生物力學的定義范文

導語：如何才能寫好一篇生物力學的定義，這就需要搜集整理更多的資料和文獻，歡迎閱讀由公務員之家整理的十篇范文，供你借鑒。

篇1

2011年版義務教育課標要求：對幾何定理的教學，要以探索與證明的流程來進行.對一些基本定理如三角形內角和定理、平行四邊形的性質定理、三角形中位線定理、三角形相似的預備定理等，如何有效引導學生發現、悟出證明的基本思路，來提高課堂效率呢？經過探索、總結近幾年課改成功經驗和優秀課例得出：基本定理的教學應按照“生成、發現、分離、復原與論證”這樣一條基本思路來進行.實踐也證明：基本定理的證明方法和證明時運用的數學思想方法，對其相關定理的教學起到奠基作用.現以課例的形式，將基本定理用這一基本思路來操作介紹如下：

2基本操作方法介紹

三角形的內角和

（一）（生成）如圖1，直線a、b與直線c分別相交于A、B兩點，且a∥b.問學生：

1.此時，∠1與∠2的和是多少？（180°）為什么？（兩直線平行，同旁內角互補）.

2.若將直線a繞A點順時針旋轉一定的角度θ（不妨讓0

3.設直線a′與b相交于C點，如圖2所示，那么點A、點B、點C所構成的幾何圖形是什么圖形？（三角形）.

4.在圖（2）中，∠θ與哪個角相等？為什么？（∠θ=∠ACB，兩直線平行，內錯角相等）.

5.（發現）問圖2中∠CAB+∠ABC+∠ACB與∠1+∠2有何大小關系呢？是多少？（相等，180°）.

（二）（分離）若從圖2中分離出ABC來，即圖3，那么∠A+∠B+∠C的和變嗎？（不變）.

1.請同學們想一想，如何運用已學知識來證明如圖3所示的ABC的內角和是180°呢？

預設引導：（根據學生情況可能用到的提示.下同）

①問初中已學幾何知識中，與180°有關的知識有哪些？（平角；鄰補角；兩直線平行，同旁內角互補）.

②如何將三角形的三個內角轉化成一個平角或鄰補角或兩直線平行后的同旁內角呢？請同學們聯系前面發現結論的過程想一想，該如何做？

2.（復原與論證）過任意一個頂點作另一邊的平行線：如

方法①如圖4所示，過B點作BE∥AC的射線BE；

方法②如圖5所示，過B點作BE∥AC的直線EF，注意∠1，∠2分別與哪個角相等？

方法③如圖6所示，過B點作BE∥AC的射線，并延長AB至F等.

3.反問學生，對任意一個三角形，采用上述方法能夠證明它的內角和是180°嗎？（能）

從而說明上述方法具有一般性：即三角形的內角和等于180°.證明的基本方法是將其轉化為鄰補角或平角或互補角來實現.

平行四邊形的性質定理

（一）（生成）如圖7，在ABC中，不妨過C點作CD∥BA，過A作AD∥BC，CD與AD交于點D.問學生：

1.圖中四邊形ABCD在小學稱之為什么四邊形？（平行四邊形）.

2.（發現）運用你已掌握的知識，說一說圖形中有無相等的線段，相等的角呢？（AB=CD，AD=BC，∠B=∠D，∠BAD=∠DCB）并給出得到結論的理由.（利用ABC≌CDA）.

（二）（分離）若將圖7中的線段AC擦去，就得到圖8.問：

1.上面得到的線段相等、角相等還相等嗎？（相等）

2.在圖8中，已知CD∥BA，AD∥BC，怎樣去證明AB=CD，AD=BC，∠B=∠D，∠A=∠C呢？

預設引導：

①說明與證明線段相等的已學知識有哪些？（線段中點知識；等腰三角形知識；全等三角形知識），結合圖8、已知內容，根據你的理解，哪些知識與本證明問題聯系不上？（線段中點知識；等腰三角形知識）.

②如何將平行四邊形轉化成兩個全等三角形呢？

3.（復原與論證）連接任意一條對角線.

方法①：如圖9所示，連接AC，通過證明ABC≌CDA來得出結論.

方法②：連接BD，通過證明ABD≌CDB來得出結論.

4.任意畫一個平行四邊形ABCD，那么它的對邊相等、對角相等嗎？（相等）如何證明呢？（方法同上）.

平行四邊形的對邊相等，對角相等，證明的基本方法是將其轉化在兩個全等三角形中來實現.

三角形的中位線

（一）（生成）如圖10所示，ABCD中，E，F分別是AB，CD的中點，連接EF，AC（BD），H是EF與AC的交點.問學生：

1.EF與BC（AD）有怎樣的位置關系？（平行）有怎樣的數量關系？（相等）為什么呢？（用平行四邊形的判定方法與性質來說明）.

2.H點具有什么樣的特殊性？（H點為AC的中點）怎樣去證明呢？（利用AHE≌CHF來說明）.

3.（發現）在ABC中，E，H點分別是AB，AC的中點，那么EH與BC有怎樣的位置和數量關系呢？（EH∥BC，EH=12BC）.

（二）（分離）若將圖10中的ABC分離出來即圖11，那么EH∥BC，EH=12BC還成立嗎？（成立）.

1.請同學們想一想，在圖11中，當E、H分別為AB、AC中點時，有EH∥BC，EH=12BC嗎？

預設引導：

①你學過哪些知識可供用來判斷兩線平行呢？（平行線的判斷方法；借助某個四邊形，先判定它是平行四邊形，再得兩線平行）.

