人體生物力學的研究方法精選(九篇)

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第1篇：人體生物力學的研究方法范文

一、運動生物力學的定義：

運動生物力學的定義（國內）是運動生物力學是一門新興學科，現在比較通用的定義是“運動生物力學是研究體育運動中人體機械運動規律的科學”。國外對這門學科的定義也大相徑庭究，有些國家把運動生物力學認為是人體內部運動器系運動和外部人體整體運動的力學特性，盡管運動生物力學在國內外還沒有形成統一的定義，但是運動生物力學的作用和研究意義已被各個國家所重視。

二、在技術教學中的重要地位

在體育運動中任何一項身體練習都由一定的動作及動作體系構成，而完成每個動作及整套動作都存在著最合理的運動技術。合理的運動技術以運動生物力學理論為依據，并富含運動生物力學原理。而運動生物力學又以其分析科學性，結構合理性為體育技術教學提供理論和方法上的指導，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的各種力學條件，從而使學生更完善地認識、學習和掌握合理的運動技術動作。

三、對技術教學的積極影響

在技術教學中，及時而有針對性地向學生傳授運動生物力學原理，往往能引起學生對學習和掌握運動技術的興趣，并使復雜的技術簡單化，從而有利于學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動損傷。

（一）提高學習運動技術的興趣

隨著新科技、新技術的不斷地推動著體育科學技術的發展，新的運動技術取代舊的運動技術，或高級運動技術取代低級運動技術，已成為當今社會的總體趨勢。新的運動技術比舊的運動技術更科學、更合理、更實效，并且更符合人體特點。因此，新技術總能吸引更多的人去研究和學習。在體育技術教學中，如何引起學生對新技術的興趣是學習的第一動力。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，運動員一般都采用站立式起跑。隨著科學的發展，運動生物力學這門學科逐漸進入了人們的視角，從生物力學的角度來剖析站立式起跑和蹲踞式起跑的區別，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效性和經濟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基礎，當今在全國乃至世界在短距離運動項目中全部必須采用蹲踞式起跑。如此，學生就會對蹲踞式起跑產生濃厚的興趣，大有躍躍欲試的欲望，從而在技術教學中就會主動、積極地參與并思考、體會技術細節，進而縮短掌握技術動作的時數，有利于提高技術教學效果。

（二）使復雜的技術問題簡單化

相對于以往的體育教學中，當體育教師對某一項較為復雜的技術過程講解時，學生常會因為技術動作太復雜而影響學習，但如果教師能用適當的力學知識加以分析和運動生物力學的研究方法往往能使學生“頓悟”，從而激發學生的學習積極性。如：足球的香蕉球是一項較復雜的技術動作，且香蕉球形成的力學原因也極為復雜，但根據球在空中的運行軌跡的力學現象，我們只要在踢球過程中，保證擊球點的用力通過球心，且不在一條直線上，就為香蕉球的產生創造了條件。因此我們可以運用運動生物力學中常用的研究方法去解決這個問題，利用高速攝影、電視、錄像和數據的分析，把學生、運動員的運動技術進行攝影、錄像、高速攝影，然后回放給學生，學生可以從動作回放和慢放中知道動作的運動軌跡，和香蕉球擊球點的位置。因此，對復雜的技術動作稍加力學分析，和采用先進的設備便可使復雜問題簡單化，便于學生理解并提高教學效果。

（三）減少損傷以利掌握合理技術

第2篇：人體生物力學的研究方法范文

摘 要：以運動和力學的緊密關系為依據，闡述運動生物力學與體育教學原理交融滲透、密不可分。以散打教學為切入點，對散打教學中運用生物力學知識的重要性，運動生物力學知識在散打教學中的應用做了淺析，得出在散打教學中傳授生物力學知識，有助于教師選擇正確的方法和手段，使教學合理、科學，提高教學質量目的，促進教師自身理論水平的提高。目的是為體育教學的改革的進一步深化提供參考。

關鍵詞：生物力學 運動 散打 教學

散打是一種以腿法為主的武技，實戰中步法的靈活運用對保證充發揮腿的威力，取得實戰的勝利具有極其重要的意義。但在教學中由于教師忽視人體組織結構的解剖與生理特點，導致教學效果不明顯，甚至學生運動性損傷等情況比比皆是。運動生物力學應用于散打教學，不僅有利于對動作的理解和分析，而且可以對動作技術推陳出新。在跆拳教學中，如何運用運動生物力學知識指導教學，這是我們散打教師和教練探討的熱點。

一、散打教學中運用生物力學知識的重要性

體育教學在向學生傳授運動技術的同時，必須首先講解運動技術的物力學特性，教會學生掌握合乎力學原理的技術動作，在掌握合理技術基礎上，盡量使每個學生按照其自身特點去改進技術動作。在力的作用，人體和由人所帶動的運動器械的運動狀態要發生數值和方向上變化，要揭示運動發生的原因和變化的情況，就必須研究運動的動力學特征。力學的基本任務是研究物體的運動和物體受力的關系。散打教學中，任何技術動作都是在人體自身的外力與內力的整體作用下完成的，運動物力學是體育教學存在和發展的最重要的理論依據之一，體育教學與動生物力學原理交融滲透、密不可分。作為一名合格的體育教師，必須運動生理學、技能學、生物力學等基礎知識都有所了解。而在這些基礎性學科中，生物力學將使體育教師對人體運動的原理、影響人體運動的內力外力作用，以及使物體產生運動的原因等有更好的理解，可幫助體育教識別技術。更為重要的是體育教師在教學中結合運動技術講授運動生力學知識，學生容易理解和掌握，克服了在教學中局限于對技術運動外的描述，能夠有效分析技術動作的優劣。

二、運動生物力學知識在散打教學中的應用

（一）身體平衡的破壞

在散打搏擊項群中并非始終要求提高身體穩度保持平衡狀態，有時反而需要快速破壞自身或對方身體的平衡。

1.主動進攻與防守。散打運動中攻防交替變換頻繁。然而無論進攻是防守都應體現一個“快”字，即身體或肢體要快速啟動。要達到這一目的，運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度，以快速破壞平衡而提高啟動速度。例如，某運動員在連續進攻中，前一進攻動作完成后如何為后一進攻動作奠定基礎，使之便于身體動作加速，為肌肉正常工作創造條件就顯得十分重要。防守中也是如此，既要考慮自身的穩度，又要注意為反擊創造條件。如果防守時過分增大穩度是不利反擊的。一般情況下主動降低自身的穩度，破壞其平衡的方法有：在提身體重心的同時將重心投影點移至支撐面的邊緣處，或者改變步態減小

支撐面積，或者改變身體的姿勢等，已達到降低身體在運動方向的穩定度的目的。

2.破壞對方的平衡。從力學角度看，雙方在技術上的對抗實際上是雙方在某一方向的穩定程度對抗。只要一方在某一方向的穩度明顯大于對方的穩度，在一定的力矩作用下就能首先使對方失去平衡。根據影響身體平衡的因素我們知道，對方重心的投影點至支撐面邊緣最近方向便是他身體平衡最不穩定的方向，若能抓住此時機沿此方向施力，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，進攻還必須注意調節好自身支撐面的形狀和重心投影點的位置，以加強本的再進攻方向的穩度，這樣才能達到在保護自己的前提下破壞他人的

衡。

（二）身體平衡的主動恢復

當運動員身體的平衡受到破壞又不能借穩定力矩恢復初始平衡時，人體還能采用一些措施主動地恢復平衡。

1.補償運動。當運動員身體開始失去平衡而傾斜時，人體的相應環節發生位置的改變，以調整人體姿勢，使身體重心的投影點重新回到支撐內，恢復初始平衡。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。當運動員偏平衡位置較遠，平衡嚴重受到破壞時，補償動作便失去作用。這時人體可以采用改變支撐點，形成新的支撐面的方法重新建立平衡或恢復初始平衡狀態。改變支撐面的方法有兩種：一是沿著重心偏移方向擴大支撐面，使重心投影點位于新的支撐面，使重心投影點位于新的支撐面；另一種方法是改變支撐面的形狀，使人體重心投影點重新回到新的支撐面內。

