人體生物力學(xué)的研究方法精選(九篇)
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第1篇：人體生物力學(xué)的研究方法范文
一、運(yùn)動生物力學(xué)的定義：
運(yùn)動生物力學(xué)的定義（國內(nèi)）是運(yùn)動生物力學(xué)是一門新興學(xué)科，現(xiàn)在比較通用的定義是“運(yùn)動生物力學(xué)是研究體育運(yùn)動中人體機(jī)械運(yùn)動規(guī)律的科學(xué)”。國外對這門學(xué)科的定義也大相徑庭究，有些國家把運(yùn)動生物力學(xué)認(rèn)為是人體內(nèi)部運(yùn)動器系運(yùn)動和外部人體整體運(yùn)動的力學(xué)特性，盡管運(yùn)動生物力學(xué)在國內(nèi)外還沒有形成統(tǒng)一的定義，但是運(yùn)動生物力學(xué)的作用和研究意義已被各個國家所重視。
二、在技術(shù)教學(xué)中的重要地位
在體育運(yùn)動中任何一項(xiàng)身體練習(xí)都由一定的動作及動作體系構(gòu)成，而完成每個動作及整套動作都存在著最合理的運(yùn)動技術(shù)。合理的運(yùn)動技術(shù)以運(yùn)動生物力學(xué)理論為依據(jù)，并富含運(yùn)動生物力學(xué)原理。而運(yùn)動生物力學(xué)又以其分析科學(xué)性，結(jié)構(gòu)合理性為體育技術(shù)教學(xué)提供理論和方法上的指導(dǎo)，它可以通過對形形體育動作差別原因的分析，探討出獲得良好技術(shù)的各種力學(xué)條件，從而使學(xué)生更完善地認(rèn)識、學(xué)習(xí)和掌握合理的運(yùn)動技術(shù)動作。
三、對技術(shù)教學(xué)的積極影響
在技術(shù)教學(xué)中，及時而有針對性地向?qū)W生傳授運(yùn)動生物力學(xué)原理，往往能引起學(xué)生對學(xué)習(xí)和掌握運(yùn)動技術(shù)的興趣，并使復(fù)雜的技術(shù)簡單化，從而有利于學(xué)生及時糾正自己的錯誤動作，并防止由于錯誤動作而帶來的運(yùn)動損傷。
（一）提高學(xué)習(xí)運(yùn)動技術(shù)的興趣
隨著新科技、新技術(shù)的不斷地推動著體育科學(xué)技術(shù)的發(fā)展，新的運(yùn)動技術(shù)取代舊的運(yùn)動技術(shù)，或高級運(yùn)動技術(shù)取代低級運(yùn)動技術(shù)，已成為當(dāng)今社會的總體趨勢。新的運(yùn)動技術(shù)比舊的運(yùn)動技術(shù)更科學(xué)、更合理、更實(shí)效，并且更符合人體特點(diǎn)。因此，新技術(shù)總能吸引更多的人去研究和學(xué)習(xí)。在體育技術(shù)教學(xué)中，如何引起學(xué)生對新技術(shù)的興趣是學(xué)習(xí)的第一動力。比如，我們所說的站立式起跑和蹲踞式起跑，相對以往而言站立式起跑比蹲踞式起跑要舒適，運(yùn)動員一般都采用站立式起跑。隨著科學(xué)的發(fā)展，運(yùn)動生物力學(xué)這門學(xué)科逐漸進(jìn)入了人們的視角，從生物力學(xué)的角度來剖析站立式起跑和蹲踞式起跑的區(qū)別，蹲踞式起跑更有利于起跑，對于短距離的起跑和起跑后的加速跑這兩個階段從實(shí)效性和經(jīng)濟(jì)性這兩個角度而言作用最大，同時也為短距離途中跑和沖刺跑奠定了一定的能源物質(zhì)基礎(chǔ)，當(dāng)今在全國乃至世界在短距離運(yùn)動項(xiàng)目中全部必須采用蹲踞式起跑。如此，學(xué)生就會對蹲踞式起跑產(chǎn)生濃厚的興趣，大有躍躍欲試的欲望，從而在技術(shù)教學(xué)中就會主動、積極地參與并思考、體會技術(shù)細(xì)節(jié)，進(jìn)而縮短掌握技術(shù)動作的時數(shù)，有利于提高技術(shù)教學(xué)效果。
（二）使復(fù)雜的技術(shù)問題簡單化
相對于以往的體育教學(xué)中，當(dāng)體育教師對某一項(xiàng)較為復(fù)雜的技術(shù)過程講解時，學(xué)生常會因?yàn)榧夹g(shù)動作太復(fù)雜而影響學(xué)習(xí)，但如果教師能用適當(dāng)?shù)牧W(xué)知識加以分析和運(yùn)動生物力學(xué)的研究方法往往能使學(xué)生“頓悟”，從而激發(fā)學(xué)生的學(xué)習(xí)積極性。如：足球的香蕉球是一項(xiàng)較復(fù)雜的技術(shù)動作，且香蕉球形成的力學(xué)原因也極為復(fù)雜，但根據(jù)球在空中的運(yùn)行軌跡的力學(xué)現(xiàn)象，我們只要在踢球過程中，保證擊球點(diǎn)的用力通過球心，且不在一條直線上，就為香蕉球的產(chǎn)生創(chuàng)造了條件。因此我們可以運(yùn)用運(yùn)動生物力學(xué)中常用的研究方法去解決這個問題，利用高速攝影、電視、錄像和數(shù)據(jù)的分析，把學(xué)生、運(yùn)動員的運(yùn)動技術(shù)進(jìn)行攝影、錄像、高速攝影，然后回放給學(xué)生，學(xué)生可以從動作回放和慢放中知道動作的運(yùn)動軌跡，和香蕉球擊球點(diǎn)的位置。因此，對復(fù)雜的技術(shù)動作稍加力學(xué)分析，和采用先進(jìn)的設(shè)備便可使復(fù)雜問題簡單化，便于學(xué)生理解并提高教學(xué)效果。
（三）減少損傷以利掌握合理技術(shù)
第2篇：人體生物力學(xué)的研究方法范文
摘 要：以運(yùn)動和力學(xué)的緊密關(guān)系為依據(jù)，闡述運(yùn)動生物力學(xué)與體育教學(xué)原理交融滲透、密不可分。以散打教學(xué)為切入點(diǎn)，對散打教學(xué)中運(yùn)用生物力學(xué)知識的重要性，運(yùn)動生物力學(xué)知識在散打教學(xué)中的應(yīng)用做了淺析，得出在散打教學(xué)中傳授生物力學(xué)知識，有助于教師選擇正確的方法和手段，使教學(xué)合理、科學(xué)，提高教學(xué)質(zhì)量目的，促進(jìn)教師自身理論水平的提高。目的是為體育教學(xué)的改革的進(jìn)一步深化提供參考。
關(guān)鍵詞：生物力學(xué) 運(yùn)動 散打 教學(xué)
散打是一種以腿法為主的武技，實(shí)戰(zhàn)中步法的靈活運(yùn)用對保證充發(fā)揮腿的威力，取得實(shí)戰(zhàn)的勝利具有極其重要的意義。但在教學(xué)中由于教師忽視人體組織結(jié)構(gòu)的解剖與生理特點(diǎn)，導(dǎo)致教學(xué)效果不明顯，甚至學(xué)生運(yùn)動性損傷等情況比比皆是。運(yùn)動生物力學(xué)應(yīng)用于散打教學(xué)，不僅有利于對動作的理解和分析，而且可以對動作技術(shù)推陳出新。在跆拳教學(xué)中，如何運(yùn)用運(yùn)動生物力學(xué)知識指導(dǎo)教學(xué)，這是我們散打教師和教練探討的熱點(diǎn)。
一、散打教學(xué)中運(yùn)用生物力學(xué)知識的重要性
體育教學(xué)在向?qū)W生傳授運(yùn)動技術(shù)的同時，必須首先講解運(yùn)動技術(shù)的物力學(xué)特性，教會學(xué)生掌握合乎力學(xué)原理的技術(shù)動作，在掌握合理技術(shù)基礎(chǔ)上，盡量使每個學(xué)生按照其自身特點(diǎn)去改進(jìn)技術(shù)動作。在力的作用，人體和由人所帶動的運(yùn)動器械的運(yùn)動狀態(tài)要發(fā)生數(shù)值和方向上變化，要揭示運(yùn)動發(fā)生的原因和變化的情況，就必須研究運(yùn)動的動力學(xué)特征。力學(xué)的基本任務(wù)是研究物體的運(yùn)動和物體受力的關(guān)系。散打教學(xué)中，任何技術(shù)動作都是在人體自身的外力與內(nèi)力的整體作用下完成的，運(yùn)動物力學(xué)是體育教學(xué)存在和發(fā)展的最重要的理論依據(jù)之一，體育教學(xué)與動生物力學(xué)原理交融滲透、密不可分。作為一名合格的體育教師，必須運(yùn)動生理學(xué)、技能學(xué)、生物力學(xué)等基礎(chǔ)知識都有所了解。而在這些基礎(chǔ)性學(xué)科中，生物力學(xué)將使體育教師對人體運(yùn)動的原理、影響人體運(yùn)動的內(nèi)力外力作用，以及使物體產(chǎn)生運(yùn)動的原因等有更好的理解，可幫助體育教識別技術(shù)。更為重要的是體育教師在教學(xué)中結(jié)合運(yùn)動技術(shù)講授運(yùn)動生力學(xué)知識，學(xué)生容易理解和掌握，克服了在教學(xué)中局限于對技術(shù)運(yùn)動外的描述，能夠有效分析技術(shù)動作的優(yōu)劣。
二、運(yùn)動生物力學(xué)知識在散打教學(xué)中的應(yīng)用
（一）身體平衡的破壞
在散打搏擊項(xiàng)群中并非始終要求提高身體穩(wěn)度保持平衡狀態(tài)，有時反而需要快速破壞自身或?qū)Ψ缴眢w的平衡。
1.主動進(jìn)攻與防守。散打運(yùn)動中攻防交替變換頻繁。然而無論進(jìn)攻是防守都應(yīng)體現(xiàn)一個“快”字，即身體或肢體要快速啟動。要達(dá)到這一目的，運(yùn)動員必須在有利于自己啟動的方向上有意識的減小自身的穩(wěn)度，以快速破壞平衡而提高啟動速度。例如，某運(yùn)動員在連續(xù)進(jìn)攻中，前一進(jìn)攻動作完成后如何為后一進(jìn)攻動作奠定基礎(chǔ)，使之便于身體動作加速，為肌肉正常工作創(chuàng)造條件就顯得十分重要。防守中也是如此，既要考慮自身的穩(wěn)度，又要注意為反擊創(chuàng)造條件。如果防守時過分增大穩(wěn)度是不利反擊的。一般情況下主動降低自身的穩(wěn)度，破壞其平衡的方法有：在提身體重心的同時將重心投影點(diǎn)移至支撐面的邊緣處，或者改變步態(tài)減小
支撐面積，或者改變身體的姿勢等，已達(dá)到降低身體在運(yùn)動方向的穩(wěn)定度的目的。
2.破壞對方的平衡。從力學(xué)角度看，雙方在技術(shù)上的對抗實(shí)際上是雙方在某一方向的穩(wěn)定程度對抗。只要一方在某一方向的穩(wěn)度明顯大于對方的穩(wěn)度，在一定的力矩作用下就能首先使對方失去平衡。根據(jù)影響身體平衡的因素我們知道，對方重心的投影點(diǎn)至支撐面邊緣最近方向便是他身體平衡最不穩(wěn)定的方向，若能抓住此時機(jī)沿此方向施力，很容易破壞對方身體的平衡。要想沿某一方向破壞對方的平衡，進(jìn)攻還必須注意調(diào)節(jié)好自身支撐面的形狀和重心投影點(diǎn)的位置，以加強(qiáng)本的再進(jìn)攻方向的穩(wěn)度，這樣才能達(dá)到在保護(hù)自己的前提下破壞他人的
衡。
（二）身體平衡的主動恢復(fù)
當(dāng)運(yùn)動員身體的平衡受到破壞又不能借穩(wěn)定力矩恢復(fù)初始平衡時，人體還能采用一些措施主動地恢復(fù)平衡。
1.補(bǔ)償運(yùn)動。當(dāng)運(yùn)動員身體開始失去平衡而傾斜時，人體的相應(yīng)環(huán)節(jié)發(fā)生位置的改變，以調(diào)整人體姿勢，使身體重心的投影點(diǎn)重新回到支撐內(nèi)，恢復(fù)初始平衡。例如人體重心向左偏移時，人體的上肢或軀干主動向右移動以抵消重心的偏移量。
2.改變支撐面。當(dāng)運(yùn)動員偏平衡位置較遠(yuǎn)，平衡嚴(yán)重受到破壞時，補(bǔ)償動作便失去作用。這時人體可以采用改變支撐點(diǎn)，形成新的支撐面的方法重新建立平衡或恢復(fù)初始平衡狀態(tài)。改變支撐面的方法有兩種：一是沿著重心偏移方向擴(kuò)大支撐面，使重心投影點(diǎn)位于新的支撐面，使重心投影點(diǎn)位于新的支撐面；另一種方法是改變支撐面的形狀，使人體重心投影點(diǎn)重新回到新的支撐面內(nèi)。