②在圖11中，有角等或互補的條件嗎？（無）.

因此證明EH要平行BC，就只剩下構造并證明某個四邊形是平行四邊形后，再來得出結論了.

③在圖11中，如何構造出的平行四邊形，才能有EH的2倍等于BC或BC的一半等于EH呢？

2.（復原與證明）

方法①：延長EH（或HE，略.下同）至F，使EH=HF，連接CF，如圖12所示，通過證明AHE≌CHF，得到∠A=∠HCF，AE=CF，從而說明四邊形BCFE是平行四邊形，則EH∥BC，EH=12BC.

方法②：過C（或B）點作CF∥AB，延長EH與CF交于點F，先說明CFH≌AEH，進而得到HF=EH，CF=AE=BE來說明四邊形BCFE是平行四邊形，則EH∥BC，EH=12BC.

方法③：過A點作AD∥BC，過H（或E）點作HD∥AB，HD與AD交于點D，與BC交于點F，如圖13所示，易得∠FCH=∠DAH，四邊形ABFD是平行四邊形，AD=BF，進而說明ADH≌CFH，則AD=CF，DH=HF，所以四邊形AEHD是平行四邊形，則EH∥BC，EH=12BC.

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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.

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關鍵詞：生物力學 跳臺跳水 起跳技術

一、前言

竟技體育的目標是“更高、更快、更強”。運動員通過不斷 克服自我來提高速度、力量、動作的準確性。除了刻苦的訓練 之外,科學的訓練方法和手段是提高運動員成績的有效途徑。提高運動技術訓練科學化水平的重要前提條件就是吸收各學科最新發展成果,采用先進的測量手段進行定量研究。 信息技術或者計算機技術的廣泛深人應用引起了社會的巨大變革,對運動訓練和體育科學研究也帶來了前所未有 的機遇,正在改變體育科學研究與訓練的模式。

二、研究方法與研究對象

1、研究對象河北省跳水隊優秀的運動員

2、 研究方法

（1）文獻資料法查閱國內外關于高臺跳水起跳技術的研究現狀，有關計算機模擬的相關文獻

（2） 計算機仿真模擬

①以三維方式逼真模擬技術動作。 通過形象化的方式讓運動員更容易、更快速地掌握技術動作要領，從而大幅度地提高運動員整體運動技能水平。

②新動作設計與技術動作標準化?？梢跃庉嫛⑿薷?、設計新動作，通過該工具還可以讓教練員設計出自己頭腦中“理想”的動作，據此建立標準技術動作庫，用于教學與(國際)裁判培訓，提高比賽成績。

③技術動作分析?？梢詫夹g動作做量化分析，并以圖形方式展示分析結果。包括位移、速度、力等。在此基礎上，可以對“理想”動作與運動員技術動作做深層次的分析，并給出運動員改進技術動作的指導性意見。

④動作編排模擬與設計。從模擬的單個技術動作中，教練可以挑選出需要編排的候選動作，系統將按照教練的意愿模擬編排結果，教練員可以從各種編排結果中挑選最優的編排，從而輔助教練確定方案。

三、分析與討論

我國跳臺跳水技術在世界上已居前列，在重大的國際比賽中我國選手多次獲得金牌。跳水技術的發揮是多方面的，其中起跳技術是整個跳水技術的關鍵。在動作多周翻騰的方向上發展的今天起跳技術，大有改進的潛力。當前國內外選手在跳臺跳水動作的起跳技術上都采用助跑2～3步單腳起跳、雙腳落地制動緩沖，同時兩臂上舉，向后彎屈小臂，在蹬地同時兩小臂快速向上擺動以增大蹬踏力使身體沿一弧線躍起的技術動作(簡稱上擺臂式起跳技術)。

設定人體質量不變(同一個人)，在動作技術過程中，水平助跑速度相同，下肢制動緩沖速度也相同，上肢擺動小臂的速度不一樣(取上肢重心移動速度的平均值計算)。起跳瞬間身體軀干姿態相同，用體操中的下擺臂起跳技術來模擬跳水的起跳技術。

良好的起跳技術主要是為獲得較大的垂直起跳力和繞身體重心的轉動力矩，從而保證有較長的滯空時間和翻轉角速度。

下擺臂式起跳優于上擺臂式起跳的主要原因是：上擺臂動作主要是小臂在擺動，因此上升距離(小臂重心移動)小，參予擺動的質量也小。而下擺臂動作是上肢進行擺動，蹬伸期間整個上肢重心擺動距離大，參予擺動的質量也大，從而獲得較大的蹬踏力。一個高難度旋轉動作的優劣，與身體騰空高度相關甚大，蹬踏力越大，騰空越高，騰空時間就越長，就越能保證運動員在該段時間內完成動作。

擺動臂對人體重心的力臂――取起跳瞬間相鄰圖片兩小臂重心連線至總重心距離

人體總質量為50 kg、蹬伸階段重心位移0.3 m、蹬伸時間0.2 s

從技術要點分析我們把蹬踏力定義為沿腳、髖關節連線方向上行下擺臂式起跳動作蹬踏力偏后，而上擺臂式則偏前，與水平夾角分別為75°86，前者更有利于制動。從表1中看出下擺臂式的起跳比上擺臂式起跳技術能獲得更大的轉動力矩，當踏跳時間相同時將獲得更大的沖量矩。另外上擺臂式起跳動作由于兩臂上舉人體質量分布距人體質心較遠，起跳瞬間的轉動慣量大于下擺臂式起跳的轉動慣量。根據動量矩定理(MΔt=I2ω2-I1ω1)，當沖量矩不變時，轉動慣量大的角速度必然小，也進一步證明了上擺臂式起跳技術不利于獲得較大的轉動角速度。