（三）重心位置偏前或偏后的實戰姿勢

1.重心位置偏前的實戰姿勢特點。當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，前腿各環節受力大于后腿。這種實戰姿勢是不利于進攻的。因為進攻就要體現一定的效果（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動的幅度。因此，只有將身體重心適當后移，才能達到使身體更好遷移的目的，才便于腿的進攻。根據運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定性，虛腿只起輔助作用，進攻則全靠虛腿。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.重心位置偏后的實戰姿勢特點。當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。此時后支撐腿各環節的受力大于前腿。這種姿勢既有利于提高前腿的進攻速度和力量，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。在此狀態下，對前腿的反應速度要求較高，一旦要向后退防守時，前腿需快速有力蹬地，推動身體向后運動，免受對手的擊打。

3.重心位置偏低的實戰姿勢。無論兩腳是前后或左右站立，下蹲支撐時兩腳間距較大，下肢各關節彎曲度大，都會使身體重心自然降低，因而增大了支撐面，身體的穩定性較好。但此狀態下下肢各關節伸肌的負擔較重，不利于快速啟動和步伐的調整。此外還會造成下肢肌肉的疲勞。因此在實戰中不宜長時間的保持這種姿勢。

4.重心位置偏高的實戰姿勢。身體自然放松，兩腳間距小，兩膝彎曲不大，身體重心則偏高。此時下肢各關節肌肉的負荷較小，肌肉不宜疲勞，有利于進攻與防守。但不利之處在于動作預兆較大，容易暴露戰術意圖，且支撐面較小，身體的穩定性較差。

三、結 論

經過幾年的訓練和教學工作。筆者認為：在散打教學中傳授生物力學知識，可有助于教師選擇正確的方法和手段，使教學合理、科學，從而達到提高教學質量目的，促進教師自身理論水平的提高。在體育教學中，普及不可缺少的有關生物力學知識，比單純講技術效果要好，它不但可以使學生了解技術動作的本質、掌握合理技術、識別技術動作的優劣，而且可以幫助學生正確學習技術和新項目，學會自我保護方法，防止傷害事故的發生。學生們普遍反映，在體育課中講授生物力學知識使他們既掌握了技術動作的關鍵，又使所學的知識有機地結合起來，同時進一步使學生認識到體育不僅僅是跑跑、跳跳，而且是大有學問的一門學科。

參考文獻：

[1]李凌云.運動生物力學原理在武術運動中的應用[D].濟南：山東師范大學.2002.

[2]李小華、劉光雙、周穎.運動生物力學在體育教學和訓練中的應用研究[J].體育科技文獻通報，2007(3).

第3篇：人體生物力學的研究方法范文

關鍵詞 攀巖 生物力學 側拉動作 技術分析

本文運用文獻資料法對動作技術的分析加以概括，特別是關于運動生物力學的研究分析。很多研究中都運用到了運動生理學的相關指標，如肌電測量分析法，當然生物力學的實驗研究少不了，如平面定點攝影測量法。這些方法均是為了找出優秀動作的運動學參數指標，尋求該動作過程的運動學特點，揭示運動員完成合理動作的規律和技術動作要領，并制定針對性的科學訓練方法，促進運動員快速掌握動作技術，進而提高攀巖運動的競技水平。

1側拉的分類

側拉動作 1：開始動作時運動員身體正對巖壁身體重心離巖壁遠而不利于完成動作。

側拉動作 2：開始動作時運動員身體側對巖壁，但支撐腿（左）和巖壁之間的角度太大。

側拉動作 3：開始時運動員身體側對巖壁，支撐腿的外測盡量貼近巖壁。

2平面定點測量的結果分析

2.1攀巖時人體重心的特點

人體重心是人體各環節所受重力合力的作用點，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系可知，攀巖時人體重心在巖壁之外，重力不僅對人體產生向下的作用力，同時還產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連線的左方但中間動作時在兩支點連線的右方，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連線的右方，所以在完成動作時很省力，動作是科學的。

3三種側拉動作的力學分析

側拉動作1和側拉動作2在起始動作時重心在兩支點連線的右側，但中間動作時在兩支點連線的左側，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連線的右方，人體重心主要是垂直方向的運動，所以在完成動作時比較省力。同時側拉3的動作特點是身體側對巖壁，身體對側手腳接觸巖壁，另一只腿伸直用來調節身體平衡。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。

4采用側拉技術動作合理性（側拉動作3）的力學分析

側拉動作3的特點是身體側對巖壁，身體對側手腳接觸巖壁，另一只腿伸直用來調節身體平衡。力學合理性表現為兩個方面，一是由于側對巖壁，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。

另外，側拉時人體重心點一直在左手和右足攀登附著點的連線附近，由于力臂很小，這樣在人體上升用右手觸摸下一點時人體重力幾乎不產生繞縱軸的使人體翻轉的轉動力矩，這樣右手就可以比較自如的去觸摸和把握下一點，左腿也可以進行較大幅度的活動。

5不同類型側拉技術肌電測試結果的分析

在三種側拉動作的對比中側拉動作3的膝關節角度開始變化時肱二頭肌還沒開始發力，股外側肌是促使身體向上移動的主要發力肌肉。

另外，在三種側拉動作的對比中側拉動作3的發力順序間隔明顯股外側肌――腓腸肌――背闊肌――肱二頭肌，說明在側拉動作3的過程中股外側肌是最先參與發力的而且發力而且持續時間長，貢獻的力量最大，是主要用力肌肉，相反肱二頭肌的參與時間晚，持續時間短，貢獻的力量最小。不同側拉動作各肌肉發力大小比較可以看出側拉動作3的肱二頭肌積分肌電值最小，股外側肌積分肌電值最大。

在難度攀巖中如何合理的應用技術動作調整身體平衡，節約上肢力量直接決定運動員的比賽成績，從以上對比看出側拉動作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練中不要單單注重上肢力量的訓練，下肢力量的訓練也是很有必要的。

參考文獻

[1] 樊海峰.攀巖中不同“側拉”動作的生物力學對比分析[J].河北師范大學，2009.

[2] 錦金萍.速度攀巖運動員上肢肌表面肌電信號變化的研究[J].山西師大體育學院學報，2006（04）.

[3] 閆昭如.淺談運動生物力學在攀巖運動中的研究[J].北京力學會學術年會，2015.

[4] 李江A，葛耀軍，劉揚.優秀攀巖運動員肘關節屈伸肌的力學特征[J].體育學刊， 2014.21（1）：133-137.

第4篇：人體生物力學的研究方法范文

關鍵詞： 足部； 應力分析； 跖骨； 有限元； Abaqus

中圖分類號： R6；TB115.1文獻標志碼： B

引言

隨著計算機技術的迅速發展，近年來，有限元法被廣泛應用于生物力學的研究中.作為生物力學重要的組成部分，廣大學者對足部生物力學進行大量研究，如踝關節損傷[1]、拇指外翻[2]和扁平足[3]等足部疾病的生物力學研究.目前，對足部生物力學的研究大多針對離體標本或人工模型，不能量化觀察韌帶和關節上的力，也難以得到骨骼內部的受力情況，造成研究成果不全面[4].有限元法的引進，可以解決這些不能直接在人體上操作的技術難題.

人類足部的構造分為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.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合；體質量加上去后，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支骨再加上強度很高的韌帶所構成，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）足部韌帶與關節圖 1足部結構

1CAE分析

運用有限元軟件Abaqus對足部進行應力分析，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點的位移和應力.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據[7]，提取時將足部模型進行適當簡化：

（1）為減少計算量，對足部剖面視圖進行研究，即建立二維模型.

