型很有信心。 壁厚均勻這個(gè)問(wèn)題應(yīng)該得到處理。在模型設(shè)計(jì)中，管壁厚度被定為2毫米， 因此，由此產(chǎn)生的硅模型也應(yīng)該有一個(gè)均勻的壁厚?；谏鲜鲈颍簿褪窍灩璧氖湛s和擴(kuò)張，每一個(gè)腹主動(dòng)脈瘤模型的管壁厚度都有變化。這些壁厚的差異是由于這些病人特殊的復(fù)雜和曲折的腹主動(dòng)脈瘤模型的幾何形狀。這些有限的數(shù)據(jù)也是由奧布賴恩［14］等人指出的?？登f等人［16］制造了理想化的血管模型，并在這些非常簡(jiǎn)單的模型中，提出壁厚均勻問(wèn)題是容易克服的，從而突出現(xiàn)實(shí)幾何形狀難度增加的事實(shí)，不僅在CAD / CAM過(guò)程，而且在模型制造本身。 在這些測(cè)試模型中使用統(tǒng)一的壁厚被認(rèn)為是不恰當(dāng)?shù)?，因?yàn)樗且阎?，?shí)際的腹主動(dòng)脈瘤的壁組織，它可以包括各種形式的動(dòng)脈部分組織和血栓組織，因而通常是不均勻的。這些部位的鈣化組織和血栓可從CT掃描檢測(cè)，其被納入壁厚模型部分所介紹的額外的復(fù)雜性。首先，被納入部分不同材料性能的腹主動(dòng)脈瘤模型的數(shù)據(jù)大大增加了計(jì)算的數(shù)值方程來(lái)求解在這些地方的壁應(yīng)力，它變得極為復(fù)雜。所以其主要目的是結(jié)合實(shí)際的有機(jī)硅制造模型壁應(yīng)力的實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證數(shù)值研究同樣的腹主動(dòng)脈瘤模型。大部分的以前工作，就腹主動(dòng)脈瘤的數(shù)值應(yīng)力分析［3-8,19-22］已使用均勻的壁厚進(jìn)行測(cè)試。我們以前的工作［9］得到的理想化的腹主動(dòng)脈瘤模型的已知型號(hào)和平均壁厚數(shù)據(jù)被證明相當(dāng)成功正確且鋪平了使用相同的技術(shù)實(shí)行結(jié)合實(shí)際的腹主動(dòng)脈瘤模型進(jìn)行測(cè)試的道路。這個(gè)實(shí)驗(yàn)由我們小組得到的工作數(shù)值驗(yàn)證了理想化的腹主動(dòng)脈瘤模型［23］，其中確認(rèn)了模型中峰值應(yīng)力的地點(diǎn)。這是使用這個(gè)模型所描述的程序來(lái)重新定義非均勻性的有機(jī)硅模型。在這個(gè)實(shí)驗(yàn)室中的血栓腹主動(dòng)脈瘤模型的研究工作也已經(jīng)開(kāi)始。 有人建議［6］，使用流體結(jié)構(gòu)相互作用的辦法(FSI)進(jìn)行應(yīng)力分析得到的結(jié)果可能會(huì)比使用有限元分析室壁應(yīng)力的結(jié)果更準(zhǔn)確。一些研究表明壁應(yīng)力數(shù)值增加了1％ ［21］，而另一些研究表明增加從12.5 ％［6］至20.5 ％［20］。在壁應(yīng)力的研究中由于流體結(jié)構(gòu)帶來(lái)的益處的作用，使這些均勻的腹主動(dòng)脈瘤模型可以幫助實(shí)現(xiàn)驗(yàn)證這兩種方法的應(yīng)力研究工作。我們的實(shí)驗(yàn)室使用流體結(jié)構(gòu)已經(jīng)開(kāi)展研究工作，采用網(wǎng)格為基礎(chǔ)的平行代碼耦合界面(MPCCI 3.0.6 ，弗勞恩霍夫SCAI ，德國(guó))軟件，像夫妻一樣雙方共同努力，取得了實(shí)際的壁應(yīng)力值。值得注意的是，使用了一個(gè)研究人員廣泛進(jìn)行研究的流體結(jié)構(gòu)的均勻的壁［5,6,19-22］，因此，根據(jù)壁厚均勻原則這項(xiàng)工作今后將允許用數(shù)字驗(yàn)證法對(duì)腹主動(dòng)脈瘤模型壁應(yīng)力進(jìn)行驗(yàn)證。 結(jié)論 用于制造病人特殊的腹主動(dòng)脈瘤模型的步驟已被描述。我們應(yīng)對(duì)橡膠模型的重造充滿信心，且其局限性也已指出。一般來(lái)說(shuō)，有良好的幾何精度的橡膠模型可通過(guò)合理的模型設(shè)計(jì)且使用控制參數(shù)在有機(jī)硅制造中生產(chǎn)。模型顯示，在模型設(shè)計(jì)和有機(jī)硅模型制造之間有9.21%的百分比差異。壁厚均勻證明需要用最復(fù)雜的參數(shù)來(lái)控制，完成硅模型常規(guī)的檢驗(yàn)和評(píng)估前的實(shí)驗(yàn)測(cè)試。這項(xiàng)技術(shù)可通過(guò)光學(xué)方法幫助驗(yàn)證數(shù)值及其審定［9］或通過(guò)實(shí)驗(yàn)測(cè)試來(lái)審定，如激光或PIV?？傊?，三維重建與CAD / CAM技術(shù)被證明是成功復(fù)制病人特殊的橡膠腹主動(dòng)脈瘤模型的方法，并可能有助于對(duì)特殊病人的腹主動(dòng)脈瘤模型進(jìn)行實(shí)驗(yàn)測(cè)試。因此，使用有機(jī)硅腹主動(dòng)脈瘤模型的均勻壁厚計(jì)算和制造將有助于數(shù)值驗(yàn)證的工作，也對(duì)壁應(yīng)力研究和血管流動(dòng)力學(xué)研究有幫助。 致謝 作者要感謝(i)愛(ài)爾蘭工程和技術(shù)(IRCSET)科學(xué)研究理事會(huì)，格蘭特號(hào)RS/2005/340 ，(ii)格蘭特號(hào)R01 - HL – 060670的美國(guó)國(guó)家心肺和血液研究所，(iii)埃蒙卡瓦納博士，一個(gè)中西部地區(qū)DE 血管外科醫(yī)院的外科醫(yī)生，利默里克， 他幫助收集病人的數(shù)據(jù)和背景資料， 和(iv)斯馬斯沙阿來(lái)自于血管重塑和再生中心。 附錄 現(xiàn)實(shí)模型的制造 制造蠟?zāi)Ｐ偷姆椒ǎ凑障铝胁襟E給出。 1 .第一副模型用于創(chuàng)建蠟?zāi)Ｐ汀? 2 .用丙酮清潔模型的表面;確保它是一個(gè)個(gè)的散片并最后把他們裝起來(lái)。 3 .是這兩個(gè)螺栓件上下模型緊密的合模。 4 .在150 ℃的溫度下在容器中熔解鑄造用蠟 (Castylene B581 ， REMET公司)。 5 .把模型放在烤箱中預(yù)熱至40攝氏度 6 .模型放置的位置角度為45度，這可幫助液體蠟流入模型，盡量減少空氣間隙以免危險(xiǎn)，防止空隙和氣泡的產(chǎn)生。 7 .