總結

力學分析計算證明下擺臂提肘式的助跑前空翻起跳技術比上擺臂式起跳技術能獲得更大的前翻沖量矩，對發展向前的多周翻騰動作有利。跳臺跳水動作向多周翻騰發展難度時(109C、109B)建議采用下擺臂后提肘式的起跳技術為宜。

參考文獻：

[1]丁海曙，等. 人體運動信息檢測與處理. 北京宇航出版社，第1版，1992年7月

[2]國家體委科研所生物力學組. 中國亞運會巴賽羅那奧運會跳水運動員參數測試評估. 中國體育科技，1997年7月

[3]袁晉純. 運動生物力學研究方法. 廣州體院出版社，1984

[4]國家體委. 競技體操競賽規則. 1994

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[關鍵詞]下頜角截骨整形;三維有限元;生物力學

[中圖分類號]R782.2[文獻標識碼]A[文章編號]1008-6455(2010)03-0344-04

Establishment of three-dimensional finite element model for mandibular angle osteotomy

ZHANG Jin1, LUO Qi 1, WANG Jing-peng1, LIU Da-lie1, HUANG Shi-qing2

(1.Department of Plastic Surgery,Zhujiang Hospital,the South Medical University, Guangzhou 510282,Guangdong,China;2.Institute of Applied Mechanics,Jinan University, Guangzhou 510632, Guangdong,China)

Abstract:ObjectiveTo study the biomechanics of mandibular angle osteotomy, a more precise method for establishment of the three-dimensional (3D) finite element model of edentulous mandible and Temporomandibular Joint (TMJ) is presented.MethodsThe CT images of a young female volunteer were analyzed and managed with DICOM standard and Mimics software. Tension-only Link10 element and contact element were both used for boundary condition in ANSYS software.ResultsA whole 3D finite element model comprising the mandible, TMJ, muscles and ligaments was established. Conclusion A 3D finite element model of mandible and TMJ with highly biomechanical similarity was established for the further study of the biomechanics in the mandibular angle osteotomy.

Key words: mandibular angle osteotomy; 3D finite element method; biomechanics.

隨著計算機技術不斷進步,有限元法逐漸成為力學研究中最為重要的分析方法之一,并廣泛應用于工程設計制造領域,近年來在生物力學研究中也得到廣泛的應用。由于生物體在幾何形狀和材料性質上的特殊性和復雜性,快速、準確地建立生物組織結構的三維有限元模型是生物力學有限元研究的難題,同時也是進行三維有限元分析的基礎。以往的生物力學研究由于有限元模型建立手段的限制,只能采取手工或者多種軟件結合方式針對單一組織結構建立具有共性的有限元模型。隨著醫學影像技術的進步計算機軟件系統的發展,使用統一標準的數字化影像文件結合單一軟件建立三維有限元模型成為可能。本文應用薄層CT掃描技術,采用DICOM標準格式導入Mimics軟件處理,最終應用Ansys有限元軟件快速有效建成無牙下頜骨和TMJ三維有限元模型。

1材料和方法

1.1 樣本來源:選擇顱頜系統發育正常的健康女性青年志愿者,I類磨牙關系,牙周健康,無TMJ 疾患。

1.2 試驗設備:①CT掃描機:采用飛利浦Brilliance 64排螺旋CT 掃描機;②試驗所用計算機系統硬件配置:CPU Core 2 雙核2.8G,4G DDR2內存,640G硬盤;③試驗用計算機操作系統:Windows XP Professional Sp3;④試驗用軟件:Mimics12.0(Materialise's Interactive Medical Image Control System):Ansys12.0(Analysis System)。

1.3 方法

1.3.1 CT掃描:頭顱固定架對患者頭顱進行固定,進行顱頜面(全顱)的軸向斷層掃描,連續無間隔掃描。掃描基準線平行于眶-耳平面。層厚0.67mm,掃描參數為120kV,230mas,掃描矩陣512×512。顳下頜關節區及下頜骨連續進行170 層掃描。所得圖像經聯機工作站處理DICOM格式數據文件,刻錄存盤。

1.3.2 CT圖像的處理:CT掃描所獲得DICOM格式數據文件導入Mimics12.0軟件。根據實驗設計要求通過對蒙罩(Mask)的分割(segementation)操作,在CT圖像上確定需要進行三維成像的組織結構邊界,提取出不含下牙列的下頜骨和顳下頜關節窩,設定參數后重建三維圖像。得到的三維模型是原始三維表面模型,表面粗糙,直接利用其進行表面網格劃分將會產生單元形狀畸形,單元數量過多等問題,影響到后續力學計算的速度和結果分析精確性。因此必須利用Mimics的Remesh模塊對三維模型的表面進行平滑(smooth),見圖1。再通過Remesh模塊對模型表面的三角形面片數量和質量進行優化。表面三角形數量由126178減少到18008個,且三角形底邊與高之比均大于0.3,符合有限元分析要求,見圖2。

