人体生物力学的研究方法精选(九篇)

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第1篇：人体生物力学的研究方法范文

一、运动生物力学的定义：

运动生物力学的定义（国内）是运动生物力学是一门新兴学科，现在比较通用的定义是“运动生物力学是研究体育运动中人体机械运动规律的科学”。国外对这门学科的定义也大相径庭究，有些国家把运动生物力学认为是人体内部运动器系运动和外部人体整体运动的力学特性，尽管运动生物力学在国内外还没有形成统一的定义，但是运动生物力学的作用和研究意义已被各个国家所重视。

二、在技术教学中的重要地位

在体育运动中任何一项身体练习都由一定的动作及动作体系构成，而完成每个动作及整套动作都存在着最合理的运动技术。合理的运动技术以运动生物力学理论为依据，并富含运动生物力学原理。而运动生物力学又以其分析科学性，结构合理性为体育技术教学提供理论和方法上的指导，它可以通过对形形体育动作差别原因的分析，探讨出获得良好技术的各种力学条件，从而使学生更完善地认识、学习和掌握合理的运动技术动作。

三、对技术教学的积极影响

在技术教学中，及时而有针对性地向学生传授运动生物力学原理，往往能引起学生对学习和掌握运动技术的兴趣，并使复杂的技术简单化，从而有利于学生及时纠正自己的错误动作，并防止由于错误动作而带来的运动损伤。

（一）提高学习运动技术的兴趣

随着新科技、新技术的不断地推动着体育科学技术的发展，新的运动技术取代旧的运动技术，或高级运动技术取代低级运动技术，已成为当今社会的总体趋势。新的运动技术比旧的运动技术更科学、更合理、更实效，并且更符合人体特点。因此，新技术总能吸引更多的人去研究和学习。在体育技术教学中，如何引起学生对新技术的兴趣是学习的第一动力。比如，我们所说的站立式起跑和蹲踞式起跑，相对以往而言站立式起跑比蹲踞式起跑要舒适，运动员一般都采用站立式起跑。随着科学的发展，运动生物力学这门学科逐渐进入了人们的视角，从生物力学的角度来剖析站立式起跑和蹲踞式起跑的区别，蹲踞式起跑更有利于起跑，对于短距离的起跑和起跑后的加速跑这两个阶段从实效性和经济性这两个角度而言作用最大，同时也为短距离途中跑和冲刺跑奠定了一定的能源物质基础，当今在全国乃至世界在短距离运动项目中全部必须采用蹲踞式起跑。如此，学生就会对蹲踞式起跑产生浓厚的兴趣，大有跃跃欲试的欲望，从而在技术教学中就会主动、积极地参与并思考、体会技术细节，进而缩短掌握技术动作的时数，有利于提高技术教学效果。

（二）使复杂的技术问题简单化

相对于以往的体育教学中，当体育教师对某一项较为复杂的技术过程讲解时，学生常会因为技术动作太复杂而影响学习，但如果教师能用适当的力学知识加以分析和运动生物力学的研究方法往往能使学生“顿悟”，从而激发学生的学习积极性。如：足球的香蕉球是一项较复杂的技术动作，且香蕉球形成的力学原因也极为复杂，但根据球在空中的运行轨迹的力学现象，我们只要在踢球过程中，保证击球点的用力通过球心，且不在一条直线上，就为香蕉球的产生创造了条件。因此我们可以运用运动生物力学中常用的研究方法去解决这个问题，利用高速摄影、电视、录像和数据的分析，把学生、运动员的运动技术进行摄影、录像、高速摄影，然后回放给学生，学生可以从动作回放和慢放中知道动作的运动轨迹，和香蕉球击球点的位置。因此，对复杂的技术动作稍加力学分析，和采用先进的设备便可使复杂问题简单化，便于学生理解并提高教学效果。

（三）减少损伤以利掌握合理技术

第2篇：人体生物力学的研究方法范文

摘 要：以运动和力学的紧密关系为依据，阐述运动生物力学与体育教学原理交融渗透、密不可分。以散打教学为切入点，对散打教学中运用生物力学知识的重要性，运动生物力学知识在散打教学中的应用做了浅析，得出在散打教学中传授生物力学知识，有助于教师选择正确的方法和手段，使教学合理、科学，提高教学质量目的，促进教师自身理论水平的提高。目的是为体育教学的改革的进一步深化提供参考。

关键词：生物力学 运动 散打 教学

散打是一种以腿法为主的武技，实战中步法的灵活运用对保证充发挥腿的威力，取得实战的胜利具有极其重要的意义。但在教学中由于教师忽视人体组织结构的解剖与生理特点，导致教学效果不明显，甚至学生运动性损伤等情况比比皆是。运动生物力学应用于散打教学，不仅有利于对动作的理解和分析，而且可以对动作技术推陈出新。在跆拳教学中，如何运用运动生物力学知识指导教学，这是我们散打教师和教练探讨的热点。

一、散打教学中运用生物力学知识的重要性

体育教学在向学生传授运动技术的同时，必须首先讲解运动技术的物力学特性，教会学生掌握合乎力学原理的技术动作，在掌握合理技术基础上，尽量使每个学生按照其自身特点去改进技术动作。在力的作用，人体和由人所带动的运动器械的运动状态要发生数值和方向上变化，要揭示运动发生的原因和变化的情况，就必须研究运动的动力学特征。力学的基本任务是研究物体的运动和物体受力的关系。散打教学中，任何技术动作都是在人体自身的外力与内力的整体作用下完成的，运动物力学是体育教学存在和发展的最重要的理论依据之一，体育教学与动生物力学原理交融渗透、密不可分。作为一名合格的体育教师，必须运动生理学、技能学、生物力学等基础知识都有所了解。而在这些基础性学科中，生物力学将使体育教师对人体运动的原理、影响人体运动的内力外力作用，以及使物体产生运动的原因等有更好的理解，可帮助体育教识别技术。更为重要的是体育教师在教学中结合运动技术讲授运动生力学知识，学生容易理解和掌握，克服了在教学中局限于对技术运动外的描述，能够有效分析技术动作的优劣。

二、运动生物力学知识在散打教学中的应用

（一）身体平衡的破坏

在散打搏击项群中并非始终要求提高身体稳度保持平衡状态，有时反而需要快速破坏自身或对方身体的平衡。

1.主动进攻与防守。散打运动中攻防交替变换频繁。然而无论进攻是防守都应体现一个“快”字，即身体或肢体要快速启动。要达到这一目的，运动员必须在有利于自己启动的方向上有意识的减小自身的稳度，以快速破坏平衡而提高启动速度。例如，某运动员在连续进攻中，前一进攻动作完成后如何为后一进攻动作奠定基础，使之便于身体动作加速，为肌肉正常工作创造条件就显得十分重要。防守中也是如此，既要考虑自身的稳度，又要注意为反击创造条件。如果防守时过分增大稳度是不利反击的。一般情况下主动降低自身的稳度，破坏其平衡的方法有：在提身体重心的同时将重心投影点移至支撑面的边缘处，或者改变步态减小

支撑面积，或者改变身体的姿势等，已达到降低身体在运动方向的稳定度的目的。

2.破坏对方的平衡。从力学角度看，双方在技术上的对抗实际上是双方在某一方向的稳定程度对抗。只要一方在某一方向的稳度明显大于对方的稳度，在一定的力矩作用下就能首先使对方失去平衡。根据影响身体平衡的因素我们知道，对方重心的投影点至支撑面边缘最近方向便是他身体平衡最不稳定的方向，若能抓住此时机沿此方向施力，很容易破坏对方身体的平衡。要想沿某一方向破坏对方的平衡，进攻还必须注意调节好自身支撑面的形状和重心投影点的位置，以加强本的再进攻方向的稳度，这样才能达到在保护自己的前提下破坏他人的

衡。

（二）身体平衡的主动恢复

当运动员身体的平衡受到破坏又不能借稳定力矩恢复初始平衡时，人体还能采用一些措施主动地恢复平衡。

1.补偿运动。当运动员身体开始失去平衡而倾斜时，人体的相应环节发生位置的改变，以调整人体姿势，使身体重心的投影点重新回到支撑内，恢复初始平衡。例如人体重心向左偏移时，人体的上肢或躯干主动向右移动以抵消重心的偏移量。

2.改变支撑面。当运动员偏平衡位置较远，平衡严重受到破坏时，补偿动作便失去作用。这时人体可以采用改变支撑点，形成新的支撑面的方法重新建立平衡或恢复初始平衡状态。改变支撑面的方法有两种：一是沿着重心偏移方向扩大支撑面，使重心投影点位于新的支撑面，使重心投影点位于新的支撑面；另一种方法是改变支撑面的形状，使人体重心投影点重新回到新的支撑面内。

（三）重心位置偏前或偏后的实战姿势

1.重心位置偏前的实战姿势特点。当两脚呈前后站立支撑时，如身体过于前倾，躯干与水平面的夹角偏小，则使身体迁移。此时，前腿各环节受力大于后腿。这种实战姿势是不利于进攻的。因为进攻就要体现一定的效果（动作速度和击打力量），而制约打击效果的直接因素之一是整个身体运动的幅度。因此，只有将身体重心适当后移，才能达到使身体更好迁移的目的，才便于腿的进攻。根据运动中移动重心原则可知，支撑重心的腿，能使身体做奔腾、跳跃动作，还能抬腿移步；非支撑重心的腿（虚腿）则可以做横踢和下劈以及移步动作，