（三）重心位置偏前或偏后的實(shí)戰(zhàn)姿勢
1.重心位置偏前的實(shí)戰(zhàn)姿勢特點(diǎn)。當(dāng)兩腳呈前后站立支撐時，如身體過于前傾，軀干與水平面的夾角偏小，則使身體遷移。此時，前腿各環(huán)節(jié)受力大于后腿。這種實(shí)戰(zhàn)姿勢是不利于進(jìn)攻的。因?yàn)檫M(jìn)攻就要體現(xiàn)一定的效果（動作速度和擊打力量），而制約打擊效果的直接因素之一是整個身體運(yùn)動的幅度。因此，只有將身體重心適當(dāng)后移，才能達(dá)到使身體更好遷移的目的，才便于腿的進(jìn)攻。根據(jù)運(yùn)動中移動重心原則可知，支撐重心的腿，能使身體做奔騰、跳躍動作，還能抬腿移步；非支撐重心的腿（虛腿）則可以做橫踢和下劈以及移步動作，
但不能是身體騰起、跳躍。由此看來，身體重心在水平面的投影與支撐腳的間距影響著身體的穩(wěn)定性，虛腿只起輔助作用，進(jìn)攻則全靠虛腿。從身體遷移的幅度、速度和擊打力量考慮，重心都不能過于偏前。
2.重心位置偏后的實(shí)戰(zhàn)姿勢特點(diǎn)。當(dāng)腳步呈前后站立支撐時，如身體過于后傾，則使身體重心偏后。此時后支撐腿各環(huán)節(jié)的受力大于前腿。這種姿勢既有利于提高前腿的進(jìn)攻速度和力量，又能增大雙方的間距使自己免受擊打。但由于身體的重量主要右后腿承受，因而不利于快速后退或防守反擊。在此狀態(tài)下，對前腿的反應(yīng)速度要求較高，一旦要向后退防守時，前腿需快速有力蹬地，推動身體向后運(yùn)動，免受對手的擊打。
3.重心位置偏低的實(shí)戰(zhàn)姿勢。無論兩腳是前后或左右站立，下蹲支撐時兩腳間距較大，下肢各關(guān)節(jié)彎曲度大，都會使身體重心自然降低，因而增大了支撐面，身體的穩(wěn)定性較好。但此狀態(tài)下下肢各關(guān)節(jié)伸肌的負(fù)擔(dān)較重，不利于快速啟動和步伐的調(diào)整。此外還會造成下肢肌肉的疲勞。因此在實(shí)戰(zhàn)中不宜長時間的保持這種姿勢。
4.重心位置偏高的實(shí)戰(zhàn)姿勢。身體自然放松，兩腳間距小，兩膝彎曲不大，身體重心則偏高。此時下肢各關(guān)節(jié)肌肉的負(fù)荷較小，肌肉不宜疲勞，有利于進(jìn)攻與防守。但不利之處在于動作預(yù)兆較大，容易暴露戰(zhàn)術(shù)意圖，且支撐面較小，身體的穩(wěn)定性較差。
三、結(jié) 論
經(jīng)過幾年的訓(xùn)練和教學(xué)工作。筆者認(rèn)為：在散打教學(xué)中傳授生物力學(xué)知識，可有助于教師選擇正確的方法和手段，使教學(xué)合理、科學(xué)，從而達(dá)到提高教學(xué)質(zhì)量目的，促進(jìn)教師自身理論水平的提高。在體育教學(xué)中，普及不可缺少的有關(guān)生物力學(xué)知識，比單純講技術(shù)效果要好，它不但可以使學(xué)生了解技術(shù)動作的本質(zhì)、掌握合理技術(shù)、識別技術(shù)動作的優(yōu)劣，而且可以幫助學(xué)生正確學(xué)習(xí)技術(shù)和新項(xiàng)目，學(xué)會自我保護(hù)方法，防止傷害事故的發(fā)生。學(xué)生們普遍反映，在體育課中講授生物力學(xué)知識使他們既掌握了技術(shù)動作的關(guān)鍵，又使所學(xué)的知識有機(jī)地結(jié)合起來，同時進(jìn)一步使學(xué)生認(rèn)識到體育不僅僅是跑跑、跳跳，而且是大有學(xué)問的一門學(xué)科。
參考文獻(xiàn)：
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第3篇：人體生物力學(xué)的研究方法范文
關(guān)鍵詞 攀巖 生物力學(xué) 側(cè)拉動作 技術(shù)分析
本文運(yùn)用文獻(xiàn)資料法對動作技術(shù)的分析加以概括，特別是關(guān)于運(yùn)動生物力學(xué)的研究分析。很多研究中都運(yùn)用到了運(yùn)動生理學(xué)的相關(guān)指標(biāo)，如肌電測量分析法，當(dāng)然生物力學(xué)的實(shí)驗(yàn)研究少不了，如平面定點(diǎn)攝影測量法。這些方法均是為了找出優(yōu)秀動作的運(yùn)動學(xué)參數(shù)指標(biāo)，尋求該動作過程的運(yùn)動學(xué)特點(diǎn)，揭示運(yùn)動員完成合理動作的規(guī)律和技術(shù)動作要領(lǐng)，并制定針對性的科學(xué)訓(xùn)練方法，促進(jìn)運(yùn)動員快速掌握動作技術(shù)，進(jìn)而提高攀巖運(yùn)動的競技水平。
1側(cè)拉的分類
側(cè)拉動作 1：開始動作時運(yùn)動員身體正對巖壁身體重心離巖壁遠(yuǎn)而不利于完成動作。
側(cè)拉動作 2：開始動作時運(yùn)動員身體側(cè)對巖壁，但支撐腿（左）和巖壁之間的角度太大。
側(cè)拉動作 3：開始時運(yùn)動員身體側(cè)對巖壁，支撐腿的外測盡量貼近巖壁。
2平面定點(diǎn)測量的結(jié)果分析
2.1攀巖時人體重心的特點(diǎn)
人體重心是人體各環(huán)節(jié)所受重力合力的作用點(diǎn)，攀巖時只有手和足附著在巖壁上人體其它部分均在巖壁之外，由巖壁與人體的位置關(guān)系可知，攀巖時人體重心在巖壁之外，重力不僅對人體產(chǎn)生向下的作用力，同時還產(chǎn)生使人體向外傾倒的力矩，因此重力是破壞人體平衡的主要作用力，人體重心的位置對攀巖時人體的平衡非常重要。
2.2保持平衡所需力量
人體重心的位置對攀巖時人體的平衡非常重要。動作1和動作2在做起始動作時重心在兩支點(diǎn)連線的左方但中間動作時在兩支點(diǎn)連線的右方，在這個過程中為了保持身體的平衡手臂做了很多的功也就是手的拉力用了很大的勁，而動作 3 的起始動作時重心在兩支點(diǎn)連線的右方，所以在完成動作時很省力，動作是科學(xué)的。
3三種側(cè)拉動作的力學(xué)分析
側(cè)拉動作1和側(cè)拉動作2在起始動作時重心在兩支點(diǎn)連線的右側(cè)，但中間動作時在兩支點(diǎn)連線的左側(cè)，在這個過程中為了保持身體的平衡，克服重力給人體帶來的轉(zhuǎn)動效果，手臂的拉力起了主要的作用，用了很大的力量。而動作3的起始動作時重心在兩支點(diǎn)連線的右方，人體重心主要是垂直方向的運(yùn)動，所以在完成動作時比較省力。同時側(cè)拉3的動作特點(diǎn)是身體側(cè)對巖壁，身體對側(cè)手腳接觸巖壁，另一只腿伸直用來調(diào)節(jié)身體平衡。人體重心更靠近巖壁，傾倒力矩小。另外支撐腿在由屈到伸的過程中人體重心只是向上移動，不會被頂離巖壁，傾倒力矩不會增加，隨人體重心提高側(cè)對巖壁可以使右臂仍然可以向下拉，抵抗傾倒的力矩不會減小，平衡維持比較容易，同時可以利用全身的高度去抓握上方支點(diǎn)。
4采用側(cè)拉技術(shù)動作合理性（側(cè)拉動作3）的力學(xué)分析
側(cè)拉動作3的特點(diǎn)是身體側(cè)對巖壁，身體對側(cè)手腳接觸巖壁，另一只腿伸直用來調(diào)節(jié)身體平衡。力學(xué)合理性表現(xiàn)為兩個方面，一是由于側(cè)對巖壁，人體重心更靠近巖壁，傾倒力矩小。另外支撐腿在由屈到伸的過程中人體重心只是向上移動，不會被頂離巖壁，傾倒力矩不會增加，隨人體重心提高側(cè)對巖壁可以使右臂仍然可以向下拉，抵抗傾倒的力矩不會減小，平衡維持比較容易，同時可以利用全身的高度去抓握上方支點(diǎn)。
另外，側(cè)拉時人體重心點(diǎn)一直在左手和右足攀登附著點(diǎn)的連線附近，由于力臂很小，這樣在人體上升用右手觸摸下一點(diǎn)時人體重力幾乎不產(chǎn)生繞縱軸的使人體翻轉(zhuǎn)的轉(zhuǎn)動力矩，這樣右手就可以比較自如的去觸摸和把握下一點(diǎn)，左腿也可以進(jìn)行較大幅度的活動。
5不同類型側(cè)拉技術(shù)肌電測試結(jié)果的分析
在三種側(cè)拉動作的對比中側(cè)拉動作3的膝關(guān)節(jié)角度開始變化時肱二頭肌還沒開始發(fā)力，股外側(cè)肌是促使身體向上移動的主要發(fā)力肌肉。
另外，在三種側(cè)拉動作的對比中側(cè)拉動作3的發(fā)力順序間隔明顯股外側(cè)肌――腓腸肌――背闊肌――肱二頭肌，說明在側(cè)拉動作3的過程中股外側(cè)肌是最先參與發(fā)力的而且發(fā)力而且持續(xù)時間長，貢獻(xiàn)的力量最大，是主要用力肌肉，相反肱二頭肌的參與時間晚，持續(xù)時間短，貢獻(xiàn)的力量最小。不同側(cè)拉動作各肌肉發(fā)力大小比較可以看出側(cè)拉動作3的肱二頭肌積分肌電值最小，股外側(cè)肌積分肌電值最大。
在難度攀巖中如何合理的應(yīng)用技術(shù)動作調(diào)整身體平衡，節(jié)約上肢力量直接決定運(yùn)動員的比賽成績，從以上對比看出側(cè)拉動作3是這三種動作中最合理的動作，同時也提醒我們在日常訓(xùn)練中不要單單注重上肢力量的訓(xùn)練，下肢力量的訓(xùn)練也是很有必要的。
參考文獻(xiàn)
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第4篇：人體生物力學(xué)的研究方法范文
關(guān)鍵詞： 足部； 應(yīng)力分析； 跖骨； 有限元； Abaqus
中圖分類號： R6；TB115.1文獻(xiàn)標(biāo)志碼： B
引言
隨著計算機(jī)技術(shù)的迅速發(fā)展，近年來，有限元法被廣泛應(yīng)用于生物力學(xué)的研究中.作為生物力學(xué)重要的組成部分，廣大學(xué)者對足部生物力學(xué)進(jìn)行大量研究，如踝關(guān)節(jié)損傷[1]、拇指外翻[2]和扁平足[3]等足部疾病的生物力學(xué)研究.目前，對足部生物力學(xué)的研究大多針對離體標(biāo)本或人工模型，不能量化觀察韌帶和關(guān)節(jié)上的力，也難以得到骨骼內(nèi)部的受力情況，造成研究成果不全面[4].有限元法的引進(jìn)，可以解決這些不能直接在人體上操作的技術(shù)難題.
人類足部的構(gòu)造分為3個部分，即前足部、中足部和后足部.如圖1所示，前足部為趾骨，人在步行時，以前足部抓住地面，讓身體前進(jìn).中足部由第一至第五跖骨形成，各跖骨都由韌帶與骨頭部相結(jié)合；體質(zhì)量加上去后，足弓會有某種程度的減少，因此足弓是具有彈力的骨.后足部由跗骨組成，由跟骨、距骨、舟骨，第一、第二、第三楔骨以及骰骨等7支骨再加上強(qiáng)度很高的韌帶所構(gòu)成，對人類直立時安定感的控制起重要作用.[5]本文主要致力于研究人體足部站立及在碾壓工況下足部的受力情況.
（a）足部骨組織 （b）足部韌帶與關(guān)節(jié)圖 1足部結(jié)構(gòu)
1CAE分析
運(yùn)用有限元軟件Abaqus對足部進(jìn)行應(yīng)力分析，研究足部骨組織的受力情況.先將載荷與邊界條件施加到足部模型上，然后求解靜力分析的控制方程，即可得到足部模型在各節(jié)點(diǎn)的位移和應(yīng)力.靜力分析控制方程[6]如下 KU=F （1）式中：K為剛度矩陣；U為位移向量；F為載荷向量.
1.1幾何模型
運(yùn)用Engauge軟件從CT圖像上提取出某成年男子足部骨組織和軟組織的外形輪廓數(shù)據(jù)[7]，提取時將足部模型進(jìn)行適當(dāng)簡化：
（1）為減少計算量，對足部剖面視圖進(jìn)行研究，即建立二維模型.
（2）將足部韌帶與關(guān)節(jié)簡化成線單元.
（3）忽略骰骨和籽骨，將足舟骨與楔骨合為一體.