1.4 三維有限元模型建立:將優化好的表面網格輸出為Ansys12.0軟件可以識別的Ansys element文件,在Ansys12.0導入該文件,選擇10節點四面體單元Solid92進行三維網格劃分,生成實體模型,共生成161788單元189057節點。

材料力學參數:下頜骨的皮質骨、松質骨及其他組織(髁突軟骨、關節盤等)均為各向同性、均勻連續的線彈性材料。骨組織力學參數由下頜骨CT值計算得出。利用頜骨CT值、表觀密度和骨彈性模量之間的對應關系,根據構成骨的像素的灰度值(CT值)來進行插值計算,得到此骨的表觀密度,并由表觀密度推算出它的彈性模量[1]。

在本模型中,骨表觀密度由CT值(Hounsfield)導出。根據以下公式計算出單元的表觀密度 :

骨組織彈性模量由以下經驗公式計算:

由已知水的CT值和表觀密度,皮質骨平均CT值和表觀密度,取已知皮質骨最大彈性模量,公式(2)簡化為:

則得,k =4249 GPa(g/cm3)-3,

由于不同部位下頜骨皮質骨和松質骨的CT值有一定變化,所以測量下頜骨五個部位,求得皮質骨最大CT值平均為1600HU,松質骨最大CT值平均為600HU,導入公式(1)和(3)計算出該模型皮質骨和松質骨的彈性模量分別為14963.78 MPa和1179.75MPa。

將Ansys前處理模塊中生成的實體模型導回,在Mimics的FEA模塊中根據下頜骨各單元CT值分別賦材料性質。

1.5 模型的邊界約束設計:對咀嚼肌、下頜韌帶采用桿單元模擬其約束,桿單元材料定義為只受拉不受壓的非線性材料,單元橫截面積與各自模擬的肌肉和韌帶截面積相同。根據Spronsen等[5-6]的研究結果獲得咀嚼肌的有關參數(見表1)。參考周學軍等[7]的實驗結果,獲得關節韌帶的參數(表2),并采用“面-面接觸對” 模擬牙合面和關節窩之間的連接。

2結果

建立了一個包括下頜骨、顳下頜關節、肌肉和韌帶的下頜骨三維有限元總體模型,可根據實驗不同需要調用,見圖3。

3討論

與傳統實驗性應力分析相比,有限元技術具有更多的優點。但有限元方法分析結果受諸多因素的影響。例如:模型的相似性,單元劃分的粗細程度,載荷情況及邊界條件與真實情況的差異等,均影響分析結果的精確性[8]。提高有限元分析結果的可靠性,模型精確程度及邊界條件設置等都是十分重要的。由于牙頜組織中的牙齒、牙周膜、牙槽骨、頜骨以及修復體的結構外形多樣性、不規則性、受力的復雜性,如何準確獲取上述結構的幾何形態并將其計算機數字化,建立完整準確的下頜骨三維有限元模型是有限元分析能否實現的關鍵。

生物體三維有限元建模方法經歷了數代演進,主要包括:①磨片、切片法[9-10];②三維測量法[11-12];③CT圖像處理法;④DICOM數據直接建模法等[13]。磨片、切片法是破壞性建模方法并且磨切片厚度難以控制,圖像的拍攝處理,邊緣提取等環節都可能產生誤差,因此該方法目前很少采用。三維掃描測量的方法進行數據采集的成本高,數據采集后處理的時間長,生成CAD模型后還要進行數據轉換后才能供有限元建模使用,且測量只能得到表面數據,不能夠區分結構材料性質的變化,更適用于實物的測量反求。CT圖像處理方法需要人工把CT膠片上的每一張圖像掃描轉換為計算機能識別的位圖格式,并且使用圖像處理軟件中人工定位配準。不僅需要花費大量的人力、物力,而且在通過膠片掃描傳遞數據的過程中容易丟失很多信息;配準精度也直接影響著所建立模型精確性[13-15]。

本實驗采用DICOM數據直接建模法其過程為:①CT掃描輸出DICOM格式數據文件;②DICOM數據的讀入專用軟件。分割圖像,生成3D模型,優化表面網格;③通過與有限元分析軟件的良好的數據接口,直接導入有限元分析軟件前處理模塊生成體網格;④根據各單元的CT值給單元賦材料性質;⑤最后將賦完材料性質的實體導入有限元分析軟件進行裝配,完成建模。

DICOM格式數據文件直接建模,可以直接讀取數據并處理,避免反復的數據導入、導出,文件格式的轉換造成的數據失真或丟失,大大提高了模型的精確度。本研究將DICOM數據直接導入Mimics軟件直接生成三維模型,再通過Ansys element文件接口將模型導入Ansys12.0,由表面單元直接生成體單元,避免了過去由面生成體以后再劃分體單元,造成的體單元質量下降。利用DICOM文件中包含的CT值信息,根據模型每個單元密度賦材料性質,使數據得到最大限度的利用。避免了過去建模中將皮質骨和松質骨進行分割,分別建模的繁瑣,同時極大提高了模型的精度。