但不能是身体腾起、跳跃。由此看来，身体重心在水平面的投影与支撑脚的间距影响着身体的稳定性，虚腿只起辅助作用，进攻则全靠虚腿。从身体迁移的幅度、速度和击打力量考虑，重心都不能过于偏前。

2.重心位置偏后的实战姿势特点。当脚步呈前后站立支撑时，如身体过于后倾，则使身体重心偏后。此时后支撑腿各环节的受力大于前腿。这种姿势既有利于提高前腿的进攻速度和力量，又能增大双方的间距使自己免受击打。但由于身体的重量主要右后腿承受，因而不利于快速后退或防守反击。在此状态下，对前腿的反应速度要求较高，一旦要向后退防守时，前腿需快速有力蹬地，推动身体向后运动，免受对手的击打。

3.重心位置偏低的实战姿势。无论两脚是前后或左右站立，下蹲支撑时两脚间距较大，下肢各关节弯曲度大，都会使身体重心自然降低，因而增大了支撑面，身体的稳定性较好。但此状态下下肢各关节伸肌的负担较重，不利于快速启动和步伐的调整。此外还会造成下肢肌肉的疲劳。因此在实战中不宜长时间的保持这种姿势。

4.重心位置偏高的实战姿势。身体自然放松，两脚间距小，两膝弯曲不大，身体重心则偏高。此时下肢各关节肌肉的负荷较小，肌肉不宜疲劳，有利于进攻与防守。但不利之处在于动作预兆较大，容易暴露战术意图，且支撑面较小，身体的稳定性较差。

三、结 论

经过几年的训练和教学工作。笔者认为：在散打教学中传授生物力学知识，可有助于教师选择正确的方法和手段，使教学合理、科学，从而达到提高教学质量目的，促进教师自身理论水平的提高。在体育教学中，普及不可缺少的有关生物力学知识，比单纯讲技术效果要好，它不但可以使学生了解技术动作的本质、掌握合理技术、识别技术动作的优劣，而且可以帮助学生正确学习技术和新项目，学会自我保护方法，防止伤害事故的发生。学生们普遍反映，在体育课中讲授生物力学知识使他们既掌握了技术动作的关键，又使所学的知识有机地结合起来，同时进一步使学生认识到体育不仅仅是跑跑、跳跳，而且是大有学问的一门学科。

参考文献：

[1]李凌云.运动生物力学原理在武术运动中的应用[D].济南：山东师范大学.2002.

[2]李小华、刘光双、周颖.运动生物力学在体育教学和训练中的应用研究[J].体育科技文献通报，2007(3).

第3篇：人体生物力学的研究方法范文

关键词 攀岩 生物力学 侧拉动作 技术分析

本文运用文献资料法对动作技术的分析加以概括，特别是关于运动生物力学的研究分析。很多研究中都运用到了运动生理学的相关指标，如肌电测量分析法，当然生物力学的实验研究少不了，如平面定点摄影测量法。这些方法均是为了找出优秀动作的运动学参数指标，寻求该动作过程的运动学特点，揭示运动员完成合理动作的规律和技术动作要领，并制定针对性的科学训练方法，促进运动员快速掌握动作技术，进而提高攀岩运动的竞技水平。

1侧拉的分类

侧拉动作 1：开始动作时运动员身体正对岩壁身体重心离岩壁远而不利于完成动作。

侧拉动作 2：开始动作时运动员身体侧对岩壁，但支撑腿（左）和岩壁之间的角度太大。

侧拉动作 3：开始时运动员身体侧对岩壁，支撑腿的外测尽量贴近岩壁。

2平面定点测量的结果分析

2.1攀岩时人体重心的特点

人体重心是人体各环节所受重力合力的作用点，攀岩时只有手和足附着在岩壁上人体其它部分均在岩壁之外，由岩壁与人体的位置关系可知，攀岩时人体重心在岩壁之外，重力不仅对人体产生向下的作用力，同时还产生使人体向外倾倒的力矩，因此重力是破坏人体平衡的主要作用力，人体重心的位置对攀岩时人体的平衡非常重要。

2.2保持平衡所需力量

人体重心的位置对攀岩时人体的平衡非常重要。动作1和动作2在做起始动作时重心在两支点连线的左方但中间动作时在两支点连线的右方，在这个过程中为了保持身体的平衡手臂做了很多的功也就是手的拉力用了很大的劲，而动作 3 的起始动作时重心在两支点连线的右方，所以在完成动作时很省力，动作是科学的。

3三种侧拉动作的力学分析

侧拉动作1和侧拉动作2在起始动作时重心在两支点连线的右侧，但中间动作时在两支点连线的左侧，在这个过程中为了保持身体的平衡，克服重力给人体带来的转动效果，手臂的拉力起了主要的作用，用了很大的力量。而动作3的起始动作时重心在两支点连线的右方，人体重心主要是垂直方向的运动，所以在完成动作时比较省力。同时侧拉3的动作特点是身体侧对岩壁，身体对侧手脚接触岩壁，另一只腿伸直用来调节身体平衡。人体重心更靠近岩壁，倾倒力矩小。另外支撑腿在由屈到伸的过程中人体重心只是向上移动，不会被顶离岩壁，倾倒力矩不会增加，随人体重心提高侧对岩壁可以使右臂仍然可以向下拉，抵抗倾倒的力矩不会减小，平衡维持比较容易，同时可以利用全身的高度去抓握上方支点。

4采用侧拉技术动作合理性（侧拉动作3）的力学分析

侧拉动作3的特点是身体侧对岩壁，身体对侧手脚接触岩壁，另一只腿伸直用来调节身体平衡。力学合理性表现为两个方面，一是由于侧对岩壁，人体重心更靠近岩壁，倾倒力矩小。另外支撑腿在由屈到伸的过程中人体重心只是向上移动，不会被顶离岩壁，倾倒力矩不会增加，随人体重心提高侧对岩壁可以使右臂仍然可以向下拉，抵抗倾倒的力矩不会减小，平衡维持比较容易，同时可以利用全身的高度去抓握上方支点。

另外，侧拉时人体重心点一直在左手和右足攀登附着点的连线附近，由于力臂很小，这样在人体上升用右手触摸下一点时人体重力几乎不产生绕纵轴的使人体翻转的转动力矩，这样右手就可以比较自如的去触摸和把握下一点，左腿也可以进行较大幅度的活动。

5不同类型侧拉技术肌电测试结果的分析

在三种侧拉动作的对比中侧拉动作3的膝关节角度开始变化时肱二头肌还没开始发力，股外侧肌是促使身体向上移动的主要发力肌肉。

另外，在三种侧拉动作的对比中侧拉动作3的发力顺序间隔明显股外侧肌――腓肠肌――背阔肌――肱二头肌，说明在侧拉动作3的过程中股外侧肌是最先参与发力的而且发力而且持续时间长，贡献的力量最大，是主要用力肌肉，相反肱二头肌的参与时间晚，持续时间短，贡献的力量最小。不同侧拉动作各肌肉发力大小比较可以看出侧拉动作3的肱二头肌积分肌电值最小，股外侧肌积分肌电值最大。

在难度攀岩中如何合理的应用技术动作调整身体平衡，节约上肢力量直接决定运动员的比赛成绩，从以上对比看出侧拉动作3是这三种动作中最合理的动作，同时也提醒我们在日常训练中不要单单注重上肢力量的训练，下肢力量的训练也是很有必要的。

参考文献

[1] 樊海峰.攀岩中不同“侧拉”动作的生物力学对比分析[J].河北师范大学，2009.

[2] 锦金萍.速度攀岩运动员上肢肌表面肌电信号变化的研究[J].山西师大体育学院学报，2006（04）.

[3] 闫昭如.浅谈运动生物力学在攀岩运动中的研究[J].北京力学会学术年会，2015.

[4] 李江A，葛耀军，刘扬.优秀攀岩运动员肘关节屈伸肌的力学特征[J].体育学刊， 2014.21（1）：133-137.

第4篇：人体生物力学的研究方法范文

关键词： 足部； 应力分析； 跖骨； 有限元； Abaqus

中图分类号： R6；TB115.1文献标志码： B

引言

随着计算机技术的迅速发展，近年来，有限元法被广泛应用于生物力学的研究中.作为生物力学重要的组成部分，广大学者对足部生物力学进行大量研究，如踝关节损伤[1]、拇指外翻[2]和扁平足[3]等足部疾病的生物力学研究.目前，对足部生物力学的研究大多针对离体标本或人工模型，不能量化观察韧带和关节上的力，也难以得到骨骼内部的受力情况，造成研究成果不全面[4].有限元法的引进，可以解决这些不能直接在人体上操作的技术难题.

人类足部的构造分为3个部分，即前足部、中足部和后足部.如图1所示，前足部为趾骨，人在步行时，以前足部抓住地面，让身体前进.中足部由第一至第五跖骨形成，各跖骨都由韧带与骨头部相结合；体质量加上去后，足弓会有某种程度的减少，因此足弓是具有弹力的骨.后足部由跗骨组成，由跟骨、距骨、舟骨，第一、第二、第三楔骨以及骰骨等7支骨再加上强度很高的韧带所构成，对人类直立时安定感的控制起重要作用.[5]本文主要致力于研究人体足部站立及在碾压工况下足部的受力情况.

（a）足部骨组织 （b）足部韧带与关节图 1足部结构

1CAE分析

运用有限元软件Abaqus对足部进行应力分析，研究足部骨组织的受力情况.先将载荷与边界条件施加到足部模型上，然后求解静力分析的控制方程，即可得到足部模型在各节点的位移和应力.静力分析控制方程[6]如下 KU=F （1）式中：K为刚度矩阵；U为位移向量；F为载荷向量.