提取完輪廓數(shù)據(jù)后，將其導(dǎo)入建模軟件SolidWorks，在二維平面上形成一系列的數(shù)據(jù)點(diǎn)，將這些數(shù)據(jù)點(diǎn)按足部輪廓連點(diǎn)成線，形成足部輪廓圖，見圖2（a）.連線成面，建立起趾骨、跖骨、楔骨、跟骨、距骨和脛骨的二維模型.在這個基礎(chǔ)上將線單元添加到各個骨關(guān)節(jié)之間，代替足部的韌帶和關(guān)節(jié)，最終建立足部模型，見圖2（b）.
（a）足部輪廓 （b）足部模型圖 2建模過程
1.2單元類型和材料屬性
在有限元分析時，韌帶組織選擇Abaqus中的二節(jié)點(diǎn)平面線性梁單元B21；骨組織選擇四節(jié)點(diǎn)雙線性平面應(yīng)力四邊形單元CPS4R；由于模型幾何形狀不規(guī)則，故劃分網(wǎng)格時會產(chǎn)生部分三角形單元CPS3[8].劃分的網(wǎng)格見圖3（a）.足部骨組織與軟組織的單元屬性、單元數(shù)量和材料屬性見表1.
（a）網(wǎng)格劃分 （b）載荷與邊界條件圖 3計算過程
1.3載荷和邊界條件
本文主要研究人站立時足部踩在地面所產(chǎn)生的力學(xué)情形，為接近真實(shí)的受力情形，負(fù)載條件是給予負(fù)荷控制.由于成年男子的體質(zhì)量約為70 kg，故給予負(fù)荷控制的方法是在一側(cè)的脛骨上施加由上往下的350 N的力.在跟骨底部選一點(diǎn)進(jìn)行固定約束，約束U1，U2，UR1和UR2；在趾骨底部選一點(diǎn)進(jìn)行位移約束，約束UR2，見圖3（b）；骨組織之間的關(guān)節(jié)連接、骨組織與軟組織之間的連接用接觸定義進(jìn)行模擬[8]，定義接觸行為為bonded.
1.4計算結(jié)果
定義完后進(jìn)行分析計算，計算結(jié)果見圖4.由圖4（a）可知，人站立時足部受力較大部位為各個骨關(guān)節(jié)處，其中最大應(yīng)力位于跖骨上，為0.919 MPa.由圖4（b）可知，足部變形最大部位在跖骨和楔骨，變形量為1.19 mm，這是由于跖骨和楔骨在足部骨骼中受力較大、支撐較少.
（a）應(yīng)力分布 （b）位移分布圖 4分析結(jié)果
2不同工況分析
為進(jìn)一步分析研究足部骨骼受力情況，對足部施加碾壓力，受碾壓部位在楔骨上，見圖5（a）.分別模擬人體足部承受100，200，500和1 000 N碾壓力時進(jìn)行比較分析，分析結(jié)果見表2.建立如圖5（a）所示的穿過各個骨組織的路徑，以研究足部被碾壓時各骨組織受力的具體情況.將路徑上應(yīng)力值從Abaqus中提取出來導(dǎo)入origin，見圖5（b）.
（a）施加載荷 （b）路徑應(yīng)力圖 5變工況分析
表 2不同工況下的最大應(yīng)力碾壓力/N1002005001 000最大應(yīng)力/MPa2.6354.77410.35423.572
從圖5可知：（1）足部不同部位所受應(yīng)力明顯不同，趾骨與跖骨、跖骨與楔骨以及距骨與跟骨的關(guān)節(jié)部位所受應(yīng)力明顯較其他部位大，跖骨前側(cè)承受整個足部的最大應(yīng)力.這是由于足弓下方只有韌帶、關(guān)節(jié)和軟組織起支撐作用，而這些組織的彈性模量遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于骨組織的緣故.（2）在不同工況下，足部應(yīng)力隨之不斷增加，足部承受100 N碾壓力時，跖骨的最大應(yīng)力為2.635 MPa；當(dāng)足部承受1 000 N碾壓力時，跖骨的最大應(yīng)力已達(dá)到23.572 MPa.由此可知，足部在受到重?fù)艉蛿D壓等情況下極易受傷，且受傷部位易出現(xiàn)在趾骨上.
3結(jié)論
對人體足部進(jìn)行二維建模，并分析其受力情況，得到以下結(jié)論.
（1）人正常站立時，足部各個骨組織中骨關(guān)節(jié)和跖骨受力較大.
（2）人體足部受到碾壓時，跖骨極易出現(xiàn)損傷，當(dāng)足部承受1 000 N碾壓力時，跖骨的最大應(yīng)力已達(dá)到23.572 MPa.
（3）本文的研究方法為損傷模擬等生物力學(xué)問題提供一種參考手段.參考文獻(xiàn)：
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第5篇：人體生物力學(xué)的研究方法范文
關(guān)鍵詞：生物力學(xué)；骨質(zhì)疏松；腰椎；模型；體層攝影術(shù)
脊柱的生物力學(xué)試驗(yàn)可以通過體內(nèi)和體外試驗(yàn)兩種方式進(jìn)行。近年來有限元分析法作為一種骨科生物力學(xué)的研究方法越來越受到關(guān)注。有限元分析不僅能模擬脊柱的各種運(yùn)動方式，還能模擬正常人、患者和手術(shù)后的脊柱外形，從而計算出相應(yīng)的各個結(jié)構(gòu)的受力和位移情況。腰椎的有限元模型可以為骨質(zhì)疏松椎體彌補(bǔ)以上試驗(yàn)的不足，為骨質(zhì)疏松椎體的生物力學(xué)試驗(yàn)提供良好的試驗(yàn)?zāi)Ｐ?。擬建立包含多個完整的功能脊柱單位（Functional spinal unite，F(xiàn)SU）骨質(zhì)疏松腰椎的三維有限元模型，模型包括四個椎體和三個個椎間盤。模型將用于骨質(zhì)疏松的椎體的治療評價的生物力學(xué)試驗(yàn)。
1 資料與方法
1.1 一般資料：①志愿者1名：根據(jù)國人解剖學(xué)數(shù)值選取1個有代表性的健康成年男性志愿者，35歲，身高175 cm，體重73 kg；②General Electrics 64層螺旋CT機(jī)；③計算機(jī)工作站：Intel（R）Xeon（TM）CPU 3.00 G 雙核四節(jié)點(diǎn)（8 cpu），內(nèi)存：16 G，硬盤：320 G；④醫(yī)學(xué)圖像處理軟件Mimics 10.0（Materialise's interactive medical image control system 10.0）：一款由比利時Materialise 公司開發(fā)的介于醫(yī)學(xué)與機(jī)械領(lǐng)域之間的一套逆向軟件，可以快捷的將CT或是MRI的斷層掃瞄的二維圖像轉(zhuǎn)化為機(jī)械領(lǐng)域中CAD/CAM軟件或完全的三維模型；⑤有限元分析軟件MSC.PATRAN 2005：MSC.PATRAN最早由美國宇航局（NASA）倡導(dǎo)開發(fā)的，是工業(yè)領(lǐng)域最著名的并行框架式有限元前后處理及分析系統(tǒng)，其開放式、多功能的體系結(jié)構(gòu)可將工程設(shè)計、工程分析、結(jié)果評估、用戶化身和交互圖形界面集于一身，構(gòu)成一個完整CAE集成環(huán)境；⑥有限元分析軟件ABAQUS：ABAQUS由美國公司開發(fā)，是世界知名的高級有限元分析軟件，其解決問題的范圍從相對簡單的線性分析到許多復(fù)雜的非線性問題。ABAQUS包括一個十分豐富的、可模擬任意實(shí)際形狀的單元庫。
1.2 方法與步驟：模型的建立：①螺旋CT掃描：采用General Electrics 64層螺旋CT對已經(jīng)選定的對象進(jìn)行螺旋掃描及斷層圖像處理。掃描時志愿者采取仰臥位靜止不動，盡量保持掃描斷面與身體長軸垂直。掃描參數(shù)如下：層厚0.699 mm，球管電流200 mA、電壓120 kV。②CT圖像處理及保存：在CT工作站中，通過調(diào)整圖灰度、增加對比度等，對圖像觀察細(xì)節(jié)進(jìn)行處理，得到清晰的骨窗斷層圖像，并將其保存為DICOM格式，刻錄為光盤保存。③CT圖像處理及胸腰段三維圖像的重建：將DICOM格式的圖像數(shù)據(jù)導(dǎo)入三維重建軟件Mimics。在MIMICS中逐層分割提取已選取的CT圖像，去除骨骼周圍軟組織圖像，盡量把胸腰椎T11～T12～L1～L2段從背景中分割。得到處理后每一個斷層的CT圖像，然后重建出胸腰段的三維圖像。④胸腰段椎體三維實(shí)體模型的建立和光滑處理：把生成的三維圖像數(shù)據(jù)導(dǎo)入Magic rp軟件，利用Remesh模塊對模型進(jìn)行光滑處理，生成光滑和幾何高度近似，具有較好面網(wǎng)格質(zhì)量的模型以便導(dǎo)入Patran前處理軟件，構(gòu)建有限元模型。⑤胸腰段三維模型的前處理：將優(yōu)化的面網(wǎng)格文件導(dǎo)入MSC Patran前處理軟件，生成正常T11～T12～L1～L2段椎體的四面體單元。并在體單元的基礎(chǔ)上根據(jù)解剖結(jié)構(gòu)的材料屬性不同，把椎體分割成皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨、椎體后部3個部分，其中皮質(zhì)骨厚度約為1～2 mm。⑥T11/T12、T12/L1、L1/L2椎間盤的建模過程：在已有的椎體四面體單元的基礎(chǔ)上生成椎間盤和終板模型，采用六面體單元劃分。椎間盤髓核被模擬為不可壓縮的體單元（Hybird）。髓核的體積約占椎間盤體積的35%～45%，靠近中后部1/3。椎間盤的上下表面由1.0 mm 厚的軟骨終板構(gòu)成。⑦關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)、椎間盤纖維、韌帶的建模過程：選擇關(guān)節(jié)軟骨，并把關(guān)節(jié)軟骨層的表面接觸選用面-面接觸單元模擬（無摩擦的滑動表面接觸單元），關(guān)節(jié)囊使用三維Truss單元模擬。纖維環(huán)纖維由只承受拉應(yīng)力的Truss單元構(gòu)建，纖維在環(huán)狀體中呈剪刀狀方式走行，并與椎間盤平面成平均25°～40°的夾角。有限元模型包含的前縱韌帶、后縱韌帶、棘上韌帶、棘間韌帶、橫突間韌帶以及黃韌帶均采用只受拉力Truss單元模擬。⑧賦予各結(jié)構(gòu)材料學(xué)參數(shù)：對整個胸腰段有限元模型單元材料相關(guān)屬性進(jìn)行設(shè)定，構(gòu)建與實(shí)際模型在材料參數(shù)和力學(xué)行為上相吻合的三維有限元模型，其中纖維、韌帶、關(guān)節(jié)囊為只受拉應(yīng)力的線彈性材料。各部位的材料屬性見表1。
表1 正常胸腰段有限元模型的材料參數(shù)
結(jié)構(gòu)彈性模量（MPa）泊松比截面積（mm2）皮質(zhì)骨 12 0000.30
松質(zhì)骨1000.2
關(guān)節(jié)軟骨100.4
L5-椎體后部3 5000.25
終板1 0000.4
椎間盤纖維環(huán)基質(zhì)4.20.45
椎間盤髓核0.20.4999
纖維環(huán)纖維500非線性
前縱韌帶200.33 8.0后縱韌帶700.320.0黃韌帶500.360.0棘間韌帶280.335.5棘上韌帶280.335.5橫突間韌帶500.310.0關(guān)節(jié)囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41
骨質(zhì)疏松的材料模型為在正常模型材料參數(shù)的基礎(chǔ)上，皮質(zhì)骨、終板、后部結(jié)構(gòu)模量減少33%，松質(zhì)骨減少66%，同時考慮髓核脫水，彈性模量增加1倍，其他結(jié)構(gòu)保持不變。見表2。
表2 骨質(zhì)疏松胸腰段有限元模型的材料參數(shù)
結(jié)構(gòu)彈性模量（MPa）泊松比截面積（mm2）皮質(zhì)骨 8 0400.30
松質(zhì)骨340.2
關(guān)節(jié)軟骨100.4
L5-椎體后部2 3450.25
終板6700.4
椎間盤纖維環(huán)基質(zhì)4.20.45
椎間盤髓核0.40.4999
纖維環(huán)纖維500非線性
前縱韌帶200.338.0后縱韌帶700.320.0黃韌帶500.360.0棘間韌帶280.335.5棘上韌帶280.335.5橫突間韌帶500.310.0關(guān)節(jié)囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41
2 結(jié)果
正常脊柱胸腰段三維有限元模型已經(jīng)建立起來。完整的脊柱胸腰段三維有限元模型包括共276 580個四面體單元，8 532個六面體單元，673個桿單元，總計共95 219個結(jié)點(diǎn)。見表3。
表3 正常胸腰椎有限元模型的單元劃分
結(jié)構(gòu)單元類型數(shù)量節(jié)點(diǎn)
95 219椎體骨四面體單元276 580椎間盤、終板六面體單元8 532韌帶、關(guān)節(jié)囊、纖維三維桿單元673
建成后的三維有限元模型與實(shí)體組織具有良好的幾何相似性。