三維有限元模型的幾何相似性、單元的大小、形狀、數目、載荷情況、邊界條件與真實情況的差異等,均影響應力分析結果。目前根據不同研究需要已建立的下頜骨三維有限元模型[7, 16-18],邊界約束設計也各不相同,周學軍等[7]考慮到肌肉的柔索性質,即只能限制物體沿著柔索伸長方向的運動,而不能限制物體在其他方向的運動[19],采用纜索元模擬肌肉約束,更符合分析下頜骨經矯形力作用下的受力情況。史真等建立了下頜牽張成骨三維有限元模型[20],李勇等正常人下頜升支矢狀截骨術的三維有限元模型[21]李慧超建立了下頜角整形手術術前術后模型[22],Frivo等建立了單側TMJ有限元模型[23]。柳大烈等建立了咬肌牽動的顴骨復合體三維有限元模型用于研究顴骨縮小整形手術的生物力學[24]。因此,本實驗在ANSYS軟件中采用只受拉的Link10單元模擬咀嚼肌及韌帶的約束。此外,與以往主要研究咬合力的有限元模型不同的是,在研究下頜角整形手術時,必須考慮顳下頜關節及其韌帶作用,本實驗在模擬嚼肌、顳肌、翼內肌和翼外肌約束的同時,模擬了顳下頜關節韌帶包括顳下頜韌帶、莖突下頜韌帶、蝶下頜韌帶對顳下頜關節的約束,提高了模型的生物和力學相似性。為進一步研究下頜截骨整形手術提供了基礎。

下頜角截骨整形的一種方法是通過沿截骨線進行鉆孔后鑿斷。目前用有限元法模擬下頜截骨整形手術的研究還鮮見報道。Remmler等[25]用有限元法建立預測模型,進行顱面部牽張成骨的術前分析,認為有限元法能以數學形式反映顱面組織的材料特征、物理特征和反應特性,可以模擬多種外科手術、生理活動和頭部外傷。利用本模型的下一步實驗,擬通過布爾運算模擬下頜角截骨,在下頜角部根據實驗手術設計改變工況和邊界條件,加載沖擊載荷,模擬手術操作過程,分析不同條件下下頜骨及相關結構的生物力學變化。同時還可以模擬不同體積的下頜角骨組織截除后正常咬合時和下頜骨受到撞擊時生物力學性能的變化。

需要強調的一點是,由于有限元需要對復雜的實體中的一些次要結構和因素進行簡化,再加上一些實驗條件假設,所以,有限元的計算結果的絕對值很難代表人體的真實值,而且生物體的個體差異也無法考慮到實驗模型中。目前尚無法達到完全模擬復雜的人體生物力學環境建立計算模型。

[參考文獻]

[1]Tavakoli K, Stewart KJ, Poole MD.Distraction osteogenesis in craniofacial surgery: a review [J]. Ann Plast Surg,1998,10(1): 88-99.

[2]Osbom JW, Baragar FA.Predicted pattern of human muscle activity during clenching derived from a computer assisted model:Symmetric vertical bite force [J]. J Biomechanica,1985,18(8): 599-612.

[3]Kuchler G,Patzak A,Schubert E. Muscle elasticity: effect of muscle length and temperature [J]. Biomed Biochem Acta,1990,49(11): 1209 -1225.

[4]Lewis G, Shaw KM, Modeling the tensile behavior of human Achilles tendon [J]. Biomed Mater Eng,1997,7(4): 231-244.

[5]van Spronsen PH, Weijs WA, van Ginkel FC, et al, Jaw muscle orientation and moment arms of long - face and normal adults [J]. J Dent Res,1996,75(6): 1372-1380.

[6]van Spronsen PH,Weijs WA, Valk J, et al, A comparison of jaw muscle cross-sections of long -face and normal adults [J]. J Dent Res,1992,71(6): 1279-1285.

[7]周學軍,趙志河,趙美英,等.下頜骨三維有限元模型的邊界約束設計[J].華西口腔醫學雜志,1999,17(1):29-32.

[8]潘煒娟,張保衛,葉少波,等.牙齒與樁核三維有限元建模的初步探討[J].口腔頜面修復學雜志,2000,1(3):143-144.

[9]夏榮.有限元法及其進展[J].中國口腔種植學雜志,1997,2 (3):96-1 00.

[10]魏斌.牙頜系統三維有限元建模方法的進展[J].口腔器械雜志,2002,11(2):86-87.

[11]韓強.應用于口腔醫學領域的三維測量技術[J].口腔材料器械雜志,2003,12(1):39-41.

[12]趙峰,高勃,劉震俠,等.Dicom標準和Mimics軟件輔助建立下頜骨三維有限元模型[J].西南國防醫藥,2005,15(5):479-483.

[13]胡凱,榮起國,方競,等.人顳下頜關節CT三維重建及其有限元實體建模[J].中國醫學影像學雜志,1999,7(2) :137-139.

[14]孔亮,胡開進,于擘,等.Matlab軟件輔助建立全牙列下頜骨三維有限元模型[J].口腔頜面外科雜志,2004,14( 1):17-19.

[15]儲順禮,周延民,孟維艷,等.上頜后牙區、上頜竇、顴骨及顴骨種植體的三維有限元模型建立[J].口腔醫學研究,2006,22(2) :143-145.

[16]張量文,王美青,王景杰,等.顳下頜關節與咬合關系研究三維有限元模型的建立[J].口腔頜面修復學雜志,2000,1 (4):197-199.

[17]Nagasao T, Kobayashi M, Tsuchiya Y, et al., Finite element analysis of the stresses around endosseous implants in various recon2 structed mandibular models[J]. J Cranio-Maxillofac Surg,2002,30:170-177.

[18]Hart RT, Hennebel VV, Thongpreda N, et al. Modeling the biomechanics of the mandible: a three - dimensional finite element study[J]. J Biomech,1992,25(3):261-286.