1.1几何模型

运用Engauge软件从CT图像上提取出某成年男子足部骨组织和软组织的外形轮廓数据[7]，提取时将足部模型进行适当简化：

（1）为减少计算量，对足部剖面视图进行研究，即建立二维模型.

（2）将足部韧带与关节简化成线单元.

（3）忽略骰骨和籽骨，将足舟骨与楔骨合为一体.

提取完轮廓数据后，将其导入建模软件SolidWorks，在二维平面上形成一系列的数据点，将这些数据点按足部轮廓连点成线，形成足部轮廓图，见图2（a）.连线成面，建立起趾骨、跖骨、楔骨、跟骨、距骨和胫骨的二维模型.在这个基础上将线单元添加到各个骨关节之间，代替足部的韧带和关节，最终建立足部模型，见图2（b）.

（a）足部轮廓 （b）足部模型图 2建模过程

1.2单元类型和材料属性

在有限元分析时，韧带组织选择Abaqus中的二节点平面线性梁单元B21；骨组织选择四节点双线性平面应力四边形单元CPS4R；由于模型几何形状不规则，故划分网格时会产生部分三角形单元CPS3[8].划分的网格见图3（a）.足部骨组织与软组织的单元属性、单元数量和材料属性见表1.

（a）网格划分 （b）载荷与边界条件图 3计算过程

1.3载荷和边界条件

本文主要研究人站立时足部踩在地面所产生的力学情形，为接近真实的受力情形，负载条件是给予负荷控制.由于成年男子的体质量约为70 kg，故给予负荷控制的方法是在一侧的胫骨上施加由上往下的350 N的力.在跟骨底部选一点进行固定约束，约束U1，U2，UR1和UR2；在趾骨底部选一点进行位移约束，约束UR2，见图3（b）；骨组织之间的关节连接、骨组织与软组织之间的连接用接触定义进行模拟[8]，定义接触行为为bonded.

1.4计算结果

定义完后进行分析计算，计算结果见图4.由图4（a）可知，人站立时足部受力较大部位为各个骨关节处，其中最大应力位于跖骨上，为0.919 MPa.由图4（b）可知，足部变形最大部位在跖骨和楔骨，变形量为1.19 mm，这是由于跖骨和楔骨在足部骨骼中受力较大、支撑较少.

（a）应力分布 （b）位移分布图 4分析结果

2不同工况分析

为进一步分析研究足部骨骼受力情况，对足部施加碾压力，受碾压部位在楔骨上，见图5（a）.分别模拟人体足部承受100，200，500和1 000 N碾压力时进行比较分析，分析结果见表2.建立如图5（a）所示的穿过各个骨组织的路径，以研究足部被碾压时各骨组织受力的具体情况.将路径上应力值从Abaqus中提取出来导入origin，见图5（b）.

（a）施加载荷 （b）路径应力图 5变工况分析

表 2不同工况下的最大应力碾压力/N1002005001 000最大应力/MPa2.6354.77410.35423.572

从图5可知：（1）足部不同部位所受应力明显不同，趾骨与跖骨、跖骨与楔骨以及距骨与跟骨的关节部位所受应力明显较其他部位大，跖骨前侧承受整个足部的最大应力.这是由于足弓下方只有韧带、关节和软组织起支撑作用，而这些组织的弹性模量远远小于骨组织的缘故.（2）在不同工况下，足部应力随之不断增加，足部承受100 N碾压力时，跖骨的最大应力为2.635 MPa；当足部承受1 000 N碾压力时，跖骨的最大应力已达到23.572 MPa.由此可知，足部在受到重击和挤压等情况下极易受伤，且受伤部位易出现在趾骨上.

3结论

对人体足部进行二维建模，并分析其受力情况，得到以下结论.

（1）人正常站立时，足部各个骨组织中骨关节和跖骨受力较大.

（2）人体足部受到碾压时，跖骨极易出现损伤，当足部承受1 000 N碾压力时，跖骨的最大应力已达到23.572 MPa.

（3）本文的研究方法为损伤模拟等生物力学问题提供一种参考手段.参考文献：

[1]杨琳， 梁栋柱， 钟世镇， 等. 足部生物力学实验研究进展[J]. 医学综述， 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]胡辉莹， 钟世镇， 聂晨阳. 人体骨骼生物力学中有限元分析的研究进展[J]. 广东医学， 2007， 28（9）： 15321534.

[5]周宇宁. 足部三维有限元模型的建立和跗跖关节准静态生物力学研究[D]. 石家庄： 河北医科大学， 2010.

[6]凌桂龙， 丁金滨， 温正， 等. ANSYS Workbench 13.0从入门到精通[M]. 北京： 清华大学出版社， 2012： 114.

第5篇：人体生物力学的研究方法范文

关键词：生物力学；骨质疏松；腰椎；模型；体层摄影术

脊柱的生物力学试验可以通过体内和体外试验两种方式进行。近年来有限元分析法作为一种骨科生物力学的研究方法越来越受到关注。有限元分析不仅能模拟脊柱的各种运动方式，还能模拟正常人、患者和手术后的脊柱外形，从而计算出相应的各个结构的受力和位移情况。腰椎的有限元模型可以为骨质疏松椎体弥补以上试验的不足，为骨质疏松椎体的生物力学试验提供良好的试验模型。拟建立包含多个完整的功能脊柱单位（Functional spinal unite，FSU）骨质疏松腰椎的三维有限元模型，模型包括四个椎体和三个个椎间盘。模型将用于骨质疏松的椎体的治疗评价的生物力学试验。

1 资料与方法

1.1  一般资料：①志愿者1名：根据国人解剖学数值选取1个有代表性的健康成年男性志愿者，35岁，身高175 cm，体重73 kg；②General Electrics 64层螺旋CT机；③计算机工作站：Intel（R）Xeon（TM）CPU 3.00 G 双核四节点（8 cpu），内存：16 G，硬盘：320 G；④医学图像处理软件Mimics 10.0（Materialise's interactive medical image control system 10.0）：一款由比利时Materialise 公司开发的介于医学与机械领域之间的一套逆向软件，可以快捷的将CT或是MRI的断层扫瞄的二维图像转化为机械领域中CAD/CAM软件或完全的三维模型；⑤有限元分析软件MSC.PATRAN 2005：MSC.PATRAN最早由美国宇航局（NASA）倡导开发的，是工业领域最著名的并行框架式有限元前后处理及分析系统，其开放式、多功能的体系结构可将工程设计、工程分析、结果评估、用户化身和交互图形界面集于一身，构成一个完整CAE集成环境；⑥有限元分析软件ABAQUS：ABAQUS由美国公司开发，是世界知名的高级有限元分析软件，其解决问题的范围从相对简单的线性分析到许多复杂的非线性问题。ABAQUS包括一个十分丰富的、可模拟任意实际形状的单元库。

1.2  方法与步骤：模型的建立：①螺旋CT扫描：采用General Electrics 64层螺旋CT对已经选定的对象进行螺旋扫描及断层图像处理。扫描时志愿者采取仰卧位静止不动，尽量保持扫描断面与身体长轴垂直。扫描参数如下：层厚0.699 mm，球管电流200 mA、电压120 kV。②CT图像处理及保存：在CT工作站中，通过调整图灰度、增加对比度等，对图像观察细节进行处理，得到清晰的骨窗断层图像，并将其保存为DICOM格式，刻录为光盘保存。③CT图像处理及胸腰段三维图像的重建：将DICOM格式的图像数据导入三维重建软件Mimics。在MIMICS中逐层分割提取已选取的CT图像，去除骨骼周围软组织图像，尽量把胸腰椎T11～T12～L1～L2段从背景中分割。得到处理后每一个断层的CT图像，然后重建出胸腰段的三维图像。④胸腰段椎体三维实体模型的建立和光滑处理：把生成的三维图像数据导入Magic rp软件，利用Remesh模块对模型进行光滑处理，生成光滑和几何高度近似，具有较好面网格质量的模型以便导入Patran前处理软件，构建有限元模型。⑤胸腰段三维模型的前处理：将优化的面网格文件导入MSC Patran前处理软件，生成正常T11～T12～L1～L2段椎体的四面体单元。并在体单元的基础上根据解剖结构的材料属性不同，把椎体分割成皮质骨、松质骨、椎体后部3个部分，其中皮质骨厚度约为1～2 mm。⑥T11/T12、T12/L1、L1/L2椎间盘的建模过程：在已有的椎体四面体单元的基础上生成椎间盘和终板模型，采用六面体单元划分。椎间盘髓核被模拟为不可压缩的体单元（Hybird）。髓核的体积约占椎间盘体积的35%～45%，靠近中后部1/3。椎间盘的上下表面由1.0 mm 厚的软骨终板构成。⑦关节突关节、椎间盘纤维、韧带的建模过程：选择关节软骨，并把关节软骨层的表面接触选用面-面接触单元模拟（无摩擦的滑动表面接触单元），关节囊使用三维Truss单元模拟。纤维环纤维由只承受拉应力的Truss单元构建，纤维在环状体中呈剪刀状方式走行，并与椎间盘平面成平均25°～40°的夹角。有限元模型包含的前纵韧带、后纵韧带、棘上韧带、棘间韧带、横突间韧带以及黄韧带均采用只受拉力Truss单元模拟。⑧赋予各结构材料学参数：对整个胸腰段有限元模型单元材料相关属性进行设定，构建与实际模型在材料参数和力学行为上相吻合的三维有限元模型，其中纤维、韧带、关节囊为只受拉应力的线弹性材料。各部位的材料属性见表1。