完全按照上述步驟我們利用有限元軟件Patran前處理功能，對不同組織的物理特性進(jìn)行定義，皮質(zhì)骨、終板、后部結(jié)構(gòu)模量減少33%，松質(zhì)骨減少66%，同時考慮髓核脫水，彈性模量增加1倍，其他結(jié)構(gòu)保持不變?；痉险鎸?shí)的生物力學(xué)要求，真實(shí)模擬了骨質(zhì)疏松椎體的材料特性，成功建立了T11～L1的骨質(zhì)疏松有限元模型。見圖1。
圖1 建立關(guān)節(jié)囊、纖維、韌帶的正常胸腰段脊柱有限元模型
3 討論
1974年，Belytschko首先將有限元分析法應(yīng)用于脊柱力學(xué)研究，建立二維椎間盤模型，標(biāo)志著有限元在骨科生物力學(xué)分析中應(yīng)用的開端[1]。Liu等在1975年首次提出三維有限元模型，將其用于椎間盤生物力學(xué)研究并將理論結(jié)果與試驗(yàn)結(jié)果進(jìn)行了比較。由于有限元法在求解過程中條理清晰，步驟同一，通用性強(qiáng)，特別適合計算機(jī)仿真計算。隨著電腦軟硬件技術(shù)的發(fā)展，有限元法在骨結(jié)構(gòu)生物力學(xué)及醫(yī)療研究中愈顯重要且前景廣闊。
有限元分析不僅能模擬脊柱的各種運(yùn)動方式，還能模擬正常人、患者和手術(shù)后的脊柱外形，從而計算出相應(yīng)的各個結(jié)構(gòu)的受力和位移情況。脊柱某些結(jié)構(gòu)的外在位移用普通試驗(yàn)方法容易測得，但內(nèi)在應(yīng)力的改變則需要復(fù)雜的測試技術(shù)，利用有限元分析能夠精細(xì)地得到模型內(nèi)部地受力變化。這比外在位移來說更具有深遠(yuǎn)地意義。而計算機(jī)技術(shù)的進(jìn)步及功能完善的專用軟件的問世，為確保有限元模型的精確性奠定了基礎(chǔ)。現(xiàn)今的研究成果使有限元模型不僅能逼真地模擬椎骨、椎間盤，還能將脊柱周圍的韌帶、肌肉直接或者間接地加入模型，使模型更加真實(shí)完善。正因?yàn)槿绱?，近年來有限元分析法作為一種骨科生物力學(xué)的研究方法越來越受到關(guān)注。有限元模型最大的優(yōu)勢在于可以反映集體內(nèi)部的應(yīng)力變化情況，這是其他試驗(yàn)方法難以做到的。
3.1 骨質(zhì)疏松腰椎三維有限元模型的建立：有限元建模有多種方法，由于人體結(jié)構(gòu)的不規(guī)則性，同時CT、MRI機(jī)器普及，圖像建模的方法比較適合于臨床生物力學(xué)的研究，目前多數(shù)臨床相關(guān)的研究是通過此方法建模的[2-3]。
在本試驗(yàn)中，我們采用General Electrics 64層螺旋CT對已經(jīng)選定的對象進(jìn)行薄層螺旋掃描及斷層圖像處理。得到清晰的胸腰段椎體骨窗斷層圖像，并將其保存為DICOM格式，再將DICOM格式的圖像數(shù)據(jù)導(dǎo)入三維重建軟件Mimics。這樣通過CT建立的胸腰段椎體有限元仿真模型與真實(shí)的胸腰段脊柱在幾何上就近似人體骨形態(tài)。并且我們建立的是四面體椎體模型，四面體相比六面體，對復(fù)雜幾何體的形狀擬和較好。脊柱六面體有限元模型和本課題建立的四面體椎體加六面體椎間盤的胸腰段有限元模型示意圖：見圖2～3。
圖2 脊柱六面體有限元模型
圖3 胸腰段六面體、四面體混合有限元模型
另外，由于韌帶從生理結(jié)構(gòu)上，只承受拉力作用，不受壓力作用，因此，本試驗(yàn)中采用只受拉力作用的線彈性材料模型，采用三維桿單元模擬，一定程度上符合韌帶的生理特性。由于CT無法建立椎間盤模型（因?yàn)樵贑T上椎間盤的灰度和周圍軟組織的灰度重疊無法取值）且椎間盤結(jié)構(gòu)復(fù)雜，文章根據(jù)椎間盤的生理結(jié)構(gòu)，通過CAD構(gòu)建了簡化的椎間盤模型。椎間盤被固定在相鄰的椎體之間，分散來自椎體的壓力，通過與雙側(cè)軟骨終板結(jié)合的纖維環(huán)和髓核使椎體間具有一定的活動度。
3.1.1 三維胸腰椎體幾何模型的準(zhǔn)確性：我們研究所建立的有限元模型是骨質(zhì)疏松椎體壓縮性骨折好發(fā)的脊柱胸腰段，更符合臨床實(shí)際情況。模型的建立選擇健康成年人的胸腰段脊柱作為基礎(chǔ)，應(yīng)用螺旋CT掃描獲得胸腰段脊柱的詳細(xì)輪廓數(shù)據(jù)，經(jīng)Materialise Mimics逆向處理軟件，建立胸腰段脊柱的三維實(shí)體模型。本研究采用基于CT原始數(shù)據(jù)的先進(jìn)逆向建模技術(shù)，解決了CAD傳統(tǒng)正向建模技術(shù)無法構(gòu)建骨骼等復(fù)雜幾何體的問題，從而保證了幾何高度近似，為下一步的研究提供了良好的三維模型。
3.1.2 三維胸腰椎體網(wǎng)格模型的優(yōu)點(diǎn)：在對胸腰椎體進(jìn)行網(wǎng)格劃分時，考慮到椎體的幾何復(fù)雜性，對椎體采用自適應(yīng)四面體網(wǎng)格劃分方法，并對在著重考察和形狀非常不規(guī)則的區(qū)域進(jìn)行網(wǎng)格細(xì)化處理，保證了網(wǎng)格模型和幾何模型的高度近似性。因此，本研究的網(wǎng)格模型更加細(xì)化和逼真，保證了計算的準(zhǔn)確性。同時對于椎間盤模型，采用六面體模型，保證了椎間盤纖維模型的合理構(gòu)建。采用椎體骨四面體和椎間盤六面體的復(fù)合網(wǎng)格模型，即保證了網(wǎng)格模型的幾何逼真，又保證了胸腰椎各解剖部位的合理構(gòu)建，為胸腰椎生物力學(xué)的研究提供了良好的網(wǎng)格模型。
3.1.3 胸腰椎模型材料屬性的可靠性：因?yàn)樵囼?yàn)條件的限制，本研究胸腰段脊柱有限元模型各部位的材料屬性及基本參數(shù)采用了國外學(xué)者在胸腰椎材料力學(xué)研究中的試驗(yàn)結(jié)果，并已被不同研究學(xué)者引用進(jìn)行胸腰脊柱的有限元模擬分析[4-6]。雖然因?yàn)檠芯康姆椒ā⒃囼?yàn)的條件以及力學(xué)標(biāo)本來自不同地區(qū)人種的關(guān)系，不同研究學(xué)者的材料試驗(yàn)造成材料屬性有所偏差，但是本研究采用同一學(xué)者的研究結(jié)果，對不同模型進(jìn)行力學(xué)分析，從縱向上進(jìn)行定性比較分析，是合理的。
3.2 胸腰椎模型建立的臨床意義：很多老年病如椎間盤退變，椎體的壓 縮性骨折等都與老年性的骨質(zhì)疏松有關(guān)，而很多的骨質(zhì)疏松椎體的病因和治療均與其生物力學(xué)有關(guān)，因此，分析不同的手術(shù)及創(chuàng)傷對骨質(zhì)疏松的腰椎的影響是十分關(guān)鍵的。精確的生物力學(xué)試驗(yàn)可以幫助選擇準(zhǔn)確的植入物和手術(shù)方法，指導(dǎo)患者的術(shù)后康復(fù)和鍛煉[7-8]。目前，很多學(xué)者通過有限元模型來進(jìn)行骨科研究，并取得了好的成果[9-12]。本試驗(yàn)建立的有限元模型可以在計算機(jī)上隨意的對椎體產(chǎn)生變形，可以模擬椎體骨折的模型，分析骨折后的生物力學(xué)變化，同時可對目前治療骨質(zhì)疏松骨折的新技術(shù)如椎體成型和后凸成型做比較，以及椎體疏松后內(nèi)固定松動的問題，還可用于腰椎退變性滑脫，能夠很好的模擬腰椎的生物力學(xué)試驗(yàn)。我們建立此模型想利用此模型觀察骨質(zhì)疏松椎體骨折后椎體成形后的相鄰椎體骨折的問題，最近越來越多的報道認(rèn)為這種骨折與椎體剛度和強(qiáng)度的增強(qiáng)有關(guān)。是否椎體成形術(shù)后的相鄰椎體的骨折是由椎體的生物力學(xué)的改變引起，目前尚無定論。以往試驗(yàn)利用有限元的方法對椎體增強(qiáng)后的相鄰椎體的生物力學(xué)進(jìn)行了報道，但得出的結(jié)論不一致。這些生物力學(xué)試驗(yàn)均證明了椎體剛度的增強(qiáng)是目前相鄰椎體骨折的原因[13-14]，認(rèn)為相鄰椎體的骨折與骨水泥增強(qiáng)椎體的彈性模量有關(guān)，但部分學(xué)者認(rèn)為相鄰椎體的骨折和椎體的增強(qiáng)沒有關(guān)系[15]。我們將利用建立的有限元模型對目前比較關(guān)注的椎體成型手術(shù)后的相鄰椎體的骨折問題進(jìn)行進(jìn)一步的探討。通過更精確的模型來排除其他因素對增強(qiáng)椎體周圍椎體的影響。
3.3 試驗(yàn)的局限性及展望：有限元模型材料參數(shù)的獲得是通過生物試驗(yàn)得到的，但是到目前為止，退變組織的材料參數(shù)的獲得對于我們模擬退變的三維有限元模型來說仍是個難以解決的問題，不同研究學(xué)者對材料屬性的定義有所偏差。另外，雖然近年來建立的生物力學(xué)有限元模型越來越接近客觀實(shí)體，并且對生物力學(xué)機(jī)制有更深入的理解和預(yù)測。但有限元法是一種理論性的分析，只有在更好地結(jié)合臨床檢測與試驗(yàn)觀察之后，才能最真實(shí)地反映脊柱的受力狀況，為疾病的發(fā)生、發(fā)展分析及疾病的治療提供準(zhǔn)確的參考。
今后，我們還將做深入的研究。包括進(jìn)一步完善有限元模型的設(shè)計，特別是退變椎間盤和髓核的有限元模擬，并考慮肌肉力的影響；探討KP治療中骨水泥最佳的注射容積量；骨水泥在治療椎中不同的分布對治療椎體及相鄰椎體的生物力學(xué)的影響；使用不同性質(zhì)的骨水泥對脊柱的生物力學(xué)的影響；把有限元分析和生物試驗(yàn)的方法良好的結(jié)合起來。
本研究建立的骨質(zhì)疏松腰椎三維有限元模型接近真實(shí)的生物力學(xué)標(biāo)本，是理想的研究骨質(zhì)疏松腰椎生物力學(xué)的數(shù)字化模型，可應(yīng)用于胸腰段骨質(zhì)疏松后凸成形術(shù)相關(guān)的有限元生物力學(xué)研究。
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第6篇：人體生物力學(xué)的研究方法范文
自1969年Hamdi首次報道L2漿細(xì)胞瘤和轉(zhuǎn)移性腺癌行椎體腫瘤切除、假體替代以來，經(jīng)過近四十年的發(fā)展，人工椎體作為一類有效的椎體替代物在臨床上得到廣泛應(yīng)用，目前報道的人工椎體模型，經(jīng)過一系列生物力學(xué)測試和臨床應(yīng)用發(fā)現(xiàn)，對不同脊柱節(jié)段的椎體骨折、不同類型的人工椎體的選擇、術(shù)中放置人工椎置的差異〔1〕，乃至輔加不同類型的內(nèi)固定物，均可對脊柱重建術(shù)后的穩(wěn)定性產(chǎn)生不同的影響。因此本文對近年來生物力學(xué)應(yīng)用在人工椎體上的研究進(jìn)行如下的綜述。
1 生物力學(xué)在人工椎體置換術(shù)評價中的應(yīng)用
1.1 人工椎體置換術(shù)的應(yīng)用
人工椎體目前運(yùn)用最廣泛的是脊柱轉(zhuǎn)移性腫瘤病灶切除后的重建，童元等認(rèn)為椎體腫瘤的手術(shù)適應(yīng)證應(yīng)該綜合考慮患者全身的情況、手術(shù)能否解決主要問題以及病程發(fā)展的快慢等因素。王新偉等〔2〕運(yùn)用可調(diào)式中空人工椎體治療脊柱嚴(yán)重粉碎性骨折（附9例報告），認(rèn)為對嚴(yán)重粉碎的椎體骨折，無法行自體骨重建者，人工椎體不失為一種選擇，但應(yīng)嚴(yán)格掌握適應(yīng)證。近來，王群波等〔3〕運(yùn)用納米羥基磷灰石／聚酰胺66復(fù)合人工椎體治療胸腰椎椎體腫瘤14例，結(jié)果顯示復(fù)合人工椎體具有良好的生物相容性，植入融合率高，牢固可靠，是理想的骨移植替代材料。
1.2 人工椎體置換的生物學(xué)設(shè)計要求
脊柱椎體次全切除術(shù)至少破壞2個脊柱功能單元的完整性，起支撐、承載及緩沖功能的前柱連續(xù)性中斷，同樣導(dǎo)致后柱結(jié)構(gòu)不穩(wěn)，極易造成損傷。因而，行椎體切除術(shù)后無一例外的都要進(jìn)行重建前柱的結(jié)構(gòu)及生物力學(xué)的穩(wěn)定性。故人工椎體的生物學(xué)設(shè)計是否合理對術(shù)后融合有著重要的影響，楊明亮等〔4〕從外科技術(shù)角度評價內(nèi)鎖式人工頸椎間體，認(rèn)為其設(shè)計符合頸椎的解剖學(xué)特點(diǎn)，生物力學(xué)上能有效穩(wěn)定頸椎。特別適合陳舊的屈曲壓縮骨折及頸椎后突畸形矯形。楊瑞甫等〔5〕采用六鋁四釩鈦合金（Ti6Al4V）為材料，設(shè)計一種中空可調(diào)式、自固定式的人工椎體，用于治療脊柱腫瘤和椎體爆裂性骨折，實(shí)驗(yàn)證明該人工椎體具有良好的即時穩(wěn)定性和遠(yuǎn)期穩(wěn)定性，且勿需聯(lián)合使用前路或后路內(nèi)固定器。綜上述，生物力學(xué)設(shè)計必須考慮以下幾個方面：（1）術(shù)后即刻穩(wěn)定性與脊柱生理曲度的恢復(fù)程度;（2）與椎體遠(yuǎn)期融合率;（3）有良好的生物相容性;（4）植入方便。
2 人工椎體生物力學(xué)測試的方法