[19]趙云鳳.口腔生物力學[M] .北京:北京醫科大學,中國協和醫科大學聯合出版社,1996:20-23.

[20]史真,丁寅,曹猛,等.下頜骨牽張成骨三維有限元模型的建立[J].臨床口腔醫學雜志,2004,20 (2) :69-71.

[21]李勇,張茹慧,高揚,等.正常人下頜升支矢狀截骨術的三維有限元模擬[J].臨床軍醫雜志(Clin J Med Offic),2008,36(2) :196-198.

[22]李慧超,李冬梅,歸來,等.下頜角截骨整形手術前后下頜骨生物力學的三維有限元分析[J].中華整形外科雜志,2008,24(6) :416-420.

[23]Friovo M, Horok Z, Konvikovo S,et al, Modelling of temporomandibular joint and FEM analysis[J]. Acta of Bioengineering and Biomechanics, 2006, 8(1) :35-43.

[24]柳大烈,單磊,樊繼宏,等.咬肌牽動的顴骨復合體三維有限元模型的建立[J].中國美容醫學,2007(16)3:346-348.

篇5

【關鍵詞】膝關節；有限元；應力；應變

Stress numerical simulation of the movement course of knee joint

【Abstract】 Objective To observe the distribution in range，size and the regulation of change.Methods Use the finite element method to research the knee joint surface stress and strain of the process of human walking.Rusults and Condusion The stress and strain produced on joint surface change and increase over time in walk and the change conform to parabola approximately.Through analyzing the stress that the person of different weight produces on the joint surface in the knee while walking，the weight has smaller influence on the amount of the stress on the joint surface，and 10% that the stress difference that the weight brings only accounts for the total stress.

【Key words】knee joint; finite element; stress; strain

經過長期的進化過程，人體形成了一個近乎完美的力學結構。由于通常的力學實驗手法基本上無法直接應用于人體，對人體力學行為進行有限元數值模擬就成為深化對人體認識的一種有效手段。膝關節是人體最主要也是最重要的關節之一，由于其在臨床醫學、康復工程、生物機械工程等領域的重要研究價值和應用前景，長期以來吸引了大量生物力學研究者投入對其的研究。膝關節屬于滑車球狀關節，由股骨遠端、脛骨近端及髕骨后面的關節面構成，是人體最復雜的關節。膝關節上下骨端均為松質骨，周圍軟組織包容少，遭受直接或間接暴力時，極易受到損傷。膝關節負重大，結構復雜且淺，骨杠桿又長，易受損傷，前后或兩側受踢擊時均可使韌帶、肌腱、半月板、膝關節造成裂傷、脫位，且難治愈。因而運用有限單元法深入進行膝關節的研究成為重要課題，隨著認識的深入，必將促進骨科疾病診斷和修復計算機輔助設計的實現，使臨床治療技術躍上新臺階，給骨科臨床應用提供科學的理論依據，促進生物力學向更深入、更廣泛、更光明的前景發展［1，2］。

1 膝關節有限元模型的建立

1.1 邊界條件設置 由于建立完整膝關節解剖模型是一件非常費時且非常復雜的工作，所以本文不考慮有關膝關節肌肉、韌帶及半月板的模型。在本文中用邊界條件來實現韌帶的限制位移功能，來保證關節不產生橫向及前后位移，以使關節保持穩定，約束限制情況見圖1、2。另外，由于關節液的作用而假設在脛-股接觸面上無摩擦，即將脛-股接觸面的摩擦忽略。

在正常行走情況下，膝關節約承受人體重量的85.6%［3］。假設人體重為60kg，則膝關節承受的作用力為60kg×9.8N×85.6%=503.33N。膝關節受力則是通過在模型上表面作用面載荷，大小為體重的85.6%，并設載荷變化服從線性規律。

1.2 材料特性設置［4~6］ 人體骨骼材料的性質極為復雜，主要由密質骨和松質骨組成，而其密質骨和松質骨的性質也完全不同，涉及的參數多，模型復雜，計算量大?？紤]到膝關節骨骼實際承重部分為松質骨，并且在正常情況下骨骼材料并不產生塑性變形，故本文假設骨骼材料為線彈性材料，其Young’s 模量大小為800MPa，泊松比為0.2，剪切模量為300MPa。

1.3 接觸條件設置 本研究旨在考察關節在受力接觸后上下關節面上的彈性變形及應力分布狀況，所以將關節上下兩部分分別做設置，并作為變形體處理。另設人膝關節由脛-股關節咬合接觸組成，且脛-股關節咬合接觸服從赫茨（Hertz）理論假設，即：脛骨和股骨均為均勻連續、各向同性、線彈性的材料組成；股骨與脛骨咬合接觸表面的摩擦力由于關節液的存在而忽略不計，亦即咬合表面是理想光滑的；接觸表面的尺寸與兩接觸體股骨與脛骨的曲率半徑相比非常小。另外，增加一個剛體用于支撐脛骨下端［7］。

1.4 工況、作業設置及提交 一般情況下，人在行走時大約每分鐘可走120步，因而每一步時間大約為60/120=0.5s。本研究將時間工況設為0.5s，并使用固定時間步長0.05s，共計10個增量步。

本文采用的模型為3D實體模型，因而分析類型定義設定為3D分析，輸出結果為等效Von Mises應力和等效彈性應變。單元元素類型為八節點六面體實體元素。完成以上設置后，將作業提交計算機進行分析計算。