表1  正常胸腰段有限元模型的材料参数

结构弹性模量（MPa）泊松比截面积（mm2）皮质骨    12 0000.30

松质骨1000.2

关节软骨100.4

L5-椎体后部3 5000.25

终板1 0000.4

椎间盘纤维环基质4.20.45

椎间盘髓核0.20.4999

纤维环纤维500非线性

前纵韧带200.33 8.0后纵韧带700.320.0黄韧带500.360.0棘间韧带280.335.5棘上韧带280.335.5横突间韧带500.310.0关节囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41

骨质疏松的材料模型为在正常模型材料参数的基础上，皮质骨、终板、后部结构模量减少33%，松质骨减少66%，同时考虑髓核脱水，弹性模量增加1倍，其他结构保持不变。见表2。

表2  骨质疏松胸腰段有限元模型的材料参数

结构弹性模量（MPa）泊松比截面积（mm2）皮质骨    8 0400.30

松质骨340.2

关节软骨100.4

L5-椎体后部2 3450.25

终板6700.4

椎间盘纤维环基质4.20.45

椎间盘髓核0.40.4999

纤维环纤维500非线性

前纵韧带200.338.0后纵韧带700.320.0黄韧带500.360.0棘间韧带280.335.5棘上韧带280.335.5横突间韧带500.310.0关节囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41

2 结果

正常脊柱胸腰段三维有限元模型已经建立起来。完整的脊柱胸腰段三维有限元模型包括共276 580个四面体单元，8 532个六面体单元，673个杆单元，总计共95 219个结点。见表3。

表3  正常胸腰椎有限元模型的单元划分

结构单元类型数量节点

95 219椎体骨四面体单元276 580椎间盘、终板六面体单元8 532韧带、关节囊、纤维三维杆单元673

建成后的三维有限元模型与实体组织具有良好的几何相似性。

完全按照上述步骤我们利用有限元软件Patran前处理功能，对不同组织的物理特性进行定义，皮质骨、终板、后部结构模量减少33%，松质骨减少66%，同时考虑髓核脱水，弹性模量增加1倍，其他结构保持不变。基本符合真实的生物力学要求，真实模拟了骨质疏松椎体的材料特性，成功建立了T11～L1的骨质疏松有限元模型。见图1。

图1  建立关节囊、纤维、韧带的正常胸腰段脊柱有限元模型

3 讨论

1974年，Belytschko首先将有限元分析法应用于脊柱力学研究，建立二维椎间盘模型，标志着有限元在骨科生物力学分析中应用的开端[1]。Liu等在1975年首次提出三维有限元模型，将其用于椎间盘生物力学研究并将理论结果与试验结果进行了比较。由于有限元法在求解过程中条理清晰，步骤同一，通用性强，特别适合计算机仿真计算。随着电脑软硬件技术的发展，有限元法在骨结构生物力学及医疗研究中愈显重要且前景广阔。

有限元分析不仅能模拟脊柱的各种运动方式，还能模拟正常人、患者和手术后的脊柱外形，从而计算出相应的各个结构的受力和位移情况。脊柱某些结构的外在位移用普通试验方法容易测得，但内在应力的改变则需要复杂的测试技术，利用有限元分析能够精细地得到模型内部地受力变化。这比外在位移来说更具有深远地意义。而计算机技术的进步及功能完善的专用软件的问世，为确保有限元模型的精确性奠定了基础。现今的研究成果使有限元模型不仅能逼真地模拟椎骨、椎间盘，还能将脊柱周围的韧带、肌肉直接或者间接地加入模型，使模型更加真实完善。正因为如此，近年来有限元分析法作为一种骨科生物力学的研究方法越来越受到关注。有限元模型最大的优势在于可以反映集体内部的应力变化情况，这是其他试验方法难以做到的。

3.1  骨质疏松腰椎三维有限元模型的建立：有限元建模有多种方法，由于人体结构的不规则性，同时CT、MRI机器普及，图像建模的方法比较适合于临床生物力学的研究，目前多数临床相关的研究是通过此方法建模的[2-3]。

在本试验中，我们采用General Electrics 64层螺旋CT对已经选定的对象进行薄层螺旋扫描及断层图像处理。得到清晰的胸腰段椎体骨窗断层图像，并将其保存为DICOM格式，再将DICOM格式的图像数据导入三维重建软件Mimics。这样通过CT建立的胸腰段椎体有限元仿真模型与真实的胸腰段脊柱在几何上就近似人体骨形态。并且我们建立的是四面体椎体模型，四面体相比六面体，对复杂几何体的形状拟和较好。脊柱六面体有限元模型和本课题建立的四面体椎体加六面体椎间盘的胸腰段有限元模型示意图：见图2～3。

图2  脊柱六面体有限元模型

图3  胸腰段六面体、四面体混合有限元模型

另外，由于韧带从生理结构上，只承受拉力作用，不受压力作用，因此，本试验中采用只受拉力作用的线弹性材料模型，采用三维杆单元模拟，一定程度上符合韧带的生理特性。由于CT无法建立椎间盘模型（因为在CT上椎间盘的灰度和周围软组织的灰度重叠无法取值）且椎间盘结构复杂，文章根据椎间盘的生理结构，通过CAD构建了简化的椎间盘模型。椎间盘被固定在相邻的椎体之间，分散来自椎体的压力，通过与双侧软骨终板结合的纤维环和髓核使椎体间具有一定的活动度。

3.1.1 三维胸腰椎体几何模型的准确性：我们研究所建立的有限元模型是骨质疏松椎体压缩性骨折好发的脊柱胸腰段，更符合临床实际情况。模型的建立选择健康成年人的胸腰段脊柱作为基础，应用螺旋CT扫描获得胸腰段脊柱的详细轮廓数据，经Materialise Mimics逆向处理软件，建立胸腰段脊柱的三维实体模型。本研究采用基于CT原始数据的先进逆向建模技术，解决了CAD传统正向建模技术无法构建骨骼等复杂几何体的问题，从而保证了几何高度近似，为下一步的研究提供了良好的三维模型。

3.1.2 三维胸腰椎体网格模型的优点：在对胸腰椎体进行网格划分时，考虑到椎体的几何复杂性，对椎体采用自适应四面体网格划分方法，并对在着重考察和形状非常不规则的区域进行网格细化处理，保证了网格模型和几何模型的高度近似性。因此，本研究的网格模型更加细化和逼真，保证了计算的准确性。同时对于椎间盘模型，采用六面体模型，保证了椎间盘纤维模型的合理构建。采用椎体骨四面体和椎间盘六面体的复合网格模型，即保证了网格模型的几何逼真，又保证了胸腰椎各解剖部位的合理构建，为胸腰椎生物力学的研究提供了良好的网格模型。

3.1.3 胸腰椎模型材料属性的可靠性：因为试验条件的限制，本研究胸腰段脊柱有限元模型各部位的材料属性及基本参数采用了国外学者在胸腰椎材料力学研究中的试验结果，并已被不同研究学者引用进行胸腰脊柱的有限元模拟分析[4-6]。虽然因为研究的方法、试验的条件以及力学标本来自不同地区人种的关系，不同研究学者的材料试验造成材料属性有所偏差，但是本研究采用同一学者的研究结果，对不同模型进行力学分析，从纵向上进行定性比较分析，是合理的。

3.2  胸腰椎模型建立的临床意义：很多老年病如椎间盘退变，椎体的压 缩性骨折等都与老年性的骨质疏松有关，而很多的骨质疏松椎体的病因和治疗均与其生物力学有关，因此，分析不同的手术及创伤对骨质疏松的腰椎的影响是十分关键的。精确的生物力学试验可以帮助选择准确的植入物和手术方法，指导患者的术后康复和锻炼[7-8]。目前，很多学者通过有限元模型来进行骨科研究，并取得了好的成果[9-12]。本试验建立的有限元模型可以在计算机上随意的对椎体产生变形，可以模拟椎体骨折的模型，分析骨折后的生物力学变化，同时可对目前治疗骨质疏松骨折的新技术如椎体成型和后凸成型做比较，以及椎体疏松后内固定松动的问题，还可用于腰椎退变性滑脱，能够很好的模拟腰椎的生物力学试验。我们建立此模型想利用此模型观察骨质疏松椎体骨折后椎体成形后的相邻椎体骨折的问题，最近越来越多的报道认为这种骨折与椎体刚度和强度的增强有关。是否椎体成形术后的相邻椎体的骨折是由椎体的生物力学的改变引起，目前尚无定论。以往试验利用有限元的方法对椎体增强后的相邻椎体的生物力学进行了报道，但得出的结论不一致。这些生物力学试验均证明了椎体刚度的增强是目前相邻椎体骨折的原因[13-14]，认为相邻椎体的骨折与骨水泥增强椎体的弹性模量有关，但部分学者认为相邻椎体的骨折和椎体的增强没有关系[15]。我们将利用建立的有限元模型对目前比较关注的椎体成型手术后的相邻椎体的骨折问题进行进一步的探讨。通过更精确的模型来排除其他因素对增强椎体周围椎体的影响。

3.3  试验的局限性及展望：有限元模型材料参数的获得是通过生物试验得到的，但是到目前为止，退变组织的材料参数的获得对于我们模拟退变的三维有限元模型来说仍是个难以解决的问题，不同研究学者对材料属性的定义有所偏差。另外，虽然近年来建立的生物力学有限元模型越来越接近客观实体，并且对生物力学机制有更深入的理解和预测。但有限元法是一种理论性的分析，只有在更好地结合临床检测与试验观察之后，才能最真实地反映脊柱的受力状况，为疾病的发生、发展分析及疾病的治疗提供准确的参考。