（2）將足部韌帶與關節簡化成線單元.

（3）忽略骰骨和籽骨，將足舟骨與楔骨合為一體.

提取完輪廓數據后，將其導入建模軟件SolidWorks，在二維平面上形成一系列的數據點，將這些數據點按足部輪廓連點成線，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.在這個基礎上將線單元添加到各個骨關節之間，代替足部的韌帶和關節，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中的二節點平面線性梁單元B21；骨組織選擇四節點雙線性平面應力四邊形單元CPS4R；由于模型幾何形狀不規則，故劃分網格時會產生部分三角形單元CPS3[8].劃分的網格見圖3（a）.足部骨組織與軟組織的單元屬性、單元數量和材料屬性見表1.

（a）網格劃分 （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生的力學情形，為接近真實的受力情形，負載條件是給予負荷控制.由于成年男子的體質量約為70 kg，故給予負荷控制的方法是在一側的脛骨上施加由上往下的350 N的力.在跟骨底部選一點進行固定約束，約束U1，U2，UR1和UR2；在趾骨底部選一點進行位移約束，約束UR2，見圖3（b）；骨組織之間的關節連接、骨組織與軟組織之間的連接用接觸定義進行模擬[8]，定義接觸行為為bonded.

1.4計算結果

定義完后進行分析計算，計算結果見圖4.由圖4（a）可知，人站立時足部受力較大部位為各個骨關節處，其中最大應力位于跖骨上，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）應力分布 （b）位移分布圖 4分析結果

2不同工況分析

為進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碾壓力時進行比較分析，分析結果見表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.將路徑上應力值從Abaqus中提取出來導入origin，見圖5（b）.

（a）施加載荷 （b）路徑應力圖 5變工況分析

表 2不同工況下的最大應力碾壓力/N1002005001 000最大應力/MPa2.6354.77410.35423.572

從圖5可知：（1）足部不同部位所受應力明顯不同，趾骨與跖骨、跖骨與楔骨以及距骨與跟骨的關節部位所受應力明顯較其他部位大，跖骨前側承受整個足部的最大應力.這是由于足弓下方只有韌帶、關節和軟組織起支撐作用，而這些組織的彈性模量遠遠小于骨組織的緣故.（2）在不同工況下，足部應力隨之不斷增加，足部承受100 N碾壓力時，跖骨的最大應力為2.635 MPa；當足部承受1 000 N碾壓力時，跖骨的最大應力已達到23.572 MPa.由此可知，足部在受到重擊和擠壓等情況下極易受傷，且受傷部位易出現在趾骨上.

3結論

對人體足部進行二維建模，并分析其受力情況，得到以下結論.

（1）人正常站立時，足部各個骨組織中骨關節和跖骨受力較大.

（2）人體足部受到碾壓時，跖骨極易出現損傷，當足部承受1 000 N碾壓力時，跖骨的最大應力已達到23.572 MPa.

（3）本文的研究方法為損傷模擬等生物力學問題提供一種參考手段.參考文獻：

[1]楊琳， 梁棟柱， 鐘世鎮， 等. 足部生物力學實驗研究進展[J]. 醫學綜述， 2011， 17（5）： 712714

[2]SARO C， JOHNSON D N， de MARTINEZ A J. Reliability of radiological and cosmetic measurements in hallux valgus[J]. Acta Radiologica， 2005， 46（8）： 843851.

[3]JACKSON L T， AUBIN P M， COWLEY M S， et al. A robotic cadaveric flatfoot analysis of stance phase[J]. J Biomech Eng， 2011， 133（5）： 051005.

[4]胡輝瑩， 鐘世鎮， 聶晨陽. 人體骨骼生物力學中有限元分析的研究進展[J]. 廣東醫學， 2007， 28（9）： 15321534.

[5]周宇寧. 足部三維有限元模型的建立和跗跖關節準靜態生物力學研究[D]. 石家莊： 河北醫科大學， 2010.

[6]凌桂龍， 丁金濱， 溫正， 等. ANSYS Workbench 13.0從入門到精通[M]. 北京： 清華大學出版社， 2012： 114.

第5篇：人體生物力學的研究方法范文

關鍵詞：生物力學；骨質疏松；腰椎；模型；體層攝影術

脊柱的生物力學試驗可以通過體內和體外試驗兩種方式進行。近年來有限元分析法作為一種骨科生物力學的研究方法越來越受到關注。有限元分析不僅能模擬脊柱的各種運動方式，還能模擬正常人、患者和手術后的脊柱外形，從而計算出相應的各個結構的受力和位移情況。腰椎的有限元模型可以為骨質疏松椎體彌補以上試驗的不足，為骨質疏松椎體的生物力學試驗提供良好的試驗模型。擬建立包含多個完整的功能脊柱單位（Functional spinal unite，FSU）骨質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。模型將用于骨質疏松的椎體的治療評價的生物力學試驗。

1 資料與方法

1.1  一般資料：①志愿者1名：根據國人解剖學數值選取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；③計算機工作站：Intel（R）Xeon（TM）CPU 3.00 G 雙核四節點（8 cpu），內存：16 G，硬盤：320 G；④醫學圖像處理軟件Mimics 10.0（Materialise's interactive medical image control system 10.0）：一款由比利時Materialise 公司開發的介于醫學與機械領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化為機械領域中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）倡導開發的，是工業領域最著名的并行框架式有限元前后處理及分析系統，其開放式、多功能的體系結構可將工程設計、工程分析、結果評估、用戶化身和交互圖形界面集于一身，構成一個完整CAE集成環境；⑥有限元分析軟件ABAQUS：ABAQUS由美國公司開發，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雜的非線性問題。ABAQUS包括一個十分豐富的、可模擬任意實際形狀的單元庫。

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對已經選定的對象進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，通過調整圖灰度、增加對比度等，對圖像觀察細節進行處理，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格式的圖像數據導入三維重建軟件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胸腰段椎體三維實體模型的建立和光滑處理：把生成的三維圖像數據導入Magic rp軟件，利用Remesh模塊對模型進行光滑處理，生成光滑和幾何高度近似，具有較好面網格質量的模型以便導入Patran前處理軟件，構建有限元模型。⑤胸腰段三維模型的前處理：將優化的面網格文件導入MSC Patran前處理軟件，生成正常T11～T12～L1～L2段椎體的四面體單元。并在體單元的基礎上根據解剖結構的材料屬性不同，把椎體分割成皮質骨、松質骨、椎體后部3個部分，其中皮質骨厚度約為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 厚的軟骨終板構成。⑦關節突關節、椎間盤纖維、韌帶的建模過程：選擇關節軟骨，并把關節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），關節囊使用三維Truss單元模擬。纖維環纖維由只承受拉應力的Truss單元構建，纖維在環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賦予各結構材料學參數：對整個胸腰段有限元模型單元材料相關屬性進行設定，構建與實際模型在材料參數和力學行為上相吻合的三維有限元模型，其中纖維、韌帶、關節囊為只受拉應力的線彈性材料。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

結構彈性模量（MPa）泊松比截面積（mm2）皮質骨    12 0000.30

松質骨1000.2

關節軟骨100.4

L5-椎體后部3 5000.25

終板1 0000.4

椎間盤纖維環基質4.20.45

椎間盤髓核0.20.4999

纖維環纖維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關節囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41

骨質疏松的材料模型為在正常模型材料參數的基礎上，皮質骨、終板、后部結構模量減少33%，松質骨減少66%，同時考慮髓核脫水，彈性模量增加1倍，其他結構保持不變。見表2。