2.1 屈服強(qiáng)度試驗(yàn)
采用軸向壓縮荷載或屈曲壓縮荷載，加載至失穩(wěn)，目的在于研究人工椎體在某種載荷下的承載強(qiáng)度，強(qiáng)度試驗(yàn)需要加載直至材料破壞為止，通過荷載-位移曲線獲得生物力學(xué)參數(shù)。
2.2 內(nèi)置椎體疲勞試驗(yàn)
對內(nèi)置人工椎體施加周期性的荷載（cyclic loading），觀察其疲勞強(qiáng)度，以失敗的周期數(shù)定義疲勞強(qiáng)度。
2.3 內(nèi)固定物穩(wěn)定性試驗(yàn)
與前面兩種破壞性試驗(yàn)不同，穩(wěn)定性試驗(yàn)是非破壞性的。目的在于研究內(nèi)置物在非破壞性的載荷下的內(nèi)固定強(qiáng)度與各種生理載荷的相關(guān)關(guān)系。
3 生物力學(xué)測試實(shí)驗(yàn)?zāi)Ｐ偷倪x擇
3.1 生物模型
目前常用的生物模型有尸體標(biāo)本、活體及犬、牛、豬、猴、羊等動物模型，這幾種生物模型各有其優(yōu)缺點(diǎn)。人尸體標(biāo)本廣泛運(yùn)用于生物力學(xué)測試的離體研究，其優(yōu)點(diǎn)是能直接、精確測量脊柱各節(jié)段的運(yùn)動，缺點(diǎn)在于新鮮的尸體受數(shù)量的限制，且其離體標(biāo)本的測試亦在一定程度上改變了生理狀態(tài)下脊柱的力學(xué)特點(diǎn)；人的活體研究主要運(yùn)用于臨床脊柱功能檢測，還需考慮很多社會因素。目前對于在幾種動物模型，是否與人類脊柱具有共性尚需進(jìn)一步探索，Kumar等〔6〕研究發(fā)現(xiàn)四足動物脊柱的解剖學(xué)和形態(tài)學(xué)與人相似，他認(rèn)為從四足動物的標(biāo)本上得出的結(jié)論可運(yùn)用到人的標(biāo)本上。Goel等利用有限元模型分析比較肯定了狗作為脊柱腰段生物力學(xué)研究模型的可靠性。牛椎體雖偏大，但因其與人椎體具有相同的運(yùn)動學(xué)特征，故其運(yùn)用較多〔7〕。
3.2 非生物模型
3.2.1 有限元模型
1974年Belytschko首先將有限元分析方法應(yīng)用于脊柱力學(xué)研究，使脊柱有限元模型成為最早建立的脊柱非生物模型。通過對有限元法的生物力學(xué)研究與實(shí)體的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)進(jìn)行比較分析發(fā)現(xiàn)，其結(jié)果是可靠、有效的。具有能夠獲得實(shí)體實(shí)驗(yàn)中無法得到的許多重要參數(shù)，能任意改變某一參數(shù)以觀察其產(chǎn)生的影響，能進(jìn)行前瞻性研究并直接指導(dǎo)臨床實(shí)踐。隨著人們對組織力學(xué)特性的認(rèn)識，有限元分析軟件在國內(nèi)外不斷開發(fā)與應(yīng)用，不但促進(jìn)了有限元技術(shù)的發(fā)展，而且推動著脊柱生物力學(xué)更深入的發(fā)展。
3.2.2 數(shù)學(xué)相關(guān)模型
隨著Chu等將數(shù)學(xué)相關(guān)方法運(yùn)用到力學(xué)研究中，近年來，數(shù)學(xué)相關(guān)模型已成為未來生物力學(xué)發(fā)展的一大方向〔8〕。其實(shí)質(zhì)上是采用先進(jìn)的圖像處理技術(shù)與設(shè)備，通過被測對象的原始圖像字灰度進(jìn)行直接的數(shù)字處理，由計算機(jī)控制整個系統(tǒng)的工作和一些圖像處理運(yùn)算，再把圖像信息轉(zhuǎn)變成電信號，實(shí)現(xiàn)物體變形場的測量。對采集對象、測量環(huán)境要求較低。具有自動、非接觸式的、運(yùn)用范圍廣等優(yōu)點(diǎn)。
4 穩(wěn)定性實(shí)驗(yàn)的設(shè)計及其測試方法
4.1 穩(wěn)定性實(shí)驗(yàn)的設(shè)計
主要要解決離體脊柱標(biāo)本測試時的運(yùn)動必須模擬脊柱的自然運(yùn)動和任意脊柱結(jié)構(gòu)平面負(fù)載的均衡性這兩個方面的問題。Panjabi提出的穩(wěn)定性試驗(yàn)?zāi)Ｐ褪且环N非損傷性生理載荷模式，通過加載夾具對試驗(yàn)對象分別施加6對大小相等、方向相反、互為平行的“純力矩”，產(chǎn)生相應(yīng)的前屈、后伸，左右側(cè)屈，左右旋轉(zhuǎn)6種運(yùn)動方式。Niosi等〔9〕在此基礎(chǔ)上，測量時加用光電子照相技術(shù)，使結(jié)果更精確。
4.2 穩(wěn)定性實(shí)驗(yàn)的測試方法
4.2.1 光學(xué)測量法
光學(xué)測量法包括光干涉效應(yīng)直接測量法、光學(xué)杠桿延伸擴(kuò)大位移法和光學(xué)遙測法〔10〕。立體的光學(xué)系統(tǒng)由2個互成角度的平面光學(xué)測量系統(tǒng)構(gòu)成的，利用動作分析系統(tǒng)記錄受試者運(yùn)動時的皮表標(biāo)記坐標(biāo)，經(jīng)過計算機(jī)重建三維運(yùn)動，確定脊柱的空間坐標(biāo)位置。其優(yōu)點(diǎn)是立體重建、定位精確、可以非接觸多節(jié)段測量。Pflugmacher等〔11〕對成人尸體胸腰椎標(biāo)本用4種可調(diào)節(jié)與不可調(diào)的人工椎體附加內(nèi)固定后進(jìn)行生物力學(xué)性能測試，利用的是光學(xué)系統(tǒng)，分別在T12和L2椎體上安裝非線性二極管，通過PCReflex運(yùn)動分析系統(tǒng)，得出載荷-位移曲線，試驗(yàn)顯示：可調(diào)節(jié)人工椎體與不可調(diào)節(jié)椎體在體外的力學(xué)性能方面沒有顯著差異，但聯(lián)合前后路內(nèi)固定后，其強(qiáng)度和穩(wěn)定性最大。
激光全息-散斑干涉法是將激光全息干涉與散斑干涉結(jié)合在一起的一種三維位移測量技術(shù)，對人工椎體和椎間盤均能獲得高質(zhì)量的全息干涉條紋圖和散斑條紋圖，通過圖像可計算出椎體和椎間盤的剛性位移和應(yīng)變。Vahldiek等〔12〕對新鮮冰凍尸體脊柱（T12~L4）行T2椎體切除后，用碳纖維材料的人工椎體代替，并分別附加前路固定、后路固定及前后路聯(lián)合固定，加載不同的負(fù)荷，用一個帶有可發(fā)射非線性紅外線二極管的光電測量系統(tǒng)，記錄載荷-位移曲線，得出結(jié)果示椎體替代物植入后僅附加前路內(nèi)固定與完整的椎體相比移動度較大，特別是軸向扭轉(zhuǎn)。
4.2.2 電應(yīng)變法
電應(yīng)變式傳感器可通過電子儀器直接轉(zhuǎn)化為位移〔13〕，Lowe等〔15〕運(yùn)用MTS 809雙軸液壓隨動生物力學(xué)測試系統(tǒng)（biaxial servohydraulic biomechanical testing system）測量其可以承受的最大加載載荷大小，研究終板的抗壓縮強(qiáng)度。實(shí)驗(yàn)表明:終板后外側(cè)抗壓縮強(qiáng)度最大，中間部分最小，抗中空植入物臨界壓縮強(qiáng)度明顯高于抗實(shí)體植入物的裝置。對臨床上人工椎體的類型及放置位置的選擇具有一定的指導(dǎo)意義。
4.2.3 影像學(xué)法
影像學(xué)檢測手段已經(jīng)從早期簡單的靜態(tài)平片發(fā)展到雙平片及三維動態(tài)X線檢測。靜態(tài)片因其片子質(zhì)量、標(biāo)定不一等因素，誤差較大。Lee等〔16〕描述了一種用于腰椎三維運(yùn)動實(shí)時測量旋轉(zhuǎn)式X線照相裝置。該系統(tǒng)通過整合獲得三維方向的角度率。所獲數(shù)據(jù)和實(shí)時展示通過與計算機(jī)相連的電子單元加工處理。能提供脊柱位置的實(shí)時信息，有利于及時做出臨床檢測和評價。Wang等〔16〕采用的Zebirs CMS 70P系統(tǒng)是一種運(yùn)動分析脊柱的三維分析儀，利用了超聲反射定位的原理，測定脊柱的三維空間位置，具有無創(chuàng)性、立體性、可靠和可重復(fù)性等優(yōu)點(diǎn)。
5 生物力學(xué)評價指標(biāo)
5.1 載荷-位移曲線
反映了內(nèi)固定結(jié)構(gòu)的穩(wěn)定性隨載荷變化的趨勢。Glazer等以6~8個樣本測量值進(jìn)行統(tǒng)計學(xué)處理及相關(guān)分析；由載荷-位移曲線可以得到以下指標(biāo)（參數(shù)）：
運(yùn)動范圍（range of motion，ROM）：指在載荷最大時脊柱運(yùn)動的節(jié)段間的角度變化和節(jié)段間的位移量。由于每個標(biāo)本的生物力學(xué)性質(zhì)不同，為了直接進(jìn)行定量的比較，把各試驗(yàn)組的運(yùn)動范圍均與同一完整脊柱標(biāo)本的運(yùn)動范圍作比較，得出相對運(yùn)動范圍（relative range of motion，RROM）。
硬度／穩(wěn)定性和柔韌度／不穩(wěn)定性：可用硬度系數(shù)／穩(wěn)定性系數(shù)和柔韌系數(shù)／不穩(wěn)定性系數(shù)表示，是所施加的載荷除以椎體間所產(chǎn)生的運(yùn)動大小。
伸展-屈曲中性區(qū)（NZ）：為中性區(qū)到實(shí)際加載荷時的位移，伸展中性區(qū)用-NZ表示，屈曲中性區(qū)用+NZ表示。
伸展-屈曲彈性區(qū)：是彈性位移階段，從0載荷時的位移到最大載荷位移。伸展彈性區(qū)用-EZ表示，屈曲彈性區(qū)用+EZ表示。
5.2 載荷-圈數(shù)疲勞曲線
屈服強(qiáng)度和疲勞強(qiáng)度試驗(yàn)樣本量小，常以個體值或中位數(shù)加以比較。Huang等〔17〕選擇幾個大小不同的載荷量重復(fù)實(shí)驗(yàn)，獲得載荷-圈數(shù)疲勞曲線。
以上2個指標(biāo)均適用于離體標(biāo)本的測量使用。對于在體的人工椎體的生物力學(xué)評價指標(biāo)，可運(yùn)用運(yùn)動測量方法，利用光學(xué)原理或者影像學(xué)方法，立體重建、定位精確，并結(jié)合神經(jīng)功能恢復(fù)情況（Frankel分級），綜合得到人工椎體移位及重建節(jié)段骨融合情況。
6 生物力學(xué)評價促進(jìn)了人工椎體在脊柱重建術(shù)中的應(yīng)用及發(fā)展前景
一種新的脊柱內(nèi)固定裝置在運(yùn)用之前，除了要對器械本身的材料學(xué)測試外，大部分的器械還均以非破壞性試驗(yàn)進(jìn)行生物力學(xué)評價，生物力學(xué)研究的發(fā)展，大大縮短了內(nèi)固定器械應(yīng)用于臨床的周期，因而在近20年來，脊柱新器械包括人工椎體的發(fā)展速度空前提高。有很多學(xué)者認(rèn)為目前的人工椎體置換既應(yīng)具有術(shù)后的即刻穩(wěn)定性，亦應(yīng)注重其對脊柱生理曲度的恢復(fù)以及兼顧遠(yuǎn)期的融合功能。王新偉等〔18〕應(yīng)用萬能力學(xué)試驗(yàn)機(jī)對牛胸腰椎進(jìn)行力學(xué)測試，得出結(jié)果顯示任何內(nèi)固定都不能替代人體骨骼本身行使脊柱的力學(xué)性能。從遠(yuǎn)期效果看，人工椎體的作用是融合而不是支撐。因此生物力學(xué)的評價已經(jīng)成為人工椎體置換術(shù)適應(yīng)證及手術(shù)后效果評估不可或缺的一部分。
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第7篇：人體生物力學(xué)的研究方法范文
【摘要】［目的］利用工程力學(xué)分析軟件CatiaV5，模擬在不同的肩關(guān)節(jié)功能位置上、間接沖擊暴力所致肱骨骨折的受傷力學(xué)機(jī)制和力學(xué)環(huán)境，為認(rèn)識和治療肱骨骨折提供生物力學(xué)依據(jù)。［方法］采用高分辨率的人體肩關(guān)節(jié)斷層解剖圖作為三維重建的數(shù)據(jù)源，選取自鎖骨頂端至肱骨遠(yuǎn)端關(guān)節(jié)面、共380層的斷層圖像，層厚1mm，按照點(diǎn)、線、面的建模方式，先建立人體肩關(guān)節(jié)的三維幾何模型，再予網(wǎng)格化，建立人體肩關(guān)節(jié)的三維有限元模型，利用該模型，模擬在12個不同的肩關(guān)節(jié)功能位置上（外展30°、45°、60°、90°、同時合并內(nèi)旋、中立、外旋）、肱骨受到分級加載的軸向沖擊載荷時的骨折位置以及瞬時的應(yīng)力、應(yīng)變狀況。［結(jié)果］根據(jù)肱骨在不同的功能位置上載荷－應(yīng)變關(guān)系曲線，載荷從0～250N時，呈線性變化，后為非線性期，卸載后，殘余骨變形；隨著載荷的增加，肱骨干的應(yīng)變隨之增加。當(dāng)肩關(guān)節(jié)的外展位置由90°逐漸變?yōu)?0°時，肱骨干上內(nèi)外側(cè)應(yīng)變逐漸增加，內(nèi)外旋45°時應(yīng)變比中立位時增加顯著；同時，肱骨干內(nèi)外側(cè)的應(yīng)力不同，內(nèi)側(cè)應(yīng)力大，外側(cè)應(yīng)力小，內(nèi)外旋時，肱骨干的應(yīng)力增加更快、更大。［結(jié)論］在肩關(guān)節(jié)不同的功能位置上，三維有限元分析逼真地模擬出各自不同的肱骨應(yīng)力、應(yīng)變狀態(tài)值及骨完整性受到破壞的三維圖像、骨折線的大體走向；肱骨骨折的三維有限元模擬和分析是研究與骨折相關(guān)的力學(xué)原理的非常有價值的方法。