今后，我们还将做深入的研究。包括进一步完善有限元模型的设计，特别是退变椎间盘和髓核的有限元模拟，并考虑肌肉力的影响；探讨KP治疗中骨水泥最佳的注射容积量；骨水泥在治疗椎中不同的分布对治疗椎体及相邻椎体的生物力学的影响；使用不同性质的骨水泥对脊柱的生物力学的影响；把有限元分析和生物试验的方法良好的结合起来。

本研究建立的骨质疏松腰椎三维有限元模型接近真实的生物力学标本，是理想的研究骨质疏松腰椎生物力学的数字化模型，可应用于胸腰段骨质疏松后凸成形术相关的有限元生物力学研究。

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第6篇：人体生物力学的研究方法范文

自1969年Hamdi首次报道L2浆细胞瘤和转移性腺癌行椎体肿瘤切除、假体替代以来，经过近四十年的发展，人工椎体作为一类有效的椎体替代物在临床上得到广泛应用，目前报道的人工椎体模型，经过一系列生物力学测试和临床应用发现，对不同脊柱节段的椎体骨折、不同类型的人工椎体的选择、术中放置人工椎置的差异〔1〕，乃至辅加不同类型的内固定物，均可对脊柱重建术后的稳定性产生不同的影响。因此本文对近年来生物力学应用在人工椎体上的研究进行如下的综述。

1 生物力学在人工椎体置换术评价中的应用

1.1 人工椎体置换术的应用

人工椎体目前运用最广泛的是脊柱转移性肿瘤病灶切除后的重建，童元等认为椎体肿瘤的手术适应证应该综合考虑患者全身的情况、手术能否解决主要问题以及病程发展的快慢等因素。王新伟等〔2〕运用可调式中空人工椎体治疗脊柱严重粉碎性骨折（附9例报告），认为对严重粉碎的椎体骨折，无法行自体骨重建者，人工椎体不失为一种选择，但应严格掌握适应证。近来，王群波等〔3〕运用纳米羟基磷灰石／聚酰胺66复合人工椎体治疗胸腰椎椎体肿瘤14例，结果显示复合人工椎体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 人工椎体置换的生物学设计要求

脊柱椎体次全切除术至少破坏2个脊柱功能单元的完整性，起支撑、承载及缓冲功能的前柱连续性中断，同样导致后柱结构不稳，极易造成损伤。因而，行椎体切除术后无一例外的都要进行重建前柱的结构及生物力学的稳定性。故人工椎体的生物学设计是否合理对术后融合有着重要的影响，杨明亮等〔4〕从外科技术角度评价内锁式人工颈椎间体，认为其设计符合颈椎的解剖学特点，生物力学上能有效稳定颈椎。特别适合陈旧的屈曲压缩骨折及颈椎后突畸形矫形。杨瑞甫等〔5〕采用六铝四钒钛合金（Ti6Al4V）为材料，设计一种中空可调式、自固定式的人工椎体，用于治疗脊柱肿瘤和椎体爆裂性骨折，实验证明该人工椎体具有良好的即时稳定性和远期稳定性，且勿需联合使用前路或后路内固定器。综上述，生物力学设计必须考虑以下几个方面：（1）术后即刻稳定性与脊柱生理曲度的恢复程度;（2）与椎体远期融合率;（3）有良好的生物相容性;（4）植入方便。

2 人工椎体生物力学测试的方法

2.1 屈服强度试验

采用轴向压缩荷载或屈曲压缩荷载，加载至失稳，目的在于研究人工椎体在某种载荷下的承载强度，强度试验需要加载直至材料破坏为止，通过荷载-位移曲线获得生物力学参数。

2.2 内置椎体疲劳试验

对内置人工椎体施加周期性的荷载（cyclic loading），观察其疲劳强度，以失败的周期数定义疲劳强度。

2.3 内固定物稳定性试验

与前面两种破坏性试验不同，稳定性试验是非破坏性的。目的在于研究内置物在非破坏性的载荷下的内固定强度与各种生理载荷的相关关系。

3 生物力学测试实验模型的选择

3.1 生物模型

目前常用的生物模型有尸体标本、活体及犬、牛、猪、猴、羊等动物模型，这几种生物模型各有其优缺点。人尸体标本广泛运用于生物力学测试的离体研究，其优点是能直接、精确测量脊柱各节段的运动，缺点在于新鲜的尸体受数量的限制，且其离体标本的测试亦在一定程度上改变了生理状态下脊柱的力学特点；人的活体研究主要运用于临床脊柱功能检测，还需考虑很多社会因素。目前对于在几种动物模型，是否与人类脊柱具有共性尚需进一步探索，Kumar等〔6〕研究发现四足动物脊柱的解剖学和形态学与人相似，他认为从四足动物的标本上得出的结论可运用到人的标本上。Goel等利用有限元模型分析比较肯定了狗作为脊柱腰段生物力学研究模型的可靠性。牛椎体虽偏大，但因其与人椎体具有相同的运动学特征，故其运用较多〔7〕。

3.2 非生物模型

3.2.1 有限元模型

1974年Belytschko首先将有限元分析方法应用于脊柱力学研究，使脊柱有限元模型成为最早建立的脊柱非生物模型。通过对有限元法的生物力学研究与实体的生物力学实验进行比较分析发现，其结果是可靠、有效的。具有能够获得实体实验中无法得到的许多重要参数，能任意改变某一参数以观察其产生的影响，能进行前瞻性研究并直接指导临床实践。随着人们对组织力学特性的认识，有限元分析软件在国内外不断开发与应用，不但促进了有限元技术的发展，而且推动着脊柱生物力学更深入的发展。

3.2.2 数学相关模型

随着Chu等将数学相关方法运用到力学研究中，近年来，数学相关模型已成为未来生物力学发展的一大方向〔8〕。其实质上是采用先进的图像处理技术与设备，通过被测对象的原始图像字灰度进行直接的数字处理，由计算机控制整个系统的工作和一些图像处理运算，再把图像信息转变成电信号，实现物体变形场的测量。对采集对象、测量环境要求较低。具有自动、非接触式的、运用范围广等优点。

4 稳定性实验的设计及其测试方法

4.1 稳定性实验的设计

主要要解决离体脊柱标本测试时的运动必须模拟脊柱的自然运动和任意脊柱结构平面负载的均衡性这两个方面的问题。Panjabi提出的稳定性试验模型是一种非损伤性生理载荷模式，通过加载夹具对试验对象分别施加6对大小相等、方向相反、互为平行的“纯力矩”，产生相应的前屈、后伸，左右侧屈，左右旋转6种运动方式。Niosi等〔9〕在此基础上，测量时加用光电子照相技术，使结果更精确。

4.2 稳定性实验的测试方法

4.2.1 光学测量法

光学测量法包括光干涉效应直接测量法、光学杠杆延伸扩大位移法和光学遥测法〔10〕。立体的光学系统由2个互成角度的平面光学测量系统构成的，利用动作分析系统记录受试者运动时的皮表标记坐标，经过计算机重建三维运动，确定脊柱的空间坐标位置。其优点是立体重建、定位精确、可以非接触多节段测量。Pflugmacher等〔11〕对成人尸体胸腰椎标本用4种可调节与不可调的人工椎体附加内固定后进行生物力学性能测试，利用的是光学系统，分别在T12和L2椎体上安装非线性二极管，通过PCReflex运动分析系统，得出载荷-位移曲线，试验显示：可调节人工椎体与不可调节椎体在体外的力学性能方面没有显著差异，但联合前后路内固定后，其强度和稳定性最大。

激光全息-散斑干涉法是将激光全息干涉与散斑干涉结合在一起的一种三维位移测量技术，对人工椎体和椎间盘均能获得高质量的全息干涉条纹图和散斑条纹图，通过图像可计算出椎体和椎间盘的刚性位移和应变。Vahldiek等〔12〕对新鲜冰冻尸体脊柱（T12~L4）行T2椎体切除后，用碳纤维材料的人工椎体代替，并分别附加前路固定、后路固定及前后路联合固定，加载不同的负荷，用一个带有可发射非线性红外线二极管的光电测量系统，记录载荷-位移曲线，得出结果示椎体替代物植入后仅附加前路内固定与完整的椎体相比移动度较大，特别是轴向扭转。

4.2.2 电应变法

电应变式传感器可通过电子仪器直接转化为位移〔13〕，Lowe等〔15〕运用MTS 809双轴液压随动生物力学测试系统（biaxial servohydraulic biomechanical testing system）测量其可以承受的最大加载载荷大小，研究终板的抗压缩强度。实验表明:终板后外侧抗压缩强度最大，中间部分最小，抗中空植入物临界压缩强度明显高于抗实体植入物的装置。对临床上人工椎体的类型及放置位置的选择具有一定的指导意义。

4.2.3 影像学法

影像学检测手段已经从早期简单的静态平片发展到双平片及三维动态X线检测。静态片因其片子质量、标定不一等因素，误差较大。Lee等〔16〕描述了一种用于腰椎三维运动实时测量旋转式X线照相装置。该系统通过整合获得三维方向的角度率。所获数据和实时展示通过与计算机相连的电子单元加工处理。能提供脊柱位置的实时信息，有利于及时做出临床检测和评价。Wang等〔16〕采用的Zebirs CMS 70P系统是一种运动分析脊柱的三维分析仪，利用了超声反射定位的原理，测定脊柱的三维空间位置，具有无创性、立体性、可靠和可重复性等优点。