表2  骨質疏松胸腰段有限元模型的材料參數

結構彈性模量（MPa）泊松比截面積（mm2）皮質骨    8 0400.30

松質骨340.2

關節軟骨100.4

L5-椎體后部2 3450.25

終板6700.4

椎間盤纖維環基質4.20.45

椎間盤髓核0.40.4999

纖維環纖維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關節囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41

2 結果

正常脊柱胸腰段三維有限元模型已經建立起來。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個結點。見表3。

表3  正常胸腰椎有限元模型的單元劃分

結構單元類型數量節點

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、關節囊、纖維三維桿單元673

建成后的三維有限元模型與實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行定義，皮質骨、終板、后部結構模量減少33%，松質骨減少66%，同時考慮髓核脫水，彈性模量增加1倍，其他結構保持不變。基本符合真實的生物力學要求，真實模擬了骨質疏松椎體的材料特性，成功建立了T11～L1的骨質疏松有限元模型。見圖1。

圖1  建立關節囊、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用于脊柱力學研究，建立二維椎間盤模型，標志著有限元在骨科生物力學分析中應用的開端[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研究并將理論結果與試驗結果進行了比較。由于有限元法在求解過程中條理清晰，步驟同一，通用性強，特別適合計算機仿真計算。隨著電腦軟硬件技術的發展，有限元法在骨結構生物力學及醫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動方式，還能模擬正常人、患者和手術后的脊柱外形，從而計算出相應的各個結構的受力和位移情況。脊柱某些結構的外在位移用普通試驗方法容易測得，但內在應力的改變則需要復雜的測試技術，利用有限元分析能夠精細地得到模型內部地受力變化。這比外在位移來說更具有深遠地意義。而計算機技術的進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。現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，使模型更加真實完善。正因為如此，近年來有限元分析法作為一種骨科生物力學的研究方法越來越受到關注。有限元模型最大的優勢在于可以反映集體內部的應力變化情況，這是其他試驗方法難以做到的。

3.1  骨質疏松腰椎三維有限元模型的建立：有限元建模有多種方法，由于人體結構的不規則性，同時CT、MRI機器普及，圖像建模的方法比較適合于臨床生物力學的研究，目前多數臨床相關的研究是通過此方法建模的[2-3]。

在本試驗中，我們采用General Electrics 64層螺旋CT對已經選定的對象進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格式的圖像數據導入三維重建軟件Mimics。這樣通過CT建立的胸腰段椎體有限元仿真模型與真實的胸腰段脊柱在幾何上就近似人體骨形態。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，由于韌帶從生理結構上，只承受拉力作用，不受壓力作用，因此，本試驗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（因為在CT上椎間盤的灰度和周圍軟組織的灰度重疊無法取值）且椎間盤結構復雜，文章根據椎間盤的生理結構，通過CAD構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，通過與雙側軟骨終板結合的纖維環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確性：我們研究所建立的有限元模型是骨質疏松椎體壓縮性骨折好發的脊柱胸腰段，更符合臨床實際情況。模型的建立選擇健康成年人的胸腰段脊柱作為基礎，應用螺旋CT掃描獲得胸腰段脊柱的詳細輪廓數據，經Materialise Mimics逆向處理軟件，建立胸腰段脊柱的三維實體模型。本研究采用基于CT原始數據的先進逆向建模技術，解決了CAD傳統正向建模技術無法構建骨骼等復雜幾何體的問題，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 三維胸腰椎體網格模型的優點：在對胸腰椎體進行網格劃分時，考慮到椎體的幾何復雜性，對椎體采用自適應四面體網格劃分方法，并對在著重考察和形狀非常不規則的區域進行網格細化處理，保證了網格模型和幾何模型的高度近似性。因此，本研究的網格模型更加細化和逼真，保證了計算的準確性。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建。采用椎體骨四面體和椎間盤六面體的復合網格模型，即保證了網格模型的幾何逼真，又保證了胸腰椎各解剖部位的合理構建，為胸腰椎生物力學的研究提供了良好的網格模型。

3.1.3 胸腰椎模型材料屬性的可靠性：因為試驗條件的限制，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采用了國外學者在胸腰椎材料力學研究中的試驗結果，并已被不同研究學者引用進行胸腰脊柱的有限元模擬分析[4-6]。雖然因為研究的方法、試驗的條件以及力學標本來自不同地區人種的關系，不同研究學者的材料試驗造成材料屬性有所偏差，但是本研究采用同一學者的研究結果，對不同模型進行力學分析，從縱向上進行定性比較分析，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疏松有關，而很多的骨質疏松椎體的病因和治療均與其生物力學有關，因此，分析不同的手術及創傷對骨質疏松的腰椎的影響是十分關鍵的。精確的生物力學試驗可以幫助選擇準確的植入物和手術方法，指導患者的術后康復和鍛煉[7-8]。目前，很多學者通過有限元模型來進行骨科研究，并取得了好的成果[9-12]。本試驗建立的有限元模型可以在計算機上隨意的對椎體產生變形，可以模擬椎體骨折的模型，分析骨折后的生物力學變化，同時可對目前治療骨質疏松骨折的新技術如椎體成型和后凸成型做比較，以及椎體疏松后內固定松動的問題，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試驗。我們建立此模型想利用此模型觀察骨質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為這種骨折與椎體剛度和強度的增強有關。是否椎體成形術后的相鄰椎體的骨折是由椎體的生物力學的改變引起，目前尚無定論。以往試驗利用有限元的方法對椎體增強后的相鄰椎體的生物力學進行了報道，但得出的結論不一致。這些生物力學試驗均證明了椎體剛度的增強是目前相鄰椎體骨折的原因[13-14]，認為相鄰椎體的骨折與骨水泥增強椎體的彈性模量有關，但部分學者認為相鄰椎體的骨折和椎體的增強沒有關系[15]。我們將利用建立的有限元模型對目前比較關注的椎體成型手術后的相鄰椎體的骨折問題進行進一步的探討。通過更精確的模型來排除其他因素對增強椎體周圍椎體的影響。

3.3  試驗的局限性及展望：有限元模型材料參數的獲得是通過生物試驗得到的，但是到目前為止，退變組織的材料參數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有限元模型越來越接近客觀實體，并且對生物力學機制有更深入的理解和預測。但有限元法是一種理論性的分析，只有在更好地結合臨床檢測與試驗觀察之后，才能最真實地反映脊柱的受力狀況，為疾病的發生、發展分析及疾病的治療提供準確的參考。

今后，我們還將做深入的研究。包括進一步完善有限元模型的設計，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的影響；使用不同性質的骨水泥對脊柱的生物力學的影響；把有限元分析和生物試驗的方法良好的結合起來。

本研究建立的骨質疏松腰椎三維有限元模型接近真實的生物力學標本，是理想的研究骨質疏松腰椎生物力學的數字化模型，可應用于胸腰段骨質疏松后凸成形術相關的有限元生物力學研究。

4 參考文獻

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第6篇：人體生物力學的研究方法范文

自1969年Hamdi首次報道L2漿細胞瘤和轉移性腺癌行椎體腫瘤切除、假體替代以來，經過近四十年的發展，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用，目前報道的人工椎體模型，經過一系列生物力學測試和臨床應用發現，對不同脊柱節段的椎體骨折、不同類型的人工椎體的選擇、術中放置人工椎置的差異〔1〕，乃至輔加不同類型的內固定物，均可對脊柱重建術后的穩定性產生不同的影響。因此本文對近年來生物力學應用在人工椎體上的研究進行如下的綜述。

1 生物力學在人工椎體置換術評價中的應用

1.1 人工椎體置換術的應用

人工椎體目前運用最廣泛的是脊柱轉移性腫瘤病灶切除后的重建，童元等認為椎體腫瘤的手術適應證應該綜合考慮患者全身的情況、手術能否解決主要問題以及病程發展的快慢等因素。王新偉等〔2〕運用可調式中空人工椎體治療脊柱嚴重粉碎性骨折（附9例報告），認為對嚴重粉碎的椎體骨折，無法行自體骨重建者，人工椎體不失為一種選擇，但應嚴格掌握適應證。近來，王群波等〔3〕運用納米羥基磷灰石／聚酰胺66復合人工椎體治療胸腰椎椎體腫瘤14例，結果顯示復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設計要求