蠟緩慢盡可能防止飛濺的倒入到模型，防止產(chǎn)生空腔。正如腔內(nèi)澆注，模型放置到垂直位置，停止?jié)蚕灐? 8 .蠟在模型中放置4個(gè)小時(shí)并讓其慢慢冷卻。在這冷卻的過(guò)程中，模型被輕輕地用槌敲擊來(lái)使任何被困空氣上升到表面排出。 9 .由于蠟冷卻和凝固，要用額外的蠟來(lái)填補(bǔ)模型的型腔，以確保一個(gè)完整的蠟?zāi)Ｐ偷漠a(chǎn)生。 10 .打開(kāi)模型，認(rèn)真取出模型中的蠟?zāi)Ｐ汀? 制造有機(jī)硅模型的方法，按照下列步驟給出。 1 .硅與固化劑混合的比例為9:1。 2 .兩種材料混合在一起的事件為2分鐘。這種液態(tài)硅將作為主動(dòng)脈壁。液體硅膠包含氣泡所以一旦用手混合時(shí)必須除去。混合的時(shí)間則好壞參半，通常在室溫下大約90分鐘即可。 3 .為了去除某些部分的被困泡沫液態(tài)硅放在像集裝箱的容器中，直到所有氣泡已經(jīng)自己排出。持續(xù)的時(shí)間取決于容器中液態(tài)硅的粘度，事件可以由1小時(shí)到3小時(shí)不同。 4 .一旦所有的空氣已被排出，吸出所有的液態(tài)硅到60毫升注射器中。 5 .用丙酮清潔第二套鋁模型。 6 .噴涂上一層硅模型噴涂劑到鋁模型上［8］。 7 .認(rèn)真消除任何多余的物質(zhì)使蠟?zāi)Ｐ惋@得光亮。 8 .噴涂外殼保護(hù)膜（瓦克SF18瓦克化學(xué)有限責(zé)任公司）到蠟?zāi)Ｐ蜕稀娡亢螅胖?分鐘。 9 .把蠟?zāi)Ｐ头旁诶锩娑唁X模型放在外邊確保蠟?zāi)Ｐ陀芯鶆虻谋诤瘛? 10 .使帶螺栓的兩個(gè)鋁上下模型緊密合模。 11 .密封模型周圍的邊緣，以避免任何不必要的泄漏和縫隙。 12 .使用60毫升注射器慢慢注入液態(tài)硅到鋁鑄造模型。 13 .一旦液態(tài)硅注入，把模型放在溫度50℃烤箱內(nèi)，時(shí)間為24小時(shí)。 14 .一旦完成，打開(kāi)模型且認(rèn)真清除有機(jī)硅模型和蠟?zāi)Ｐ椭械碾s質(zhì)。 15 .把有機(jī)硅模型和蠟?zāi)Ｐ头诺綔囟?00℃的烤箱內(nèi)來(lái)融化模型上的蠟。 參考文獻(xiàn) ［1］ 賽卡利漢森，N.，里米特，R.，和迪費(fèi)維，O. 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Contributed by the Bioengineering Division of ASME for publication in the JOURNAL OF BIOMECHANICAL ENGINEERING.Manuscript received February 7, 2007;final manuscript received September 11,2007;published online April 28,2008.Review conducted by B.Barry Lieber.) Centre for Applied Biomedical Engineering Research (CABER), and Materials and Surface Science Institute, University of Limerick, Limerick,Ireland e-mail:tim.mcgloughlin@ul.ie Abdominal aortic aneurysm (AAA) can be defined as a permanent and irreversible dilation of the infrarenal aorta.AAAs are often considered to be an aorta with a diameter 1.5 times the normal infrarenal aorta diameter.This paper describes a technique to manufacture realistic silicone AAA models for use with experimental studies.This paper is concerned with the reconstruction and manufacturing process of patient-specific AAAs.3D reconstruction from computed tomography scan data allows the AAA to be created.Mould sets are then designed for these AAA models utilizing computer aided design/computer aided manufacture techniques and combined with the injection-moulding method.Silicone rubber forms the basis of the resulting AAA model.Assessment of wall thickness and overall percentage difference from the final silicone model to that of the computer-generated model was performed.In these realistic AAA models,wall thickness was found to vary by an average of 9.21%.The percentage difference in wall thickness recorded can be attributed to the contraction of the casting wax and the expansion of the silicone during model manufacture.This method may be used in conjunction with wall stress studies using the photoelastic method or in fluid dynamic studies using a laser-Doppler anemometry.In conclusion,these patient-specific rubber AAA models can be used in experimental investigations,but should be assessed for wall thickness variability once manufactured.