5 生物力学评价指标

5.1 载荷-位移曲线

反映了内固定结构的稳定性随载荷变化的趋势。Glazer等以6~8个样本测量值进行统计学处理及相关分析；由载荷-位移曲线可以得到以下指标（参数）：

运动范围（range of motion，ROM）：指在载荷最大时脊柱运动的节段间的角度变化和节段间的位移量。由于每个标本的生物力学性质不同，为了直接进行定量的比较，把各试验组的运动范围均与同一完整脊柱标本的运动范围作比较，得出相对运动范围（relative range of motion，RROM）。

硬度／稳定性和柔韧度／不稳定性：可用硬度系数／稳定性系数和柔韧系数／不稳定性系数表示，是所施加的载荷除以椎体间所产生的运动大小。

伸展-屈曲中性区（NZ）：为中性区到实际加载荷时的位移，伸展中性区用-NZ表示，屈曲中性区用+NZ表示。

伸展-屈曲弹性区：是弹性位移阶段，从0载荷时的位移到最大载荷位移。伸展弹性区用-EZ表示，屈曲弹性区用+EZ表示。

5.2 载荷-圈数疲劳曲线

屈服强度和疲劳强度试验样本量小，常以个体值或中位数加以比较。Huang等〔17〕选择几个大小不同的载荷量重复实验，获得载荷-圈数疲劳曲线。

以上2个指标均适用于离体标本的测量使用。对于在体的人工椎体的生物力学评价指标，可运用运动测量方法，利用光学原理或者影像学方法，立体重建、定位精确，并结合神经功能恢复情况（Frankel分级），综合得到人工椎体移位及重建节段骨融合情况。

6 生物力学评价促进了人工椎体在脊柱重建术中的应用及发展前景

一种新的脊柱内固定装置在运用之前，除了要对器械本身的材料学测试外，大部分的器械还均以非破坏性试验进行生物力学评价，生物力学研究的发展，大大缩短了内固定器械应用于临床的周期，因而在近20年来，脊柱新器械包括人工椎体的发展速度空前提高。有很多学者认为目前的人工椎体置换既应具有术后的即刻稳定性，亦应注重其对脊柱生理曲度的恢复以及兼顾远期的融合功能。王新伟等〔18〕应用万能力学试验机对牛胸腰椎进行力学测试，得出结果显示任何内固定都不能替代人体骨骼本身行使脊柱的力学性能。从远期效果看，人工椎体的作用是融合而不是支撑。因此生物力学的评价已经成为人工椎体置换术适应证及手术后效果评估不可或缺的一部分。

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第7篇：人体生物力学的研究方法范文

【摘要】［目的］利用工程力学分析软件CatiaV5，模拟在不同的肩关节功能位置上、间接冲击暴力所致肱骨骨折的受伤力学机制和力学环境，为认识和治疗肱骨骨折提供生物力学依据。［方法］采用高分辨率的人体肩关节断层解剖图作为三维重建的数据源，选取自锁骨顶端至肱骨远端关节面、共380层的断层图像，层厚1mm，按照点、线、面的建模方式，先建立人体肩关节的三维几何模型，再予网格化，建立人体肩关节的三维有限元模型，利用该模型，模拟在12个不同的肩关节功能位置上（外展30°、45°、60°、90°、同时合并内旋、中立、外旋）、肱骨受到分级加载的轴向冲击载荷时的骨折位置以及瞬时的应力、应变状况。［结果］根据肱骨在不同的功能位置上载荷－应变关系曲线，载荷从0～250N时，呈线性变化，后为非线性期，卸载后，残余骨变形；随着载荷的增加，肱骨干的应变随之增加。当肩关节的外展位置由90°逐渐变为30°时，肱骨干上内外侧应变逐渐增加，内外旋45°时应变比中立位时增加显著；同时，肱骨干内外侧的应力不同，内侧应力大，外侧应力小，内外旋时，肱骨干的应力增加更快、更大。［结论］在肩关节不同的功能位置上，三维有限元分析逼真地模拟出各自不同的肱骨应力、应变状态值及骨完整性受到破坏的三维图像、骨折线的大体走向；肱骨骨折的三维有限元模拟和分析是研究与骨折相关的力学原理的非常有价值的方法。

【关键词】间接暴力；肱骨骨折；三维有限元；模拟

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

临床上，肱骨骨折的发生率并不少见。目前，对于肱骨骨折确切的损伤机制尚缺乏较深刻的了解，较透彻的阐明肱骨骨折的机制方面的知识对于肱骨骨折的预防和治疗将会产生重要的指导意义。本研究就是利用人体肩关节的三维有限元模型，模拟不同的轴向冲击载荷下，肱骨的形变情况，并显示其动态过程，探讨肱骨骨折的受伤应力机制。

1材料与方法

1.1肩关节结构的几何实体重建

采用高分辨率的人体肩关节断层解剖图作为三维重建的数据源，按照点－线－面－体的方式建立肩关节的几何实体形状，可以分别显示皮质骨、松质骨、软骨及髓腔结构，在CatiaV5运行平台上可以任意角度转动，观察模型的解剖结构和方向（图1）。

1．2肩关节三维有限元模型的构建

肩关节的三维实体建模完成后，根据材料特性的不同，定义软骨、皮质骨、松质骨材料力学参数（表1）。选用10节点的四面体单元，该四面体具有6个方向的自由度，在CatiaV5运行平台上，定义肩关节的各项参数和指标，选择中上等精度的自动网格划分模式，对肩关节进行自动网格化，生成3977个节点（nodes）、20919个四面体单元（elements）（图2）。表1肩关节的材料力学参数（Joseph.A等2002年）

1.3肩关节不同功能位置上肱骨骨折的三维有限元模拟

启动CatiaV5的结构模块。根据盂肱关节面的接触关系，及肱骨头的旋转中心的确立，固定肩胛骨相对不动，将肱骨分别从0°位外展到30°、45°、60°、90°每个位置上；分别设定3种旋转状态：中立位、外旋45°、内旋45°，从而将肩关节的动态功能过程分割成12个不同的功能位置。在每一个位置下，根据盂肱关节面接触区域的位置和范围，设定肱骨的边界约束，限制其所有方向的自由度。

自肱骨远端分别加载以0.1s梯度增加的300N轴向冲击载荷，载荷持续时程为1s，同时自肱骨大结节加载50N水平恒定载荷，启动CatiaV5的求解模块，计算机进入冲击受力分析模块程序。运算结束后，得到动态显示的加载－形变过程，分析其应力分布和骨折移位状况。根据图像的模拟结果，我们可以判断不同的功能位置上的骨断裂的位置和移位方向，根据节点的断裂度判断骨折线的大致走向。

2结果

计算机运算结束后，得到12个功能位置上、暴力载荷下的肱骨应力、形变趋势，并且动态展示出来。本文以45°外展位为例(图3～5)；此外，通过鼠标取值，可以记录肱骨上的平均应变值（图6），从而进一步绘制载荷－应变曲线（图7），了解肱骨随载荷变化的生物力学规律。

3讨论

3.1本研究中骨折模拟的力学合理性

造成骨折的原因有内因和外因两个方面，前者是指骨结构本身的特性，例如材料性质和结构性质，后者是指骨骼受外力的方向、大小、变化速度以及肢体的空间位置等［1］。对于肱骨骨折而言，常见于摔倒时，上肢撑地，冲击载荷在较短的时间内通过间接传递作用于骨骼，造成骨折［2］；同时，由于人体上臂具有灵活的运动范围，故摔倒时，肱骨可以有多个不同的功能位置，而这种位置直接影响骨骼的受力矢量，因此，本研究在前期肩关节三维有限元模型和肩关节试验力学分析结果的基础上，模拟不同功能位置上的肱骨骨折状态，是符合肩关节生物力学原理的［3］。

3.2三维有限元分析法模拟肱骨骨折的优势所在

肱骨发生骨折时，由于其瞬时性的特点，往往很难重复其具体过程，无法对其进行实时分析。试验研究的条件下进行骨折力学分析时，当载荷超过骨的极限强度时，骨小梁断裂，骨结构的完整性破坏。目前的力学记录仪器尚不能记录峰值强度以后的骨应力和骨应变，特别是骨的内部力学状况，所以，用试验的方法研究骨折的力学机制存在着明显的不足，它不能提供骨折完整过程的信息，故本研究尝试用先进的计算机技术，凭借工程力学的软件，按照生物力学的原理，去研究肱骨骨折的损伤机制，是对试验力学有力的补充和完善。运用三维的视觉环境，高度形象地模拟骨折的形变和应力分布。作为一项被运用到医学领域的计算机技术，三维有限元分析法可以高度模拟物体结构与材料的特性；既可以精确地反映区域性的信息，又可以完整地反映全域性的信息；既可以进行精确的计算分析，又可以从事形象的、直观的定性研究，分析研究的重复性好，应用面广，适应性强，可以反复使用，无损耗，能够通过模拟分析的方法研究实验方法所不能研究的工况（或生理状况），得到客观实体实验法所难以得到的研究结果［4］。