脊柱椎體次全切除術至少破壞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性中斷，同樣導致后柱結構不穩，極易造成損傷。因而，行椎體切除術后無一例外的都要進行重建前柱的結構及生物力學的穩定性。故人工椎體的生物學設計是否合理對術后融合有著重要的影響，楊明亮等〔4〕從外科技術角度評價內鎖式人工頸椎間體，認為其設計符合頸椎的解剖學特點，生物力學上能有效穩定頸椎。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，設計一種中空可調式、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，實驗證明該人工椎體具有良好的即時穩定性和遠期穩定性，且勿需聯合使用前路或后路內固定器。綜上述，生物力學設計必須考慮以下幾個方面：（1）術后即刻穩定性與脊柱生理曲度的恢復程度;（2）與椎體遠期融合率;（3）有良好的生物相容性;（4）植入方便。

2 人工椎體生物力學測試的方法

2.1 屈服強度試驗

采用軸向壓縮荷載或屈曲壓縮荷載，加載至失穩，目的在于研究人工椎體在某種載荷下的承載強度，強度試驗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參數。

2.2 內置椎體疲勞試驗

對內置人工椎體施加周期性的荷載（cyclic loading），觀察其疲勞強度，以失敗的周期數定義疲勞強度。

2.3 內固定物穩定性試驗

與前面兩種破壞性試驗不同，穩定性試驗是非破壞性的。目的在于研究內置物在非破壞性的載荷下的內固定強度與各種生理載荷的相關關系。

3 生物力學測試實驗模型的選擇

3.1 生物模型

目前常用的生物模型有尸體標本、活體及犬、牛、豬、猴、羊等動物模型，這幾種生物模型各有其優缺點。人尸體標本廣泛運用于生物力學測試的離體研究，其優點是能直接、精確測量脊柱各節段的運動，缺點在于新鮮的尸體受數量的限制，且其離體標本的測試亦在一定程度上改變了生理狀態下脊柱的力學特點；人的活體研究主要運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一步探索，Kumar等〔6〕研究發現四足動物脊柱的解剖學和形態學與人相似，他認為從四足動物的標本上得出的結論可運用到人的標本上。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動學特征，故其運用較多〔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用于脊柱力學研究，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研究與實體的生物力學實驗進行比較分析發現，其結果是可靠、有效的。具有能夠獲得實體實驗中無法得到的許多重要參數，能任意改變某一參數以觀察其產生的影響，能進行前瞻性研究并直接指導臨床實踐。隨著人們對組織力學特性的認識，有限元分析軟件在國內外不斷開發與應用，不但促進了有限元技術的發展，而且推動著脊柱生物力學更深入的發展。

3.2.2 數學相關模型

隨著Chu等將數學相關方法運用到力學研究中，近年來，數學相關模型已成為未來生物力學發展的一大方向〔8〕。其實質上是采用先進的圖像處理技術與設備，通過被測對象的原始圖像字灰度進行直接的數字處理，由計算機控制整個系統的工作和一些圖像處理運算，再把圖像信息轉變成電信號，實現物體變形場的測量。對采集對象、測量環境要求較低。具有自動、非接觸式的、運用范圍廣等優點。

4 穩定性實驗的設計及其測試方法

4.1 穩定性實驗的設計

主要要解決離體脊柱標本測試時的運動必須模擬脊柱的自然運動和任意脊柱結構平面負載的均衡性這兩個方面的問題。Panjabi提出的穩定性試驗模型是一種非損傷性生理載荷模式，通過加載夾具對試驗對象分別施加6對大小相等、方向相反、互為平行的“純力矩”，產生相應的前屈、后伸，左右側屈，左右旋轉6種運動方式。Niosi等〔9〕在此基礎上，測量時加用光電子照相技術，使結果更精確。

4.2 穩定性實驗的測試方法

4.2.1 光學測量法

光學測量法包括光干涉效應直接測量法、光學杠桿延伸擴大位移法和光學遙測法〔10〕。立體的光學系統由2個互成角度的平面光學測量系統構成的，利用動作分析系統記錄受試者運動時的皮表標記坐標，經過計算機重建三維運動，確定脊柱的空間坐標位置。其優點是立體重建、定位精確、可以非接觸多節段測量。Pflugmacher等〔11〕對成人尸體胸腰椎標本用4種可調節與不可調的人工椎體附加內固定后進行生物力學性能測試，利用的是光學系統，分別在T12和L2椎體上安裝非線性二極管，通過PCReflex運動分析系統，得出載荷-位移曲線，試驗顯示：可調節人工椎體與不可調節椎體在體外的力學性能方面沒有顯著差異，但聯合前后路內固定后，其強度和穩定性最大。

激光全息-散斑干涉法是將激光全息干涉與散斑干涉結合在一起的一種三維位移測量技術，對人工椎體和椎間盤均能獲得高質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合固定，加載不同的負荷，用一個帶有可發射非線性紅外線二極管的光電測量系統，記錄載荷-位移曲線，得出結果示椎體替代物植入后僅附加前路內固定與完整的椎體相比移動度較大，特別是軸向扭轉。

4.2.2 電應變法

電應變式傳感器可通過電子儀器直接轉化為位移〔13〕，Lowe等〔15〕運用MTS 809雙軸液壓隨動生物力學測試系統（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度。實驗表明:終板后外側抗壓縮強度最大，中間部分最小，抗中空植入物臨界壓縮強度明顯高于抗實體植入物的裝置。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意義。

4.2.3 影像學法

影像學檢測手段已經從早期簡單的靜態平片發展到雙平片及三維動態X線檢測。靜態片因其片子質量、標定不一等因素，誤差較大。Lee等〔16〕描述了一種用于腰椎三維運動實時測量旋轉式X線照相裝置。該系統通過整合獲得三維方向的角度率。所獲數據和實時展示通過與計算機相連的電子單元加工處理。能提供脊柱位置的實時信息，有利于及時做出臨床檢測和評價。Wang等〔16〕采用的Zebirs CMS 70P系統是一種運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，具有無創性、立體性、可靠和可重復性等優點。

5 生物力學評價指標

5.1 載荷-位移曲線

反映了內固定結構的穩定性隨載荷變化的趨勢。Glazer等以6~8個樣本測量值進行統計學處理及相關分析；由載荷-位移曲線可以得到以下指標（參數）：

運動范圍（range of motion，ROM）：指在載荷最大時脊柱運動的節段間的角度變化和節段間的位移量。由于每個標本的生物力學性質不同，為了直接進行定量的比較，把各試驗組的運動范圍均與同一完整脊柱標本的運動范圍作比較，得出相對運動范圍（relative range of motion，RROM）。

硬度／穩定性和柔韌度／不穩定性：可用硬度系數／穩定性系數和柔韌系數／不穩定性系數表示，是所施加的載荷除以椎體間所產生的運動大小。

伸展-屈曲中性區（NZ）：為中性區到實際加載荷時的位移，伸展中性區用-NZ表示，屈曲中性區用+NZ表示。

伸展-屈曲彈性區：是彈性位移階段，從0載荷時的位移到最大載荷位移。伸展彈性區用-EZ表示，屈曲彈性區用+EZ表示。

5.2 載荷-圈數疲勞曲線

屈服強度和疲勞強度試驗樣本量小，常以個體值或中位數加以比較。Huang等〔17〕選擇幾個大小不同的載荷量重復實驗，獲得載荷-圈數疲勞曲線。

以上2個指標均適用于離體標本的測量使用。對于在體的人工椎體的生物力學評價指標，可運用運動測量方法，利用光學原理或者影像學方法，立體重建、定位精確，并結合神經功能恢復情況（Frankel分級），綜合得到人工椎體移位及重建節段骨融合情況。