［DOI: 10.1115/1.2907765］ Keywords:abdominal aortic aneurysm (AAA),3D reconstruction,Silicone. Introduction An abdominal aortic aneurysm (AAA) can be defined as a permanent and irreversible localized dilation of the infrarenal aorta［1］.It has been proposed that an AAA is an aorta with a diameter 1.5 times that of the normal infrarenal aorta［2］.Currently, the timing of surgical intervention is determined by the maximum diameter of the AAA,with an AAA diameter greater than 5 cm deemed to be at high risk of rupture.Much work has been aimed at the rupture prediction of these aneurysms,in particular, the use of finite element analysis to determine wall stress ［3–8］. Although the use of numerical studies to gain an insight into the stress acting on the AAA wall is of obvious benefit to the particular AAA case,validation of these techniques is of equal importance.The ability to manufacture patient-specific AAA models for experimental studies could extend the use of preoperative wall stress techniques.These realistic silicone models could be employed,not only for stress analyses, similar to the photoelastic work of Morris et al.［9］,but also for fluid dynamics studies and postoperative experimental testing,such as stent graft distraction testing.The models are created by first reconstructing a virtual AAA model,leading to mould design,and then to manufacturing via the injection-moulding technique.Previous research has examined the use of rapid prototyping as a method of producing elastomeric replicas of arterial vessels［10］.This method, although quick and effective,does not produce the surface finish that can be achieved using the injection-moulding process.Surface finish is of paramount importance when using arterial models for experimental testing using the photoelastic method, such as that previously conducted at our laboratory ［9］.Other techniques have been employed in order to make models for use in laser-Doppler anemometry (LDA)［11］and particle image velocimetry (PIV) flow studies,where surface finish was of lesser importance than when conducting wall stress studies.The principal objective of this study is to describe the modeling and manufacturing process used and to determine the effectiveness of the technique.This process of converting a standard computed tomography［CT］scan to a patient-specific silicone model is of value to many researchers in this field. Methods 3D Reconstruction.Four patients were chosen from our AAA database.The CT scans of each patient were then imported into the software package MIMICS [Materialise,Belgium].This software allows the transformation of 2D CT scans into realistic 3D models of exact geometry.This software uses a marching squares algorithm to threshold and segment the regions of interest of the CT scan according to a predetermined