3.3有限元模拟肱骨骨折受伤机制的临床意义

从肱骨骨折的三维有限元动态模拟图像资料上看，当关节盂实施边界约束、肱骨大结节加载基础载荷、于肱骨远端加载以0.1s梯度增加的300N冲击载荷时，应力逐渐由肱骨远端移向骨干部，随着力的传递，压力集中在肱骨颈干交界部位和干部上段部分，应力在其前侧和/或内侧达到最大聚积；而与此同时，与关节盂相接触的肱骨关节面的部分，应力也逐渐增加，这两个应力集中区域在冲击载荷作用下，应力增加不显著。骨应变图提示这个区域此时承载的载荷逐渐转成张力区，2种载荷交界区域即是骨小梁承受弯曲最大的部位，当能量完全释放，骨小梁断裂，骨折线产生，远段肱骨部分移向后侧或/和外侧。应变是应力作用于骨组织的的结果，伴随着应力的变化，肱骨上应变发生变化，骨形变不可避免。另外，作者看到，在12个不同的功能位置上，相同的加载时，肱骨的应力集中区发生了转移和变化。当从30°90°外展时，高应力区由内侧逐渐转向外侧，而以60°外展外旋位置上应力最高，达3.13MPa。也就是说在这个位置上摔倒时，骨骼承受最大的应力，骨应变在此区域最大，故骨折发生率较高，特别对于本身骨强

度减弱的情况下（例如、

图1肩关节的三维几何实体重建图像图2肩关节的三维网格化图345°外展中立位的骨折形变模拟过程（ae.形变过程；f.骨折线的走行）图4

45°外展内旋位的骨折形变模拟过程（ae.形变过程；f.骨折线的走行）

图545°外展外旋位的骨折形变模拟过程（ae.形变过程；f.骨折线的走行）图6箭头所指为鼠标取值图7外展45°位置上中立位、外旋45°、内旋45°时肱骨干上载荷－应变关系曲线质疏松时），在30°外展位置上易发生由肱骨外科颈和肱骨上段后上向前下的骨折移位［5］；而在90°外展加载时，骨折线接近横行走向，因此可以推测在健康人群中，肩关节30°～90°范围摔倒时，骨折线由斜形逐渐变成横行，且肱骨外科颈和肱骨上段时更易于骨折和移位置［6,7］。

此外，不同的肩关节旋转位置对肱骨骨折也产生一定的影响。从图像中可以发现当内旋和外旋时，肱骨上的应力分布发生转移。内旋时，高应力区移向肱骨的前外侧，外旋时，高应力区移向肱骨的内侧，并伴随骨折线出现部位的转移。根据动态模拟图像中，可以清晰显示骨折的动态现况，且可以反复回放，任意提取任何一个需要的信息。

3.4肩关节有限元模拟分析的应用前景

本研究中所建立的肩关节三维有限元是一个良好的生物力学研究工具，利用它，不仅可以对关节的骨性结构进行力学分析，同时通过建立三维连接单元，还可以重建肩关节的任一个软组织结构；通过这些软组织的试验力学测试，获得相关的材料参数，同样可以将软组织的有限元模型建立起来，继而进行力学分析。本论文仅仅对肱骨骨折实施了有限元的模拟，使用同样的方法，可以对其他肩关节的其他结构的损伤机理进行模拟，如锁骨骨折、脱位、肩胛骨骨折、盂肱关节的脱位、慢性肩关节不稳、肩峰撞击症等。

总之，随着计算机技术的不断发展，以及力学分析软件的不断完善，三维有限元分析法一定会在骨关节生物力学研究领域发挥越来越大的作用。

【参考文献】

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第8篇：人体生物力学的研究方法范文

[关键词] 寰椎；枢椎；内固定

[中图分类号] R681.5 [文献标识码] B [文章编号] 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

随着医疗技术的进步及医学影像设备的发展，寰、枢椎不稳定性疾病的诊治越来越受关注。通过置入内固定物治疗相关疾病，可得到良好的治疗效果及预后，但寰、枢椎位置较高且结构特殊，有效的内固定治疗开展相对较晚，给相关疾病的诊治带来较大困难，为此国内、外学者们进行了大量的研究。本文对寰、枢椎的解剖及毗邻、生物力学、临床应用方面进行了介绍：

1 寰、枢椎的解剖及毗邻

寰椎的结构在颈椎中最为特殊，它是一个环形的骨块，没有椎体和棘突，是由前弓、后弓、两侧的侧块部分围成。寰椎两侧的侧块上下两面分别形成关节，与上方枕骨髁形成寰枕关节，与下方枢椎上关节面形成关节。有椎动、静脉向上穿过侧块外侧的横突孔，向内绕行于侧块后上方的椎动脉沟入颅。有横韧带连于双侧侧块内面与前弓后方交界处，将寰椎椎管分为前、后两部，前方有枢椎齿状突，后方容纳颈脊髓及延髓。

枢椎的结构在颈椎中也较为特殊，它前方椎体上方的齿状突向上套入寰椎的横韧带与前弓之间，两侧有椎动、静脉向上穿出横突孔，颈脊髓分出神经根穿出寰、枢椎间的椎间孔支配相应的组织。从胚胎学角度上讲，枢椎齿状突是寰椎的椎体，在发育过程中与枢椎的椎体相融合而成，如果某些原因导致其融合差或未融合，是造成寰、枢椎不稳的重要因素之一。

2 内固定置入技术

寰、枢椎的内固定治疗是将各种原因造成的寰枢椎不稳定或治疗导致的不稳定，用内固定的方法使其变得稳定、牢固。在寰、枢椎内固定植入技术发展过程中，虽然治疗的目的基本相同，但有多种手术方法，手术的难度及最终所达到的效果不同，存在各自的优缺点。寰、枢椎内固定置入技术主要经历了几个阶段的发展：

2.1 Gallie固定融合术

Gallie医生在20世纪40年代，通过后路显露C1、C2、C3，先用1条22号不锈钢丝，襻自C1的后弓上缘，向下从C1的后弓下缘穿出，再将该襻置在C2、C3棘突间C2的棘突基部，取自体髂骨修成“H”形的长方形骨块，置于C1的后弓与C2的棘突基部间，最后将两端钢丝在骨块背侧绑扎、拧紧，将骨块固定在C1、C2后弓；术后用Halo-vest外固定架固定3个月左右。Gallie固定融合术的即刻固定强度较差，无法限制C1、C2间的旋转及前后平移，对屈、伸限制也不强，其融合率为50%~80%，不够理想。

2.2 Brooks-Genkins后弓融合术

Brooks-Genkins后弓融合术类似于Gallie固定融合术，不同的是其将自体髂骨修成两个楔形骨块，分别于C1、C2左、右后弓之间置入；分别用两条钢丝从椎管内绕过C1、C2后弓，并绑紧双侧置入骨块。Brooks-Genkins后弓融合术植骨块与C1、C2后弓有效接触面加大，融合率提高，但其抗旋转和水平移位仍然不强，术后仍需Halo-vest架固定8~12周，且Brooks-Genkins术需两条钢丝穿过椎管，操作要求高、难度大，可能损伤颈脊髓。

2.3 钩杆内固定术

Holmess与Cgbulski通过Halifax椎板夹技术治疗寰、枢椎脱位。Halifax椎板夹上、下有两个钩，钩尾有带螺纹孔的板，配套有螺纹杆；后路显露C1、C2后弓，取自体髂骨修成两个楔形骨块，置于C1、C2两侧椎弓间，将上钩钩于C1后弓上方，下钩钩于C2椎板下方，使钩尾螺纹孔对齐，自上而下拧入螺杆并拧紧。该术式钩杆系统操作简单、安全性好，但未明显改善其植骨融合前的稳定性，术后仍需外固定。另外，钩杆系统与寰、枢椎结构形态不匹配可能出现脱钩。

2.4 Magerl寰、枢椎后弓融合术

Magerl医生在1987年使用侧块螺钉从C2侧块背侧面进钉，将寰、枢椎侧块关节固定，再将骨块置入C1后弓与C2棘突间，用钢索绕过C1的后弓与C2的棘突并拧紧，使寰、枢椎后弓与骨块固定。后来又有学者取消钢索固定而保留侧块关节的螺钉固定，在寰、枢椎后弓表面植骨，称其为改良的Magerl手术。力学测试证明，两种Magerl寰、枢椎后弓融合术均阻止了寰枢椎侧块关节间的活动，有坚强的抗水平移位、抗屈伸、抗旋转作用，植骨融合率很高，术后无需外固定，但操作难度大，可能损伤椎动、静脉或颈脊髓，费用也较高。

2.5 寰、枢椎后路侧块螺钉内固定术

Saillant与Roy-Camille在1972年提出了侧块螺钉接骨板内固定技术。国内北医三院骨科采用侧块螺钉置入寰、枢椎侧块，再将接骨板连接螺钉尾部，然后拧紧螺母，在寰、枢椎后弓表面植骨。从力学角度，此技术实现了坚强的固定，术后无需外固定，但操作难度大，同样可能损伤椎动、静脉或颈脊髓。另外，寰、枢椎后路侧块螺钉内固定术往往还需同时侧块螺钉置入固定更多节段来保证其稳定性，减少了颈椎的活动度。

2.6 寰、枢椎后路椎弓根螺钉内固定术

寰、枢椎后路椎弓根螺钉内固定术类似于寰、枢椎后路侧块螺钉内固定术，不同的是寰、枢椎后路椎弓根螺钉内固定术沿寰、枢椎左右椎弓根分别置入椎弓根钉，在两侧用棒系统竖直连接螺钉尾部，拧紧钉尾的螺母，在寰、枢椎后弓表面植骨。椎弓根螺钉内固定术固定的稳定性大大增加，同时不必进行多节段螺钉置入及植骨融合，减少了对颈椎生理活动度的影响，但手术难度大，风险也较高。