2 有限元仿真計算

2.1 股骨應力、應變分析 本文選取Von Mises應力作為衡量應力水平的主要指標。Von Mises應力是按照第四強度理論定義的一種綜合應力，它反映了材料內部各點的平均應力水平，是有限元分析中最客觀的指標之一［3］。股骨在與脛骨平臺的接觸擠壓過程中將發生一定量的彈性變形，從而在接觸面上產生一定的應力、應變。0.25s（增量步為5）后膝關節股骨下端等效Von Mises應力云圖見圖3。股骨軸向應力云圖見圖4。后交叉韌帶（應力最大點用a表示）及股骨與脛骨接觸處（應力最大點用b表示）的Von Mises應力隨時間變化的曲線如圖5和圖6。由圖3~8可見，產生的應力主要集中在股骨的下端面與脛骨平臺接觸區及韌帶位置處，并且隨著時間的增加而不斷增大，在時間達到0.25s（即增量步為5）時，應力達到最大值。而且應力不僅集中于表面區域，在內部也有較大的應力產生。而應變的發生位置與應力的情形基本一致，主要集中于股骨的下端面與脛骨平臺接觸區和韌帶位置，并且隨著時間增加而不斷增大。

圖5 不同體重a點Von Mises應力曲線

Fig 5 Von Mises Stress Curve of

Different Weight of Node a

圖6 不同體重b點Von Mises應力曲線

Fig6 Von Mises Stress Curve of

Different Weight of Node b

圖7 a點的軸向應力曲線

Fig 7 Com 11 of Stress Curve of Node a

圖8 b點的軸向應力曲線Fig 8 Com 11 of Stress Curve of Node b

另外，從圖5及圖6可見，在關節接觸面上等效Von Mises應力隨著體重增加而增大，其隨時間的變化趨勢也基本呈拋物線形狀。50kg與60kg及60kg與70kg體重的等效Von Mises應力最大值與最小值僅有2MPa左右的差值，約為總應力的10%，可見體重差異并不會導致在關節面上產生較大應力差異。

對于軸向應力來說，其也隨著體重的增加而增大，基本呈現線性變化。在關節面上有較大應力產生，最大值與最小值的差異約為1MPa，約占總應力的10%～20%，可見體重對軸向應力有較大影響。另外，在后交叉韌帶位置處有較大應力集中產生，并且分布范圍也相對較大。股骨軸向應力云圖也可以得出上述結論，這也與實際經常發生膝關節損傷的位置相吻合。尤其對于運動員來說，由于運動中有沖擊載荷的產生，從而常常導致在脛骨平臺及韌帶處發生傷害，這也與模擬結果相吻合。

2.2 股骨應力、應變分析 脛骨平臺在與股骨的接觸擠壓過程中將發生一定量的彈性變形，從而在接觸面上產生一定的應力、應變。計算結果如圖9~14所示。由圖9~10可見，應力主要集中在脛骨平臺面與股骨接觸區和韌帶位置，并且隨著時間增加應力、應變不斷增大。由圖10~14可見（脛骨與股骨接觸處應力最大點用c表示，前交叉韌帶處應力最大點用d表示），在時間達到0.25s（即增量步為5）時，Von Mises應力的大小達到最大值，隨著時間的向前推移，應力又開始減小，直至為零。Von Mises應力及軸向應力曲線也基本是拋物線形狀，最大值與最小值的差異也很小，僅有2MPa左右，約占總應力的10%左右。與股骨相似的是不僅在表面區域有較大的應力產生，而且在內部也有較大的應力產生，在脛骨平臺與股骨接觸面下七到八個單元的整個高度范圍內都有較大的應力產生。這與實際膝關節脛骨骨折的位置相吻合，證明實際運動中由于沖擊載荷的存在而在脛骨平臺上產生很大的應力集中。

圖11 c點的Von Mises應力隨時間變化曲線

Fig 11 Von Mises Stress Curve of Node c

圖12 c點的軸向應力隨時間變化曲線

Fig 12 Com 11 of Stress Curve of Node c圖13 d點的Von Mises應力隨時間變化曲線

Fig 13 Von Mises Stress Curve of Node d

圖14 d點的軸向應力隨時間變化曲線

Fig 14 Com 11 of Stress Curve of Node d

3 體重對應力影響的分析

本文采用較為典型的中國人體重50～70kg段來作對比研究，未對更重或更輕的體重進行研究，而重點是研究Von Mises應力及等效彈性應變隨體重的變化規律。通過計算可以發現，無論是應力還是應變，都會隨著體重的增加而增大，變化趨勢也基本一致，呈拋物線狀，并且最大值都出現在0.25s處。Von Mises應力在數值上的差異也并不是很大，頂點處最小值與最大值僅有2MPa左右的差距，約占總應力的10%左右?？梢?，體重對應力大小差異并不是決定性因素。彈性應變的差異則更不顯著，僅有300Pa左右。

4 結論

（1）膝關節模型由脛-股關節咬合接觸組成，且脛-股關節咬合接觸服從赫茨（Hertz）理論假設，即：脛骨和股骨均為連續、各向同性、線彈性的材料組成；接觸表面的尺寸與兩接觸體股骨與脛骨的曲率半徑相比非常小。

（2）該模型能較真實的反映出膝關節的解剖結構，忽略半月板等結構有利于減小計算量。

（3）在股骨與脛骨平臺接觸位置處產生較大應力集中，韌帶處同樣也產生了較大應力集中，比較符合實際情況。

（4）對不同體重人行走時，在膝關節面上產生的應力分析認為，體重對關節面上應力的大小并不產生較大影響，10kg體重僅帶來約2MPa應力差異，只占總應力的10%。（本文圖片1~4、9、10見封三）

參考文獻

1 王西十，白瑞蒲.關于人膝關節生物力學模型的研究現狀.力學進展，1999，29（2）： 244-250.