grayscale value.Once segmented,the software generates polylines around the segmented Fig. 1 Segmentation and polyline generation of CT scan.,(A) shows the full CT scan, while,(b) is a close-up of the region of interest. For the design of moulds, the AAA was regarded to be the full volume of the lumen and intraluminal thrombus,(ILT). regions,to a user-controlled level of smoothing.An example of this image segmentation and polyline generation can be seen in Fig.1.In this study, polylines were created with approximately 20 control points per scan, allowing optimum smoothing without the loss of model accuracy.These polylines can then be exported as initial graphics exchange specification (IGES)format.Previous work has utilized various other forms of reconstruction software,such as SCION IMAGE (Release Beta 4.0.2,Scion Corporation,Frederick,MD)［12］.Validation of MIMICS against this work has been performed,with a percentage difference of 1.2% between the reconstruction methods. Computer Aided Design(CAD).Polylines created in MIMICS are imported into PROENGINEER WILDFIRE 2.0(PTC, Parametric Technology).Surfaces are then recreated along these polylines.These surfaces are then exactly split into two halves,thus creating a two-piece mould set used in the manufacturing technique.Each patient-specific mould design consists of two sets of moulds.The first mould is designed to produce the casting wax model of the AAA,and the second set to produce the outer silicone model. The outer mould is approximately 2 mm larger in all regions than that of the wax mould,so as to produce a silicone model with a 2 mm thick wall.As the wall of an AAA can range in thickness of 0.23–4.33 mm ［13］,a wall thickness of 2 mm is a reasonable assumption and has been used in previous studies［14］.Example mould designs can be seen in Fig. 2.Each outer mould design includes supports for the inner wax cast to ensure location of the wax model inside the larger outer mould.Of the four AAAs used in this study,three AAAs were modeled without the iliac arteries(Patients A, B, and C),and one AAA with the iliac arteries included(Patient D).For experimental studies involving stress analyses,the iliac arteries are believed to be unimportant,whereas for fluid dynamic and stent graft testing,the iliac arteries are of paramount importance.Moulds designed without the iliac arteries have cylindrical sections included both in the proximal and distal regions of the AAA,to allow attachment to experimental test rigs. Computer Aided Manufacture(CAM).Once the mould sets have been designed in PROENGINEER,the designs are exported again in IGES format. These files are imported into the software. Fig. 2 Example mould designs of patient-specific AAAs.(a) is a mould design including iliac arteries and ,(b) without iliac arteries. Fig. 3 Example machined mould piece of inner AAA model. package AlphaCAM in