6 生物力學評價促進了人工椎體在脊柱重建術中的應用及發展前景

一種新的脊柱內固定裝置在運用之前，除了要對器械本身的材料學測試外，大部分的器械還均以非破壞性試驗進行生物力學評價，生物力學研究的發展，大大縮短了內固定器械應用于臨床的周期，因而在近20年來，脊柱新器械包括人工椎體的發展速度空前提高。有很多學者認為目前的人工椎體置換既應具有術后的即刻穩定性，亦應注重其對脊柱生理曲度的恢復以及兼顧遠期的融合功能。王新偉等〔18〕應用萬能力學試驗機對牛胸腰椎進行力學測試，得出結果顯示任何內固定都不能替代人體骨骼本身行使脊柱的力學性能。從遠期效果看，人工椎體的作用是融合而不是支撐。因此生物力學的評價已經成為人工椎體置換術適應證及手術后效果評估不可或缺的一部分。

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第7篇：人體生物力學的研究方法范文

【摘要】［目的］利用工程力學分析軟件CatiaV5，模擬在不同的肩關節功能位置上、間接沖擊暴力所致肱骨骨折的受傷力學機制和力學環境，為認識和治療肱骨骨折提供生物力學依據。［方法］采用高分辨率的人體肩關節斷層解剖圖作為三維重建的數據源，選取自鎖骨頂端至肱骨遠端關節面、共380層的斷層圖像，層厚1mm，按照點、線、面的建模方式，先建立人體肩關節的三維幾何模型，再予網格化，建立人體肩關節的三維有限元模型，利用該模型，模擬在12個不同的肩關節功能位置上（外展30°、45°、60°、90°、同時合并內旋、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力、應變狀況。［結果］根據肱骨在不同的功能位置上載荷－應變關系曲線，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，肱骨干的應變隨之增加。當肩關節的外展位置由90°逐漸變為30°時，肱骨干上內外側應變逐漸增加，內外旋45°時應變比中立位時增加顯著；同時，肱骨干內外側的應力不同，內側應力大，外側應力小，內外旋時，肱骨干的應力增加更快、更大。［結論］在肩關節不同的功能位置上，三維有限元分析逼真地模擬出各自不同的肱骨應力、應變狀態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的力學原理的非常有價值的方法。

【關鍵詞】間接暴力；肱骨骨折；三維有限元；模擬

Abstract：［Objective］Tosimulatethebiomechanicsmechanismandenvironmentofhumeralfracturecausedbyindirectimpactforceforthepurposeofbiomechanicsunderstandingandtreatmentofsuchfracture.［Method］Basedonthedatasource,whichwashighresolutionanatomicsliceimagesfromapproximalclavicletodistalhumerus,1mmthicknessandtotally380layers,thegeometricmodeloftotalshoulderjointwasestablishedaccordingtotheorder:point,line,area,andfurthermeshedtosetupthethreedimensionfiniteelementmodelofshoulder,fracturesitesandinstantaneousstressandstrainofhumerusweresimulatedandanalyzedundertheconditionwhichlongitudinalimpactforcewasloadedonthehumerusbasedonthe12functionalpositionsofshoulder(abduction30°、45°、60°、90°,andsimultaneousneutrality,internalrotation45°,externalrotation45°).［Result］Accordingtothehumeralshaftloadstraincurveindifferentfunctionalpositionsofshoulder,linearrelationwasfoundwhenloadchangedfrom0Nto250N,afterwhichnonlinearcomeout,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，肱骨骨折的發生率并不少見。目前，對于肱骨骨折確切的損傷機制尚缺乏較深刻的了解，較透徹的闡明肱骨骨折的機制方面的知識對于肱骨骨折的預防和治療將會產生重要的指導意義。本研究就是利用人體肩關節的三維有限元模型，模擬不同的軸向沖擊載荷下，肱骨的形變情況，并顯示其動態過程，探討肱骨骨折的受傷應力機制。

1材料與方法

1.1肩關節結構的幾何實體重建

采用高分辨率的人體肩關節斷層解剖圖作為三維重建的數據源，按照點－線－面－體的方式建立肩關節的幾何實體形狀，可以分別顯示皮質骨、松質骨、軟骨及髓腔結構，在CatiaV5運行平臺上可以任意角度轉動，觀察模型的解剖結構和方向（圖1）。

1．2肩關節三維有限元模型的構建

肩關節的三維實體建模完成后，根據材料特性的不同，定義軟骨、皮質骨、松質骨材料力學參數（表1）。選用10節點的四面體單元，該四面體具有6個方向的自由度，在CatiaV5運行平臺上，定義肩關節的各項參數和指標，選擇中上等精度的自動網格劃分模式，對肩關節進行自動網格化，生成3977個節點（nodes）、20919個四面體單元（elements）（圖2）。表1肩關節的材料力學參數（Joseph.A等2002年）

1.3肩關節不同功能位置上肱骨骨折的三維有限元模擬

啟動CatiaV5的結構模塊。根據盂肱關節面的接觸關系，及肱骨頭的旋轉中心的確立，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；分別設定3種旋轉狀態：中立位、外旋45°、內旋45°，從而將肩關節的動態功能過程分割成12個不同的功能位置。在每一個位置下，根據盂肱關節面接觸區域的位置和范圍，設定肱骨的邊界約束，限制其所有方向的自由度。

自肱骨遠端分別加載以0.1s梯度增加的300N軸向沖擊載荷，載荷持續時程為1s，同時自肱骨大結節加載50N水平恒定載荷，啟動CatiaV5的求解模塊，計算機進入沖擊受力分析模塊程序。運算結束后，得到動態顯示的加載－形變過程，分析其應力分布和骨折移位狀況。根據圖像的模擬結果，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，根據節點的斷裂度判斷骨折線的大致走向。

2結果

計算機運算結束后，得到12個功能位置上、暴力載荷下的肱骨應力、形變趨勢，并且動態展示出來。本文以45°外展位為例(圖3～5)；此外，通過鼠標取值，可以記錄肱骨上的平均應變值（圖6），從而進一步繪制載荷－應變曲線（圖7），了解肱骨隨載荷變化的生物力學規律。

3討論

3.1本研究中骨折模擬的力學合理性

造成骨折的原因有內因和外因兩個方面，前者是指骨結構本身的特性，例如材料性質和結構性質，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，本研究在前期肩關節三維有限元模型和肩關節試驗力學分析結果的基礎上，模擬不同功能位置上的肱骨骨折狀態，是符合肩關節生物力學原理的［3］。

3.2三維有限元分析法模擬肱骨骨折的優勢所在

肱骨發生骨折時，由于其瞬時性的特點，往往很難重復其具體過程，無法對其進行實時分析。試驗研究的條件下進行骨折力學分析時，當載荷超過骨的極限強度時，骨小梁斷裂，骨結構的完整性破壞。目前的力學記錄儀器尚不能記錄峰值強度以后的骨應力和骨應變，特別是骨的內部力學狀況，所以，用試驗的方法研究骨折的力學機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的計算機技術，憑借工程力學的軟件，按照生物力學的原理，去研究肱骨骨折的損傷機制，是對試驗力學有力的補充和完善。運用三維的視覺環境，高度形象地模擬骨折的形變和應力分布。作為一項被運用到醫學領域的計算機技術，三維有限元分析法可以高度模擬物體結構與材料的特性；既可以精確地反映區域性的信息，又可以完整地反映全域性的信息；既可以進行精確的計算分析，又可以從事形象的、直觀的定性研究，分析研究的重復性好，應用面廣，適應性強，可以反復使用，無損耗，能夠通過模擬分析的方法研究實驗方法所不能研究的工況（或生理狀況），得到客觀實體實驗法所難以得到的研究結果［4］。