3 生物力学及优缺点

国内外很多学者做了大量实验研究观察各种内固定法生物力学所达到的效果。从当前国内的现状来看，经双侧寰、枢椎关节螺钉内固定法、寰、枢椎侧块螺钉内固定法、寰、枢椎椎弓根螺钉内固定法较为常用。

3.1 Magerl寰、枢椎后弓融合术

改良的Magerl术采用后路经寰、枢椎关节螺钉内固定方法，目前在国内外比较流行，尤其是再联合Gallie 钢丝固定，从而构成的三点固定，具备较强生物力学作用[1]。但此法在颈椎结构异常或畸形时很难将螺钉置入，因此并非最佳的方法。

3.2寰、枢椎后路侧块螺钉内固定术

Richter等[2]通过置入寰、枢椎侧块的侧块钉棒系统，发现其生物力学强度与Magerl法较为相像，但侧块螺钉较短，有一定的松钉率，可能形成假关节[3-4]，因此，对一些骨质疏松的患者来说，用侧块做为固定力点可能不是最理想的。

3.3寰、枢椎后路椎弓根螺钉内固定术

马向阳等[5]从生物力学实验中研究得知，寰、枢椎椎弓根螺钉可以满足水平方向的稳定性，在抵抗旋转力方面类似于Magerl 螺钉，具有较好的轴向稳定性。Abumi等[6-8]在临床中未发现使用椎弓根螺钉出现螺钉松动、断裂或假关节形成，术后无需外固定，可以较早下床活动，生物力学有其优越性。但目前的研究都是建立在即刻稳定性，即刚置入内固定物后的状态下，不是很全面。因此，需要在内固定的长期稳定性方面对其生物力学做进一步的研究。另外，实验往往使用动物标本，人体脊柱标本使用少且个体差异大。人体脊柱存在三维结构，应通过三维运动学测量法，更精确的评价生物力学。

4 临床应用的适应证及并发症

寰、枢椎手术操作较难，风险较大，因此，做寰、枢椎内固定手术，术前需要考虑好手术的必要性及术式，应对术中可能出现的困难做出充分准备[9]。

4.1 适应证

寰、枢椎的内固定技术主要是将不稳定的寰、枢椎固定融合，最终使其稳定。目前没有学者明确寰、枢椎内固定的适应证。笔者认为一般有以下几种情况：外伤所致的齿状突骨折、寰枢椎脱位者；齿状突发育不良与枢椎椎体融合差或不融合者；寰、枢椎及其内的颈脊髓肿瘤切除后颈椎不稳者；急、慢性损伤致寰、枢椎关节不稳出现神经血管症状者。在鹅颈畸形时禁忌Maggle关节螺钉；骨质疏松患者为避免拔钉应慎用较短的侧块螺钉。

4.2并发症

寰、枢椎内固定术最常见的并发症是术中损伤颈脊髓、颈神经根和椎动、静脉。但目前较少报道其血管、神经并发症，原因可能是此类手术相对较少，但并不能排除其并发症发生可能性，因此，全面了解寰、枢椎及毗邻结构，认真做好术前评估及术前、术中、术后的影像学辅助观察极为必要。

作为颈椎外科中最后一个“碉堡”，随着对寰、枢椎结构形态学的更深入研究，对寰、枢椎不稳定性疾病的内固定治疗技术将更加成熟，给疾病的治疗带来极大的益处。

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[8] Abumi K，Kaneda K，Shono Y，et al. One-stage posterior decompression and reconstruction of the cervical spine by using pedicle serew fixation systems [J]. J Neurosurg，1999，90：19-26.

第9篇：人体生物力学的研究方法范文

近十几年来计算机技术的发展给生物医学带来很多新的研究领域和进展, 三维建模技术以及三维医学模型也开始应用于生物医学重建上, 其中包括人体和解剖脏器的模型。

迄今为止，在呼吸道三维重建这一领域，国内外已有不少研究人员从事有关这方面的模型研究。有很多研究运用不同的方法获得人体呼吸道的三维模型,Cheng 等用硅胶树脂材料，按照某志愿者的呼吸道尺寸建立了一个上呼吸道三维模型，并进行了实验研究；Gragic 等用计算机X 射线断层摄影技术(computed tomography scans, CT)对人体呼吸道进行数据采集，并观察了活体正常的呼吸状况，建立了另外一种呼吸道三维几何模型；Tawhai 等根据多层螺旋X 射线断层成像（Multi-Detector-Row Computed Tomography，简称MDCT）技术采集的人体呼吸道数据，重建了人体下呼吸道三维模型；但是在建立下呼吸道气管、支气管的几何模型上应用最广泛的是Weibel 提出的模型A。本文打算探索一种有利于人体下呼吸道呼吸生物力学有限元数值模型研究的重建方法。利用中国数字人体断层切片的部分数据集, 对于人体下呼吸道的三维重建做出积极的探索, 也为将来进行其他组织、器官的三维重建做出积极的探索。

2 材料与方法人体下呼吸道三维重建的原始数据资料来自第三军医大学可视化人体研究实验室所采集的可视化人体（CHV）中呼吸道气管、支气管部分数据集，以数据集中包括从咽喉到肺部切片范围的断层数据作为重建的数据来源，利用二维图像处理软件Adobe Photoshop 和医学图像处理软件Mimics（Mimics 是Materialise 公司的交互式的医学影像控制系统，即为Materiaise’s interactive medical image control system）来进行模型重建。 2.2 方法2.2.1 下呼吸道气管、支气管的分割将原始数据转入Adobe Photoshop 中，根据呼吸系统的解剖学知识，将每张断面图中属于下呼吸道气管、支气管的组织划分出来。为保证图像划分的客观性与准确性，在分割前采用印刷行业的屏幕颜色校准方法进行颜色标准统一，避免显示设备差异带来的分割误差。

最后进行色彩模式转化，将划分好以后的断面切片图像的RGBA 色彩模式色彩模式转化为灰度图，并保存。

2.2.1 建立人体下呼吸道三维模型把所有处理好的图像资料以文件集形式导入医学图像处理软件Materialise 公司的 Mimics软件中，为导入图像资料之后，分别显示的下呼吸道气管3 个正交断面的二维数据序列，分别是冠状图、矢状图、横断图。

将图像资料导入Mimics 软件便生成呼吸道气管、支气管的原始蒙罩图像，接着运用阈值选取技术、三维区域增长技术获得新蒙罩（以绿色显示）。在三维实体（3D Object）菜单栏中导入新生成的蒙罩并加以运算，随后在三维区域增长技术的基础上将所选取的阈值范围内的相邻像素连接而重组成图像，就得到了人体下呼吸道三维模型。其中在The Calculate3D 界面为了修补图像，选取更适用于医学图像处理的轮廓内插法，通过减少矩阵、表面光滑、边减少、三角形的减少等方式以提高生成三维实体模型的质量。

3 结果利用中国数字人人体断层切片数据得到了下呼吸道的三维模型，真实地再现了下呼吸道气管、支气管的解剖形态，建立的人体下呼吸道三维实体模型形态逼真，可移动或旋转、放大或缩小、平面切割等多种方式显示，任意角度观察。人体下呼吸道三维模型的正面、侧面和俯视等方位的形态。

4 讨论利用人体断层切片数据集，通过医学图像处理软件Mimics 重新建立的真实的人体下呼吸道三维模型，较其他方法得到的模型更能够真实的反应出人体下呼吸道的形态，尤其能够反映出气道的厚度，这是用其他方法得到的下呼吸道三维模型重建不能够反映出来的。运用这种方法获得的人体下呼吸道的三维模型可从任意角度对模型进行整体或者局部的三维显示，模型可以进行任意分割、复制和存储。利用医学图像处理软件Mimics 建立三维模型进行编辑后可以输出多种三维模型格式，如CAD(计算机辅助设计)、FEA（有限元分析）、RP（快速成型）格式，可以再计算机上进行大规模数据的转换处理，这样就方便了利用其他分析软件赋予人体的物理特性，模拟人的呼吸状况和对人体下呼吸道进行力学分析，从而把人体下呼吸道模型从一个解剖模型转变为一个物理模型。Mimics 的功能模块以及模块之间的关系所示。

虽然运用这种方法获得的人体下呼吸道的三维模型与其他方法得到的模型相比有许多优点，但它也有很多不足之处。由于人体呼吸道解剖结构比较复杂而且精细，根据呼吸系统解剖学知识对人体切片数据进行人工手动分割，存在一定视觉误差，从而导致呼吸道管壁的厚度不是十分精确。真实的人体下呼吸道气管、支气管中是存在软骨环的，由于图像处理技术有限，这些软骨环在三维重建后的模型中没有能够体现出来。

5 结论三维重建可视化技术是计算机辅助设计与计算机图形学中一个重要的研究领域；与二维图像相比，三维图像能够直观、整体地显示医学图像信息，医生能借助它更好地对病变进行空间定位。因此，医学图像的三维重建越来越得到重视。三维重建在医学领域的应用已经越来越广泛，针对不同的图像数据来源也有着不同的三维重建思路和方法。随着计算机技术的快速发展，开发的专门针对医学的三维重建软件也越来越多，并且在医学的多个领域都得到了广泛的应用。常用的有Mimics,3D-doctor,Amira 等等，可以导入的原始数据资料包括断层切片图、影像数据（Dicom）、三维扫描数据等等，只要原始数据资料合理，就有可能找到合适的医学三维重建软件来进行三维重建。