【關(guān)鍵詞】間接暴力；肱骨骨折；三維有限元；模擬
Abstract：［Objective］Tosimulatethebiomechanicsmechanismandenvironmentofhumeralfracturecausedbyindirectimpactforceforthepurposeofbiomechanicsunderstandingandtreatmentofsuchfracture.［Method］Basedonthedatasource,whichwashighresolutionanatomicsliceimagesfromapproximalclavicletodistalhumerus,1mmthicknessandtotally380layers,thegeometricmodeloftotalshoulderjointwasestablishedaccordingtotheorder:point,line,area,andfurthermeshedtosetupthethreedimensionfiniteelementmodelofshoulder,fracturesitesandinstantaneousstressandstrainofhumerusweresimulatedandanalyzedundertheconditionwhichlongitudinalimpactforcewasloadedonthehumerusbasedonthe12functionalpositionsofshoulder(abduction30°、45°、60°、90°,andsimultaneousneutrality,internalrotation45°,externalrotation45°).［Result］Accordingtothehumeralshaftloadstraincurveindifferentfunctionalpositionsofshoulder,linearrelationwasfoundwhenloadchangedfrom0Nto250N,afterwhichnonlinearcomeout,andevenloadwasremoved,bonewasdeformedeternally.Withtheriseinloadamount,theincreaseinstresswasdetected.Whenabductiondegreechangedfrom90°to30°,thestrainofhumerus,boththelateralandthemedialincreasedgradually,andincreaseininternalrotation45°andexternalrotation45°wasmoresignificantthanthatinneutrality.Meanwhile,stressdifferencecouldbeseenbetweenthelateralandthemedial,andmedialwaslargerthanthelateral.Increaseinstressinrotationpositionswasquickerandmorethanthatinotherfunctionalpositions.［Conclusion］Basedon4abductiondegrees(30°,45°,60°,90°)and3rotationdegrees(neutrality,internalrotation45°,externalrotation45°),thethreedimensionalfiniteelementshouldercouldsimulatepreciselystress,strain,generaltrendoffractureline,threedimensionimagesofbonefailure.Threedimensionfiniteelementsimulationandanalysisofshoulderisavaluablemechanicalmethodforresearchonbiomechanicstheoryrelatedtohumerusfracture.
Keywords：indirectimpactforce;humerusfracture;threedimensionalfiniteelement;simulation
臨床上，肱骨骨折的發(fā)生率并不少見。目前，對于肱骨骨折確切的損傷機(jī)制尚缺乏較深刻的了解，較透徹的闡明肱骨骨折的機(jī)制方面的知識對于肱骨骨折的預(yù)防和治療將會產(chǎn)生重要的指導(dǎo)意義。本研究就是利用人體肩關(guān)節(jié)的三維有限元模型，模擬不同的軸向沖擊載荷下，肱骨的形變情況，并顯示其動態(tài)過程，探討肱骨骨折的受傷應(yīng)力機(jī)制。
1材料與方法
1.1肩關(guān)節(jié)結(jié)構(gòu)的幾何實(shí)體重建
采用高分辨率的人體肩關(guān)節(jié)斷層解剖圖作為三維重建的數(shù)據(jù)源，按照點(diǎn)－線－面－體的方式建立肩關(guān)節(jié)的幾何實(shí)體形狀，可以分別顯示皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨、軟骨及髓腔結(jié)構(gòu)，在CatiaV5運(yùn)行平臺上可以任意角度轉(zhuǎn)動，觀察模型的解剖結(jié)構(gòu)和方向（圖1）。
1．2肩關(guān)節(jié)三維有限元模型的構(gòu)建
肩關(guān)節(jié)的三維實(shí)體建模完成后，根據(jù)材料特性的不同，定義軟骨、皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨材料力學(xué)參數(shù)（表1）。選用10節(jié)點(diǎn)的四面體單元，該四面體具有6個方向的自由度，在CatiaV5運(yùn)行平臺上，定義肩關(guān)節(jié)的各項(xiàng)參數(shù)和指標(biāo)，選擇中上等精度的自動網(wǎng)格劃分模式，對肩關(guān)節(jié)進(jìn)行自動網(wǎng)格化，生成3977個節(jié)點(diǎn)（nodes）、20919個四面體單元（elements）（圖2）。表1肩關(guān)節(jié)的材料力學(xué)參數(shù)（Joseph.A等2002年）
1.3肩關(guān)節(jié)不同功能位置上肱骨骨折的三維有限元模擬
啟動CatiaV5的結(jié)構(gòu)模塊。根據(jù)盂肱關(guān)節(jié)面的接觸關(guān)系，及肱骨頭的旋轉(zhuǎn)中心的確立，固定肩胛骨相對不動，將肱骨分別從0°位外展到30°、45°、60°、90°每個位置上；分別設(shè)定3種旋轉(zhuǎn)狀態(tài)：中立位、外旋45°、內(nèi)旋45°，從而將肩關(guān)節(jié)的動態(tài)功能過程分割成12個不同的功能位置。在每一個位置下，根據(jù)盂肱關(guān)節(jié)面接觸區(qū)域的位置和范圍，設(shè)定肱骨的邊界約束，限制其所有方向的自由度。
自肱骨遠(yuǎn)端分別加載以0.1s梯度增加的300N軸向沖擊載荷，載荷持續(xù)時程為1s，同時自肱骨大結(jié)節(jié)加載50N水平恒定載荷，啟動CatiaV5的求解模塊，計算機(jī)進(jìn)入沖擊受力分析模塊程序。運(yùn)算結(jié)束后，得到動態(tài)顯示的加載－形變過程，分析其應(yīng)力分布和骨折移位狀況。根據(jù)圖像的模擬結(jié)果，我們可以判斷不同的功能位置上的骨斷裂的位置和移位方向，根據(jù)節(jié)點(diǎn)的斷裂度判斷骨折線的大致走向。
2結(jié)果
計算機(jī)運(yùn)算結(jié)束后，得到12個功能位置上、暴力載荷下的肱骨應(yīng)力、形變趨勢，并且動態(tài)展示出來。本文以45°外展位為例(圖3～5)；此外，通過鼠標(biāo)取值，可以記錄肱骨上的平均應(yīng)變值（圖6），從而進(jìn)一步繪制載荷－應(yīng)變曲線（圖7），了解肱骨隨載荷變化的生物力學(xué)規(guī)律。
3討論
3.1本研究中骨折模擬的力學(xué)合理性
造成骨折的原因有內(nèi)因和外因兩個方面，前者是指骨結(jié)構(gòu)本身的特性，例如材料性質(zhì)和結(jié)構(gòu)性質(zhì)，后者是指骨骼受外力的方向、大小、變化速度以及肢體的空間位置等［1］。對于肱骨骨折而言，常見于摔倒時，上肢撐地，沖擊載荷在較短的時間內(nèi)通過間接傳遞作用于骨骼，造成骨折［2］；同時，由于人體上臂具有靈活的運(yùn)動范圍，故摔倒時，肱骨可以有多個不同的功能位置，而這種位置直接影響骨骼的受力矢量，因此，本研究在前期肩關(guān)節(jié)三維有限元模型和肩關(guān)節(jié)試驗(yàn)力學(xué)分析結(jié)果的基礎(chǔ)上，模擬不同功能位置上的肱骨骨折狀態(tài)，是符合肩關(guān)節(jié)生物力學(xué)原理的［3］。
3.2三維有限元分析法模擬肱骨骨折的優(yōu)勢所在
肱骨發(fā)生骨折時，由于其瞬時性的特點(diǎn)，往往很難重復(fù)其具體過程，無法對其進(jìn)行實(shí)時分析。試驗(yàn)研究的條件下進(jìn)行骨折力學(xué)分析時，當(dāng)載荷超過骨的極限強(qiáng)度時，骨小梁斷裂，骨結(jié)構(gòu)的完整性破壞。目前的力學(xué)記錄儀器尚不能記錄峰值強(qiáng)度以后的骨應(yīng)力和骨應(yīng)變，特別是骨的內(nèi)部力學(xué)狀況，所以，用試驗(yàn)的方法研究骨折的力學(xué)機(jī)制存在著明顯的不足，它不能提供骨折完整過程的信息，故本研究嘗試用先進(jìn)的計算機(jī)技術(shù)，憑借工程力學(xué)的軟件，按照生物力學(xué)的原理，去研究肱骨骨折的損傷機(jī)制，是對試驗(yàn)力學(xué)有力的補(bǔ)充和完善。運(yùn)用三維的視覺環(huán)境，高度形象地模擬骨折的形變和應(yīng)力分布。作為一項(xiàng)被運(yùn)用到醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的計算機(jī)技術(shù)，三維有限元分析法可以高度模擬物體結(jié)構(gòu)與材料的特性；既可以精確地反映區(qū)域性的信息，又可以完整地反映全域性的信息；既可以進(jìn)行精確的計算分析，又可以從事形象的、直觀的定性研究，分析研究的重復(fù)性好，應(yīng)用面廣，適應(yīng)性強(qiáng)，可以反復(fù)使用，無損耗，能夠通過模擬分析的方法研究實(shí)驗(yàn)方法所不能研究的工況（或生理狀況），得到客觀實(shí)體實(shí)驗(yàn)法所難以得到的研究結(jié)果［4］。
3.3有限元模擬肱骨骨折受傷機(jī)制的臨床意義
從肱骨骨折的三維有限元動態(tài)模擬圖像資料上看，當(dāng)關(guān)節(jié)盂實(shí)施邊界約束、肱骨大結(jié)節(jié)加載基礎(chǔ)載荷、于肱骨遠(yuǎn)端加載以0.1s梯度增加的300N沖擊載荷時，應(yīng)力逐漸由肱骨遠(yuǎn)端移向骨干部，隨著力的傳遞，壓力集中在肱骨頸干交界部位和干部上段部分，應(yīng)力在其前側(cè)和/或內(nèi)側(cè)達(dá)到最大聚積；而與此同時，與關(guān)節(jié)盂相接觸的肱骨關(guān)節(jié)面的部分，應(yīng)力也逐漸增加，這兩個應(yīng)力集中區(qū)域在沖擊載荷作用下，應(yīng)力增加不顯著。骨應(yīng)變圖提示這個區(qū)域此時承載的載荷逐漸轉(zhuǎn)成張力區(qū)，2種載荷交界區(qū)域即是骨小梁承受彎曲最大的部位，當(dāng)能量完全釋放，骨小梁斷裂，骨折線產(chǎn)生，遠(yuǎn)段肱骨部分移向后側(cè)或/和外側(cè)。應(yīng)變是應(yīng)力作用于骨組織的的結(jié)果，伴隨著應(yīng)力的變化，肱骨上應(yīng)變發(fā)生變化，骨形變不可避免。另外，作者看到，在12個不同的功能位置上，相同的加載時，肱骨的應(yīng)力集中區(qū)發(fā)生了轉(zhuǎn)移和變化。當(dāng)從30°90°外展時，高應(yīng)力區(qū)由內(nèi)側(cè)逐漸轉(zhuǎn)向外側(cè)，而以60°外展外旋位置上應(yīng)力最高，達(dá)3.13MPa。也就是說在這個位置上摔倒時，骨骼承受最大的應(yīng)力，骨應(yīng)變在此區(qū)域最大，故骨折發(fā)生率較高，特別對于本身骨強(qiáng)