3.3有限元模擬肱骨骨折受傷機制的臨床意義

從肱骨骨折的三維有限元動態模擬圖像資料上看，當關節盂實施邊界約束、肱骨大結節加載基礎載荷、于肱骨遠端加載以0.1s梯度增加的300N沖擊載荷時，應力逐漸由肱骨遠端移向骨干部，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，應力在其前側和/或內側達到最大聚積；而與此同時，與關節盂相接觸的肱骨關節面的部分，應力也逐漸增加，這兩個應力集中區域在沖擊載荷作用下，應力增加不顯著。骨應變圖提示這個區域此時承載的載荷逐漸轉成張力區，2種載荷交界區域即是骨小梁承受彎曲最大的部位，當能量完全釋放，骨小梁斷裂，骨折線產生，遠段肱骨部分移向后側或/和外側。應變是應力作用于骨組織的的結果，伴隨著應力的變化，肱骨上應變發生變化，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，肱骨的應力集中區發生了轉移和變化。當從30°90°外展時，高應力區由內側逐漸轉向外側，而以60°外展外旋位置上應力最高，達3.13MPa。也就是說在這個位置上摔倒時，骨骼承受最大的應力，骨應變在此區域最大，故骨折發生率較高，特別對于本身骨強

度減弱的情況下（例如、

圖1肩關節的三維幾何實體重建圖像圖2肩關節的三維網格化圖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箭頭所指為鼠標取值圖7外展45°位置上中立位、外旋45°、內旋45°時肱骨干上載荷－應變關系曲線質疏松時），在30°外展位置上易發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，肩關節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，不同的肩關節旋轉位置對肱骨骨折也產生一定的影響。從圖像中可以發現當內旋和外旋時，肱骨上的應力分布發生轉移。內旋時，高應力區移向肱骨的前外側，外旋時，高應力區移向肱骨的內側，并伴隨骨折線出現部位的轉移。根據動態模擬圖像中，可以清晰顯示骨折的動態現況，且可以反復回放，任意提取任何一個需要的信息。

3.4肩關節有限元模擬分析的應用前景

本研究中所建立的肩關節三維有限元是一個良好的生物力學研究工具，利用它，不僅可以對關節的骨性結構進行力學分析，同時通過建立三維連接單元，還可以重建肩關節的任一個軟組織結構；通過這些軟組織的試驗力學測試，獲得相關的材料參數，同樣可以將軟組織的有限元模型建立起來，繼而進行力學分析。本論文僅僅對肱骨骨折實施了有限元的模擬，使用同樣的方法，可以對其他肩關節的其他結構的損傷機理進行模擬，如鎖骨骨折、脫位、肩胛骨骨折、盂肱關節的脫位、慢性肩關節不穩、肩峰撞擊癥等。

總之，隨著計算機技術的不斷發展，以及力學分析軟件的不斷完善，三維有限元分析法一定會在骨關節生物力學研究領域發揮越來越大的作用。

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第8篇：人體生物力學的研究方法范文

[關鍵詞] 寰椎；樞椎；內固定

[中圖分類號] R681.5 [文獻標識碼] 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

隨著醫療技術的進步及醫學影像設備的發展，寰、樞椎不穩定性疾病的診治越來越受關注。通過置入內固定物治療相關疾病，可得到良好的治療效果及預后，但寰、樞椎位置較高且結構特殊，有效的內固定治療開展相對較晚，給相關疾病的診治帶來較大困難，為此國內、外學者們進行了大量的研究。本文對寰、樞椎的解剖及毗鄰、生物力學、臨床應用方面進行了介紹：

1 寰、樞椎的解剖及毗鄰

寰椎的結構在頸椎中最為特殊，它是一個環形的骨塊，沒有椎體和棘突，是由前弓、后弓、兩側的側塊部分圍成。寰椎兩側的側塊上下兩面分別形成關節，與上方枕骨髁形成寰枕關節，與下方樞椎上關節面形成關節。有椎動、靜脈向上穿過側塊外側的橫突孔，向內繞行于側塊后上方的椎動脈溝入顱。有橫韌帶連于雙側側塊內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。

樞椎的結構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，兩側有椎動、靜脈向上穿出橫突孔，頸脊髓分出神經根穿出寰、樞椎間的椎間孔支配相應的組織。從胚胎學角度上講，樞椎齒狀突是寰椎的椎體，在發育過程中與樞椎的椎體相融合而成，如果某些原因導致其融合差或未融合，是造成寰、樞椎不穩的重要因素之一。

2 內固定置入技術

寰、樞椎的內固定治療是將各種原因造成的寰樞椎不穩定或治療導致的不穩定，用內固定的方法使其變得穩定、牢固。在寰、樞椎內固定植入技術發展過程中，雖然治療的目的基本相同，但有多種手術方法，手術的難度及最終所達到的效果不同，存在各自的優缺點。寰、樞椎內固定置入技術主要經歷了幾個階段的發展：

2.1 Gallie固定融合術

Gallie醫生在20世紀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綁扎、擰緊，將骨塊固定在C1、C2后弓；術后用Halo-vest外固定架固定3個月左右。Gallie固定融合術的即刻固定強度較差，無法限制C1、C2間的旋轉及前后平移，對屈、伸限制也不強，其融合率為50%~80%，不夠理想。

2.2 Brooks-Genkins后弓融合術

Brooks-Genkins后弓融合術類似于Gallie固定融合術，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繞過C1、C2后弓，并綁緊雙側置入骨塊。Brooks-Genkins后弓融合術植骨塊與C1、C2后弓有效接觸面加大，融合率提高，但其抗旋轉和水平移位仍然不強，術后仍需Halo-vest架固定8~12周，且Brooks-Genkins術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 鉤桿內固定術

Holmess與Cgbulski通過Halifax椎板夾技術治療寰、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。該術式鉤桿系統操作簡單、安全性好，但未明顯改善其植骨融合前的穩定性，術后仍需外固定。另外，鉤桿系統與寰、樞椎結構形態不匹配可能出現脫鉤。

2.4 Magerl寰、樞椎后弓融合術

Magerl醫生在1987年使用側塊螺釘從C2側塊背側面進釘，將寰、樞椎側塊關節固定，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。后來又有學者取消鋼索固定而保留側塊關節的螺釘固定，在寰、樞椎后弓表面植骨，稱其為改良的Magerl手術。力學測試證明，兩種Magerl寰、樞椎后弓融合術均阻止了寰樞椎側塊關節間的活動，有堅強的抗水平移位、抗屈伸、抗旋轉作用，植骨融合率很高，術后無需外固定，但操作難度大，可能損傷椎動、靜脈或頸脊髓，費用也較高。

2.5 寰、樞椎后路側塊螺釘內固定術

Saillant與Roy-Camille在1972年提出了側塊螺釘接骨板內固定技術。國內北醫三院骨科采用側塊螺釘置入寰、樞椎側塊，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。從力學角度，此技術實現了堅強的固定，術后無需外固定，但操作難度大，同樣可能損傷椎動、靜脈或頸脊髓。另外，寰、樞椎后路側塊螺釘內固定術往往還需同時側塊螺釘置入固定更多節段來保證其穩定性，減少了頸椎的活動度。

2.6 寰、樞椎后路椎弓根螺釘內固定術

寰、樞椎后路椎弓根螺釘內固定術類似于寰、樞椎后路側塊螺釘內固定術，不同的是寰、樞椎后路椎弓根螺釘內固定術沿寰、樞椎左右椎弓根分別置入椎弓根釘，在兩側用棒系統豎直連接螺釘尾部，擰緊釘尾的螺母，在寰、樞椎后弓表面植骨。椎弓根螺釘內固定術固定的穩定性大大增加，同時不必進行多節段螺釘置入及植骨融合，減少了對頸椎生理活動度的影響，但手術難度大，風險也較高。

3 生物力學及優缺點

國內外很多學者做了大量實驗研究觀察各種內固定法生物力學所達到的效果。從當前國內的現狀來看，經雙側寰、樞椎關節螺釘內固定法、寰、樞椎側塊螺釘內固定法、寰、樞椎椎弓根螺釘內固定法較為常用。

3.1 Magerl寰、樞椎后弓融合術

改良的Magerl術采用后路經寰、樞椎關節螺釘內固定方法，目前在國內外比較流行，尤其是再聯合Gallie 鋼絲固定，從而構成的三點固定，具備較強生物力學作用[1]。但此法在頸椎結構異常或畸形時很難將螺釘置入，因此并非最佳的方法。

3.2寰、樞椎后路側塊螺釘內固定術

Richter等[2]通過置入寰、樞椎側塊的側塊釘棒系統，發現其生物力學強度與Magerl法較為相像，但側塊螺釘較短，有一定的松釘率，可能形成假關節[3-4]，因此，對一些骨質疏松的患者來說，用側塊做為固定力點可能不是最理想的。

3.3寰、樞椎后路椎弓根螺釘內固定術

馬向陽等[5]從生物力學實驗中研究得知，寰、樞椎椎弓根螺釘可以滿足水平方向的穩定性，在抵抗旋轉力方面類似于Magerl 螺釘，具有較好的軸向穩定性。Abumi等[6-8]在臨床中未發現使用椎弓根螺釘出現螺釘松動、斷裂或假關節形成，術后無需外固定，可以較早下床活動，生物力學有其優越性。但目前的研究都是建立在即刻穩定性，即剛置入內固定物后的狀態下，不是很全面。因此，需要在內固定的長期穩定性方面對其生物力學做進一步的研究。另外，實驗往往使用動物標本，人體脊柱標本使用少且個體差異大。人體脊柱存在三維結構，應通過三維運動學測量法，更精確的評價生物力學。

4 臨床應用的適應證及并發癥

寰、樞椎手術操作較難，風險較大，因此，做寰、樞椎內固定手術，術前需要考慮好手術的必要性及術式，應對術中可能出現的困難做出充分準備[9]。

4.1 適應證

寰、樞椎的內固定技術主要是將不穩定的寰、樞椎固定融合，最終使其穩定。目前沒有學者明確寰、樞椎內固定的適應證。筆者認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；齒狀突發育不良與樞椎椎體融合差或不融合者；寰、樞椎及其內的頸脊髓腫瘤切除后頸椎不穩者；急、慢性損傷致寰、樞椎關節不穩出現神經血管癥狀者。在鵝頸畸形時禁忌Maggle關節螺釘；骨質疏松患者為避免拔釘應慎用較短的側塊螺釘。

4.2并發癥

寰、樞椎內固定術最常見的并發癥是術中損傷頸脊髓、頸神經根和椎動、靜脈。但目前較少報道其血管、神經并發癥，原因可能是此類手術相對較少，但并不能排除其并發癥發生可能性，因此，全面了解寰、樞椎及毗鄰結構，認真做好術前評估及術前、術中、術后的影像學輔助觀察極為必要。

作為頸椎外科中最后一個“碉堡”，隨著對寰、樞椎結構形態學的更深入研究，對寰、樞椎不穩定性疾病的內固定治療技術將更加成熟，給疾病的治療帶來極大的益處。

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第9篇：人體生物力學的研究方法范文

近十幾年來計算機技術的發展給生物醫學帶來很多新的研究領域和進展, 三維建模技術以及三維醫學模型也開始應用于生物醫學重建上, 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域，國內外已有不少研究人員從事有關這方面的模型研究。有很多研究運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，并進行了實驗研究；Gragic 等用計算機X 射線斷層攝影技術(computed tomography scans, CT)對人體呼吸道進行數據采集，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 等根據多層螺旋X 射線斷層成像（Multi-Detector-Row Computed Tomography，簡稱MDCT）技術采集的人體呼吸道數據，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有限元數值模型研究的重建方法。利用中國數字人體斷層切片的部分數據集, 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據資料來自第三軍醫大學可視化人體研究實驗室所采集的可視化人體（CHV）中呼吸道氣管、支氣管部分數據集，以數據集中包括從咽喉到肺部切片范圍的斷層數據作為重建的數據來源，利用二維圖像處理軟件Adobe Photoshop 和醫學圖像處理軟件Mimics（Mimics 是Materialise 公司的交互式的醫學影像控制系統，即為Materiaise’s interactive medical image control system）來進行模型重建。 2.2 方法2.2.1 下呼吸道氣管、支氣管的分割將原始數據轉入Adobe Photoshop 中，根據呼吸系統的解剖學知識，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確性，在分割前采用印刷行業的屏幕顏色校準方法進行顏色標準統一，避免顯示設備差異帶來的分割誤差。

最后進行色彩模式轉化，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入醫學圖像處理軟件Materialise 公司的 Mimics軟件中，為導入圖像資料之后，分別顯示的下呼吸道氣管3 個正交斷面的二維數據序列，分別是冠狀圖、矢狀圖、橫斷圖。

將圖像資料導入Mimics 軟件便生成呼吸道氣管、支氣管的原始蒙罩圖像，接著運用閾值選取技術、三維區域增長技術獲得新蒙罩（以綠色顯示）。在三維實體（3D Object）菜單欄中導入新生成的蒙罩并加以運算，隨后在三維區域增長技術的基礎上將所選取的閾值范圍內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 界面為了修補圖像，選取更適用于醫學圖像處理的輪廓內插法，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體模型的質量。

3 結果利用中國數字人人體斷層切片數據得到了下呼吸道的三維模型，真實地再現了下呼吸道氣管、支氣管的解剖形態，建立的人體下呼吸道三維實體模型形態逼真，可移動或旋轉、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、側面和俯視等方位的形態。

4 討論利用人體斷層切片數據集，通過醫學圖像處理軟件Mimics 重新建立的真實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的反應出人體下呼吸道的形態，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行整體或者局部的三維顯示，模型可以進行任意分割、復制和存儲。利用醫學圖像處理軟件Mimics 建立三維模型進行編輯后可以輸出多種三維模型格式，如CAD(計算機輔助設計)、FEA（有限元分析）、RP（快速成型）格式，可以再計算機上進行大規模數據的轉換處理，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行力學分析，從而把人體下呼吸道模型從一個解剖模型轉變為一個物理模型。Mimics 的功能模塊以及模塊之間的關系所示。

雖然運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點，但它也有很多不足之處。由于人體呼吸道解剖結構比較復雜而且精細，根據呼吸系統解剖學知識對人體切片數據進行人工手動分割，存在一定視覺誤差，從而導致呼吸道管壁的厚度不是十分精確。真實的人體下呼吸道氣管、支氣管中是存在軟骨環的，由于圖像處理技術有限，這些軟骨環在三維重建后的模型中沒有能夠體現出來。

5 結論三維重建可視化技術是計算機輔助設計與計算機圖形學中一個重要的研究領域；與二維圖像相比，三維圖像能夠直觀、整體地顯示醫學圖像信息，醫生能借助它更好地對病變進行空間定位。因此，醫學圖像的三維重建越來越得到重視。三維重建在醫學領域的應用已經越來越廣泛，針對不同的圖像數據來源也有著不同的三維重建思路和方法。隨著計算機技術的快速發展，開發的專門針對醫學的三維重建軟件也越來越多，并且在醫學的多個領域都得到了廣泛的應用。常用的有Mimics,3D-doctor,Amira 等等，可以導入的原始數據資料包括斷層切片圖、影像數據（Dicom）、三維掃描數據等等，只要原始數據資料合理，就有可能找到合適的醫學三維重建軟件來進行三維重建。