度減弱的情況下（例如、
圖1肩關(guān)節(jié)的三維幾何實(shí)體重建圖像圖2肩關(guān)節(jié)的三維網(wǎng)格化圖345°外展中立位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行）圖4
45°外展內(nèi)旋位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行）
圖545°外展外旋位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行）圖6箭頭所指為鼠標(biāo)取值圖7外展45°位置上中立位、外旋45°、內(nèi)旋45°時肱骨干上載荷－應(yīng)變關(guān)系曲線質(zhì)疏松時），在30°外展位置上易發(fā)生由肱骨外科頸和肱骨上段后上向前下的骨折移位［5］；而在90°外展加載時，骨折線接近橫行走向，因此可以推測在健康人群中，肩關(guān)節(jié)30°～90°范圍摔倒時，骨折線由斜形逐漸變成橫行，且肱骨外科頸和肱骨上段時更易于骨折和移位置［6,7］。
此外，不同的肩關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)位置對肱骨骨折也產(chǎn)生一定的影響。從圖像中可以發(fā)現(xiàn)當(dāng)內(nèi)旋和外旋時，肱骨上的應(yīng)力分布發(fā)生轉(zhuǎn)移。內(nèi)旋時，高應(yīng)力區(qū)移向肱骨的前外側(cè)，外旋時，高應(yīng)力區(qū)移向肱骨的內(nèi)側(cè)，并伴隨骨折線出現(xiàn)部位的轉(zhuǎn)移。根據(jù)動態(tài)模擬圖像中，可以清晰顯示骨折的動態(tài)現(xiàn)況，且可以反復(fù)回放，任意提取任何一個需要的信息。
3.4肩關(guān)節(jié)有限元模擬分析的應(yīng)用前景
本研究中所建立的肩關(guān)節(jié)三維有限元是一個良好的生物力學(xué)研究工具，利用它，不僅可以對關(guān)節(jié)的骨性結(jié)構(gòu)進(jìn)行力學(xué)分析，同時通過建立三維連接單元，還可以重建肩關(guān)節(jié)的任一個軟組織結(jié)構(gòu)；通過這些軟組織的試驗(yàn)力學(xué)測試，獲得相關(guān)的材料參數(shù)，同樣可以將軟組織的有限元模型建立起來，繼而進(jìn)行力學(xué)分析。本論文僅僅對肱骨骨折實(shí)施了有限元的模擬，使用同樣的方法，可以對其他肩關(guān)節(jié)的其他結(jié)構(gòu)的損傷機(jī)理進(jìn)行模擬，如鎖骨骨折、脫位、肩胛骨骨折、盂肱關(guān)節(jié)的脫位、慢性肩關(guān)節(jié)不穩(wěn)、肩峰撞擊癥等。
總之，隨著計算機(jī)技術(shù)的不斷發(fā)展，以及力學(xué)分析軟件的不斷完善，三維有限元分析法一定會在骨關(guān)節(jié)生物力學(xué)研究領(lǐng)域發(fā)揮越來越大的作用。
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第8篇：人體生物力學(xué)的研究方法范文
[關(guān)鍵詞] 寰椎；樞椎；內(nèi)固定
[中圖分類號] R681.5 [文獻(xiàn)標(biāo)識碼] B [文章編號] 1673-7210（2012）01（b）-155-03
Current situation of internal fixation in the treatment of atlantoaxial instability disease
JIN Ruijun1 CHENG Yanhua1 WANG Jianjun2
1.Department of Anorectal, the Traditional Chinese Medicine Hospital of Jiaohe City, Jilin Province, Jiaohe 132500, China; 2.Department of Acupuncture, the Second People's Hospital of Zhuhai City, Guangdong Province, Zhuhai 510000, China
[Abstract] With the development of medical technology and medical imaging equipment, diagnosis and treatment of atlantoaxial instability diseases are paid more and more attention. Placement of internal fixation in the treatment of the disease can obtain good therapeutic effect and prognosis. But the position of atlas and axis is high and the structure is special, and the development of effective internal fixation in the treatment of atlantoaxial instability disease is relatively late, which bring more difficult for the diagnosis and treatment of the disease. Inland and foreign scholars have done a lot of researches. This paper introduces the anatomy, biomechanics, clinical application of atlantoaxial. Atlantoaxial is considered as the last fortress of cervical spine surgery, with the lucubrate of the structure, morphology of atlantoaxial, the internal fixation technology in the treatment of atlantoaxial instability diseases will be more mature, which will bring great profit in treatment of the disease.
[Key words] Atlas; Axis; Internal fixation
隨著醫(yī)療技術(shù)的進(jìn)步及醫(yī)學(xué)影像設(shè)備的發(fā)展，寰、樞椎不穩(wěn)定性疾病的診治越來越受關(guān)注。通過置入內(nèi)固定物治療相關(guān)疾病，可得到良好的治療效果及預(yù)后，但寰、樞椎位置較高且結(jié)構(gòu)特殊，有效的內(nèi)固定治療開展相對較晚，給相關(guān)疾病的診治帶來較大困難，為此國內(nèi)、外學(xué)者們進(jìn)行了大量的研究。本文對寰、樞椎的解剖及毗鄰、生物力學(xué)、臨床應(yīng)用方面進(jìn)行了介紹：
1 寰、樞椎的解剖及毗鄰
寰椎的結(jié)構(gòu)在頸椎中最為特殊，它是一個環(huán)形的骨塊，沒有椎體和棘突，是由前弓、后弓、兩側(cè)的側(cè)塊部分圍成。寰椎兩側(cè)的側(cè)塊上下兩面分別形成關(guān)節(jié)，與上方枕骨髁形成寰枕關(guān)節(jié)，與下方樞椎上關(guān)節(jié)面形成關(guān)節(jié)。有椎動、靜脈向上穿過側(cè)塊外側(cè)的橫突孔，向內(nèi)繞行于側(cè)塊后上方的椎動脈溝入顱。有橫韌帶連于雙側(cè)側(cè)塊內(nèi)面與前弓后方交界處，將寰椎椎管分為前、后兩部，前方有樞椎齒狀突，后方容納頸脊髓及延髓。
樞椎的結(jié)構(gòu)在頸椎中也較為特殊，它前方椎體上方的齒狀突向上套入寰椎的橫韌帶與前弓之間，兩側(cè)有椎動、靜脈向上穿出橫突孔，頸脊髓分出神經(jīng)根穿出寰、樞椎間的椎間孔支配相應(yīng)的組織。從胚胎學(xué)角度上講，樞椎齒狀突是寰椎的椎體，在發(fā)育過程中與樞椎的椎體相融合而成，如果某些原因?qū)е缕淙诤喜罨蛭慈诤希窃斐慑?、樞椎不穩(wěn)的重要因素之一。
2 內(nèi)固定置入技術(shù)
寰、樞椎的內(nèi)固定治療是將各種原因造成的寰樞椎不穩(wěn)定或治療導(dǎo)致的不穩(wěn)定，用內(nèi)固定的方法使其變得穩(wěn)定、牢固。在寰、樞椎內(nèi)固定植入技術(shù)發(fā)展過程中，雖然治療的目的基本相同，但有多種手術(shù)方法，手術(shù)的難度及最終所達(dá)到的效果不同，存在各自的優(yōu)缺點(diǎn)。寰、樞椎內(nèi)固定置入技術(shù)主要經(jīng)歷了幾個階段的發(fā)展：
2.1 Gallie固定融合術(shù)
Gallie醫(yī)生在20世紀(jì)40年代，通過后路顯露C1、C2、C3，先用1條22號不銹鋼絲，襻自C1的后弓上緣，向下從C1的后弓下緣穿出，再將該襻置在C2、C3棘突間C2的棘突基部，取自體髂骨修成“H”形的長方形骨塊，置于C1的后弓與C2的棘突基部間，最后將兩端鋼絲在骨塊背側(cè)綁扎、擰緊，將骨塊固定在C1、C2后弓；術(shù)后用Halo-vest外固定架固定3個月左右。Gallie固定融合術(shù)的即刻固定強(qiáng)度較差，無法限制C1、C2間的旋轉(zhuǎn)及前后平移，對屈、伸限制也不強(qiáng)，其融合率為50%~80%，不夠理想。
2.2 Brooks-Genkins后弓融合術(shù)
Brooks-Genkins后弓融合術(shù)類似于Gallie固定融合術(shù)，不同的是其將自體髂骨修成兩個楔形骨塊，分別于C1、C2左、右后弓之間置入；分別用兩條鋼絲從椎管內(nèi)繞過C1、C2后弓，并綁緊雙側(cè)置入骨塊。Brooks-Genkins后弓融合術(shù)植骨塊與C1、C2后弓有效接觸面加大，融合率提高，但其抗旋轉(zhuǎn)和水平移位仍然不強(qiáng)，術(shù)后仍需Halo-vest架固定8~12周，且Brooks-Genkins術(shù)需兩條鋼絲穿過椎管，操作要求高、難度大，可能損傷頸脊髓。
2.3 鉤桿內(nèi)固定術(shù)
Holmess與Cgbulski通過Halifax椎板夾技術(shù)治療寰、樞椎脫位。Halifax椎板夾上、下有兩個鉤，鉤尾有帶螺紋孔的板，配套有螺紋桿；后路顯露C1、C2后弓，取自體髂骨修成兩個楔形骨塊，置于C1、C2兩側(cè)椎弓間，將上鉤鉤于C1后弓上方，下鉤鉤于C2椎板下方，使鉤尾螺紋孔對齊，自上而下擰入螺桿并擰緊。該術(shù)式鉤桿系統(tǒng)操作簡單、安全性好，但未明顯改善其植骨融合前的穩(wěn)定性，術(shù)后仍需外固定。另外，鉤桿系統(tǒng)與寰、樞椎結(jié)構(gòu)形態(tài)不匹配可能出現(xiàn)脫鉤。
2.4 Magerl寰、樞椎后弓融合術(shù)
Magerl醫(yī)生在1987年使用側(cè)塊螺釘從C2側(cè)塊背側(cè)面進(jìn)釘，將寰、樞椎側(cè)塊關(guān)節(jié)固定，再將骨塊置入C1后弓與C2棘突間，用鋼索繞過C1的后弓與C2的棘突并擰緊，使寰、樞椎后弓與骨塊固定。后來又有學(xué)者取消鋼索固定而保留側(cè)塊關(guān)節(jié)的螺釘固定，在寰、樞椎后弓表面植骨，稱其為改良的Magerl手術(shù)。力學(xué)測試證明，兩種Magerl寰、樞椎后弓融合術(shù)均阻止了寰樞椎側(cè)塊關(guān)節(jié)間的活動，有堅(jiān)強(qiáng)的抗水平移位、抗屈伸、抗旋轉(zhuǎn)作用，植骨融合率很高，術(shù)后無需外固定，但操作難度大，可能損傷椎動、靜脈或頸脊髓，費(fèi)用也較高。
2.5 寰、樞椎后路側(cè)塊螺釘內(nèi)固定術(shù)
Saillant與Roy-Camille在1972年提出了側(cè)塊螺釘接骨板內(nèi)固定技術(shù)。國內(nèi)北醫(yī)三院骨科采用側(cè)塊螺釘置入寰、樞椎側(cè)塊，再將接骨板連接螺釘尾部，然后擰緊螺母，在寰、樞椎后弓表面植骨。從力學(xué)角度，此技術(shù)實(shí)現(xiàn)了堅(jiān)強(qiáng)的固定，術(shù)后無需外固定，但操作難度大，同樣可能損傷椎動、靜脈或頸脊髓。另外，寰、樞椎后路側(cè)塊螺釘內(nèi)固定術(shù)往往還需同時側(cè)塊螺釘置入固定更多節(jié)段來保證其穩(wěn)定性，減少了頸椎的活動度。
2.6 寰、樞椎后路椎弓根螺釘內(nèi)固定術(shù)
寰、樞椎后路椎弓根螺釘內(nèi)固定術(shù)類似于寰、樞椎后路側(cè)塊螺釘內(nèi)固定術(shù)，不同的是寰、樞椎后路椎弓根螺釘內(nèi)固定術(shù)沿寰、樞椎左右椎弓根分別置入椎弓根釘，在兩側(cè)用棒系統(tǒng)豎直連接螺釘尾部，擰緊釘尾的螺母，在寰、樞椎后弓表面植骨。椎弓根螺釘內(nèi)固定術(shù)固定的穩(wěn)定性大大增加，同時不必進(jìn)行多節(jié)段螺釘置入及植骨融合，減少了對頸椎生理活動度的影響，但手術(shù)難度大，風(fēng)險也較高。
3 生物力學(xué)及優(yōu)缺點(diǎn)
國內(nèi)外很多學(xué)者做了大量實(shí)驗(yàn)研究觀察各種內(nèi)固定法生物力學(xué)所達(dá)到的效果。從當(dāng)前國內(nèi)的現(xiàn)狀來看，經(jīng)雙側(cè)寰、樞椎關(guān)節(jié)螺釘內(nèi)固定法、寰、樞椎側(cè)塊螺釘內(nèi)固定法、寰、樞椎椎弓根螺釘內(nèi)固定法較為常用。
3.1 Magerl寰、樞椎后弓融合術(shù)
改良的Magerl術(shù)采用后路經(jīng)寰、樞椎關(guān)節(jié)螺釘內(nèi)固定方法，目前在國內(nèi)外比較流行，尤其是再聯(lián)合Gallie 鋼絲固定，從而構(gòu)成的三點(diǎn)固定，具備較強(qiáng)生物力學(xué)作用[1]。但此法在頸椎結(jié)構(gòu)異?；蚧螘r很難將螺釘置入，因此并非最佳的方法。
3.2寰、樞椎后路側(cè)塊螺釘內(nèi)固定術(shù)
Richter等[2]通過置入寰、樞椎側(cè)塊的側(cè)塊釘棒系統(tǒng)，發(fā)現(xiàn)其生物力學(xué)強(qiáng)度與Magerl法較為相像，但側(cè)塊螺釘較短，有一定的松釘率，可能形成假關(guān)節(jié)[3-4]，因此，對一些骨質(zhì)疏松的患者來說，用側(cè)塊做為固定力點(diǎn)可能不是最理想的。
3.3寰、樞椎后路椎弓根螺釘內(nèi)固定術(shù)
馬向陽等[5]從生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)中研究得知，寰、樞椎椎弓根螺釘可以滿足水平方向的穩(wěn)定性，在抵抗旋轉(zhuǎn)力方面類似于Magerl 螺釘，具有較好的軸向穩(wěn)定性。Abumi等[6-8]在臨床中未發(fā)現(xiàn)使用椎弓根螺釘出現(xiàn)螺釘松動、斷裂或假關(guān)節(jié)形成，術(shù)后無需外固定，可以較早下床活動，生物力學(xué)有其優(yōu)越性。但目前的研究都是建立在即刻穩(wěn)定性，即剛置入內(nèi)固定物后的狀態(tài)下，不是很全面。因此，需要在內(nèi)固定的長期穩(wěn)定性方面對其生物力學(xué)做進(jìn)一步的研究。另外，實(shí)驗(yàn)往往使用動物標(biāo)本，人體脊柱標(biāo)本使用少且個體差異大。人體脊柱存在三維結(jié)構(gòu)，應(yīng)通過三維運(yùn)動學(xué)測量法，更精確的評價生物力學(xué)。
4 臨床應(yīng)用的適應(yīng)證及并發(fā)癥
寰、樞椎手術(shù)操作較難，風(fēng)險較大，因此，做寰、樞椎內(nèi)固定手術(shù)，術(shù)前需要考慮好手術(shù)的必要性及術(shù)式，應(yīng)對術(shù)中可能出現(xiàn)的困難做出充分準(zhǔn)備[9]。
4.1 適應(yīng)證
寰、樞椎的內(nèi)固定技術(shù)主要是將不穩(wěn)定的寰、樞椎固定融合，最終使其穩(wěn)定。目前沒有學(xué)者明確寰、樞椎內(nèi)固定的適應(yīng)證。筆者認(rèn)為一般有以下幾種情況：外傷所致的齒狀突骨折、寰樞椎脫位者；齒狀突發(fā)育不良與樞椎椎體融合差或不融合者；寰、樞椎及其內(nèi)的頸脊髓腫瘤切除后頸椎不穩(wěn)者；急、慢性損傷致寰、樞椎關(guān)節(jié)不穩(wěn)出現(xiàn)神經(jīng)血管癥狀者。在鵝頸畸形時禁忌Maggle關(guān)節(jié)螺釘；骨質(zhì)疏松患者為避免拔釘應(yīng)慎用較短的側(cè)塊螺釘。
4.2并發(fā)癥
寰、樞椎內(nèi)固定術(shù)最常見的并發(fā)癥是術(shù)中損傷頸脊髓、頸神經(jīng)根和椎動、靜脈。但目前較少報道其血管、神經(jīng)并發(fā)癥，原因可能是此類手術(shù)相對較少，但并不能排除其并發(fā)癥發(fā)生可能性，因此，全面了解寰、樞椎及毗鄰結(jié)構(gòu)，認(rèn)真做好術(shù)前評估及術(shù)前、術(shù)中、術(shù)后的影像學(xué)輔助觀察極為必要。
作為頸椎外科中最后一個“碉堡”，隨著對寰、樞椎結(jié)構(gòu)形態(tài)學(xué)的更深入研究，對寰、樞椎不穩(wěn)定性疾病的內(nèi)固定治療技術(shù)將更加成熟，給疾病的治療帶來極大的益處。
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第9篇：人體生物力學(xué)的研究方法范文
近十幾年來計算機(jī)技術(shù)的發(fā)展給生物醫(yī)學(xué)帶來很多新的研究領(lǐng)域和進(jìn)展, 三維建模技術(shù)以及三維醫(yī)學(xué)模型也開始應(yīng)用于生物醫(yī)學(xué)重建上, 其中包括人體和解剖臟器的模型。
迄今為止，在呼吸道三維重建這一領(lǐng)域，國內(nèi)外已有不少研究人員從事有關(guān)這方面的模型研究。有很多研究運(yùn)用不同的方法獲得人體呼吸道的三維模型,Cheng 等用硅膠樹脂材料，按照某志愿者的呼吸道尺寸建立了一個上呼吸道三維模型，并進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)研究；Gragic 等用計算機(jī)X 射線斷層攝影技術(shù)(computed tomography scans, CT)對人體呼吸道進(jìn)行數(shù)據(jù)采集，并觀察了活體正常的呼吸狀況，建立了另外一種呼吸道三維幾何模型；Tawhai 等根據(jù)多層螺旋X 射線斷層成像（Multi-Detector-Row Computed Tomography，簡稱MDCT）技術(shù)采集的人體呼吸道數(shù)據(jù)，重建了人體下呼吸道三維模型；但是在建立下呼吸道氣管、支氣管的幾何模型上應(yīng)用最廣泛的是Weibel 提出的模型A。本文打算探索一種有利于人體下呼吸道呼吸生物力學(xué)有限元數(shù)值模型研究的重建方法。利用中國數(shù)字人體斷層切片的部分?jǐn)?shù)據(jù)集, 對于人體下呼吸道的三維重建做出積極的探索, 也為將來進(jìn)行其他組織、器官的三維重建做出積極的探索。
2 材料與方法人體下呼吸道三維重建的原始數(shù)據(jù)資料來自第三軍醫(yī)大學(xué)可視化人體研究實(shí)驗(yàn)室所采集的可視化人體（CHV）中呼吸道氣管、支氣管部分?jǐn)?shù)據(jù)集，以數(shù)據(jù)集中包括從咽喉到肺部切片范圍的斷層數(shù)據(jù)作為重建的數(shù)據(jù)來源，利用二維圖像處理軟件Adobe Photoshop 和醫(yī)學(xué)圖像處理軟件Mimics（Mimics 是Materialise 公司的交互式的醫(yī)學(xué)影像控制系統(tǒng)，即為Materiaise’s interactive medical image control system）來進(jìn)行模型重建。 2.2 方法2.2.1 下呼吸道氣管、支氣管的分割將原始數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)入Adobe Photoshop 中，根據(jù)呼吸系統(tǒng)的解剖學(xué)知識，將每張斷面圖中屬于下呼吸道氣管、支氣管的組織劃分出來。為保證圖像劃分的客觀性與準(zhǔn)確性，在分割前采用印刷行業(yè)的屏幕顏色校準(zhǔn)方法進(jìn)行顏色標(biāo)準(zhǔn)統(tǒng)一，避免顯示設(shè)備差異帶來的分割誤差。
最后進(jìn)行色彩模式轉(zhuǎn)化，將劃分好以后的斷面切片圖像的RGBA 色彩模式色彩模式轉(zhuǎn)化為灰度圖，并保存。
2.2.1 建立人體下呼吸道三維模型把所有處理好的圖像資料以文件集形式導(dǎo)入醫(yī)學(xué)圖像處理軟件Materialise 公司的 Mimics軟件中，為導(dǎo)入圖像資料之后，分別顯示的下呼吸道氣管3 個正交斷面的二維數(shù)據(jù)序列，分別是冠狀圖、矢狀圖、橫斷圖。
將圖像資料導(dǎo)入Mimics 軟件便生成呼吸道氣管、支氣管的原始蒙罩圖像，接著運(yùn)用閾值選取技術(shù)、三維區(qū)域增長技術(shù)獲得新蒙罩（以綠色顯示）。在三維實(shí)體（3D Object）菜單欄中導(dǎo)入新生成的蒙罩并加以運(yùn)算，隨后在三維區(qū)域增長技術(shù)的基礎(chǔ)上將所選取的閾值范圍內(nèi)的相鄰像素連接而重組成圖像，就得到了人體下呼吸道三維模型。其中在The Calculate3D 界面為了修補(bǔ)圖像，選取更適用于醫(yī)學(xué)圖像處理的輪廓內(nèi)插法，通過減少矩陣、表面光滑、邊減少、三角形的減少等方式以提高生成三維實(shí)體模型的質(zhì)量。
3 結(jié)果利用中國數(shù)字人人體斷層切片數(shù)據(jù)得到了下呼吸道的三維模型，真實(shí)地再現(xiàn)了下呼吸道氣管、支氣管的解剖形態(tài)，建立的人體下呼吸道三維實(shí)體模型形態(tài)逼真，可移動或旋轉(zhuǎn)、放大或縮小、平面切割等多種方式顯示，任意角度觀察。人體下呼吸道三維模型的正面、側(cè)面和俯視等方位的形態(tài)。
4 討論利用人體斷層切片數(shù)據(jù)集，通過醫(yī)學(xué)圖像處理軟件Mimics 重新建立的真實(shí)的人體下呼吸道三維模型，較其他方法得到的模型更能夠真實(shí)的反應(yīng)出人體下呼吸道的形態(tài)，尤其能夠反映出氣道的厚度，這是用其他方法得到的下呼吸道三維模型重建不能夠反映出來的。運(yùn)用這種方法獲得的人體下呼吸道的三維模型可從任意角度對模型進(jìn)行整體或者局部的三維顯示，模型可以進(jìn)行任意分割、復(fù)制和存儲。利用醫(yī)學(xué)圖像處理軟件Mimics 建立三維模型進(jìn)行編輯后可以輸出多種三維模型格式，如CAD(計算機(jī)輔助設(shè)計)、FEA（有限元分析）、RP（快速成型）格式，可以再計算機(jī)上進(jìn)行大規(guī)模數(shù)據(jù)的轉(zhuǎn)換處理，這樣就方便了利用其他分析軟件賦予人體的物理特性，模擬人的呼吸狀況和對人體下呼吸道進(jìn)行力學(xué)分析，從而把人體下呼吸道模型從一個解剖模型轉(zhuǎn)變?yōu)橐粋€物理模型。Mimics 的功能模塊以及模塊之間的關(guān)系所示。
雖然運(yùn)用這種方法獲得的人體下呼吸道的三維模型與其他方法得到的模型相比有許多優(yōu)點(diǎn)，但它也有很多不足之處。由于人體呼吸道解剖結(jié)構(gòu)比較復(fù)雜而且精細(xì)，根據(jù)呼吸系統(tǒng)解剖學(xué)知識對人體切片數(shù)據(jù)進(jìn)行人工手動分割，存在一定視覺誤差，從而導(dǎo)致呼吸道管壁的厚度不是十分精確。真實(shí)的人體下呼吸道氣管、支氣管中是存在軟骨環(huán)的，由于圖像處理技術(shù)有限，這些軟骨環(huán)在三維重建后的模型中沒有能夠體現(xiàn)出來。
5 結(jié)論三維重建可視化技術(shù)是計算機(jī)輔助設(shè)計與計算機(jī)圖形學(xué)中一個重要的研究領(lǐng)域；與二維圖像相比，三維圖像能夠直觀、整體地顯示醫(yī)學(xué)圖像信息，醫(yī)生能借助它更好地對病變進(jìn)行空間定位。因此，醫(yī)學(xué)圖像的三維重建越來越得到重視。三維重建在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用已經(jīng)越來越廣泛，針對不同的圖像數(shù)據(jù)來源也有著不同的三維重建思路和方法。隨著計算機(jī)技術(shù)的快速發(fā)展，開發(fā)的專門針對醫(yī)學(xué)的三維重建軟件也越來越多，并且在醫(yī)學(xué)的多個領(lǐng)域都得到了廣泛的應(yīng)用。常用的有Mimics,3D-doctor,Amira 等等，可以導(dǎo)入的原始數(shù)據(jù)資料包括斷層切片圖、影像數(shù)據(jù)（Dicom）、三維掃描數(shù)據(jù)等等，只要原始數(shù)據(jù)資料合理，就有可能找到合適的醫(yī)學(xué)三維重建軟件來進(jìn)行三維重建。