2 李箭，龔錦源，蔣欣，等.膝關節脛骨骨折的診治臨床分析.四川醫學，2002，8（23）：788-790.

3 Ko CC，Chu CS，Chung KH，et al.Effects of post on dentin stress distribution in purples teeth.Prosthet DENT，1992，68：42133.

4 鄭明，林鳳飛，林朝暉，等.膝內、外翻畸形對膝關節影響的平面有限元計算分析和光彈實驗研究.中華創傷骨科雜志，2003，5（4）：12.

5 張林.運動對骨生物力學指標的影響-骨生物力學研究進展.中國運動醫學雜志，1998，21（1）： 85.

篇6

摘 要 通過文獻資料法、專家調查法等方法，對網球發球技術中核心力量訓練的原理、手段與效果進行了研究。通過對網球發球動作進行生物力學與解剖學的分析，我們了解到，發球動作是否合理要看全身的動量能否最終在擊球瞬間傳達到肢體末端。核心區作為之一動力鏈的中心環節，也是整體發力的主要環節，對上下肢的協同用力起著承上啟下的樞紐作用。使得發球技術更加穩定、協調，發出的球速度更快，同時也在一定程度上預防著運動的損傷。

關鍵詞 核心力量 網球發球 動力鏈 樞紐

一、核心力量的釋義

（一）何為核心

人體的骨骼肌系統的核心包括脊柱，髖，盆骨，下肢近端和腹部。核心肌群包括有軀干和盆骨肌肉，它的主要作用是保持脊柱和盆骨的穩定性。因此，有必要評估核心的位置，核心的運動方式和核心的作用[1]。

（二）核心穩定性

核心穩定性是使得運動功能最大有效化的重要因素。本文采用的一般性定義是：在經過整合的運動鏈上，控制腿和髖以上軀干部位的姿勢和軀干運動、是肌肉完成最佳的做功、是力量在運動鏈上的各個環節一直到肢體末端能有效的傳輸和控制力量的能力。

二、核心力量訓練的作用

核心力量存在于所有運動項目中，所有體育動作都是以中心肌群為核心的運動鏈，強有力的核心肌群對運動中的身體姿勢、運動技能和專項技術動作起著穩定和支持作用。任何競技項目的技術動作都不是依靠某單一肌群就能完成的，它必須要動員許多肌肉群協調做功。核心肌群在此過程中擔負著穩定重心、環節發力、傳導力量等作用，同時也是整體發力的主要環節，對上下肢體的協同工作及整合用力起著承上啟下的樞紐作用。包括：穩定脊柱和骨盆；改善控制力和平衡性；提高能量輸出；提高肢體協調工作效率；降低能量消耗；預防運動損傷。

三、網球運動發球技術的動作原理及發力機制

正因為發球在網球比賽中所占有的重要地位，因此它受到了國內外網球界的極大重視，并對其進行了大量深入的研究。其實，當我們從系統論的視角來分析網球發球，可以看出它應是一個體系，包括很多重要的要素，在這些要素之間形成相對穩定的聯系方式、組織秩序及其時空關系的內在表現的綜合，并產生最大的功能，即最好的發球效果[3]。從發球的結果來說，它包含了發球者的目的和意圖，因此它又是一種戰術；而從發球者發球時的心理變化來看，它又包括心理因素成分；而對發球者發球時的身體狀態來說，它還包括體能方面的因素等[4]。

（一）網球發球技術的生物力學分析

質量高的發球，其特點之一是速度快、力量大，給對手很大的壓力。在發球過程中，運動員要盡可能的提高拍觸球的瞬間的速度，以獲取盡可能大的對網球的沖擊力。重力和空氣阻力對拍的作用力，不會提高拍擊球時的速度，相反會部分抵消人對拍的作用力[5]。

在運動實踐中，由于作用力的路程的局限性較大，因此只要掌握熟練而準確的技術動作和具有良好的核心力量素質，盡最大可能提高左后用力階段動作速度，就可增大最后用力階段的沖量。

四、核心力量訓練在網球發球技術中的運用

（一）訓練方法

15次瑞士球俯臥挺起；15次瑞士球撐姿收腿；15次瑞士球轉髖所用；15次瑞士球屈腿舉球；15次瑞士球背橋；15次跪地前伸；15次側身直腿舉球；15次瑞士球上蹲起練習；15次弓步后腿撐球雙手舉啞鈴蹲起；15次站立平衡盤抓舉杠鈴蹲起；15次分鐘坐姿單臂后拉。

（二）訓練原理

核心力量訓練主要表現在穩定狀態與不穩定狀態中加強身體肌肉協調的訓練。通過自身調整不穩定的身體狀態，達到訓練神經―肌肉系統的平衡和控制能力以及本體感覺的一種訓練方式。使用不穩定的裝置進行力量訓練不僅僅可以提高所訓練肌肉的力量水平和本體感受能力，還可以激活核心肌群的參與[6]。

（三）運用效果

堅固穩定的核心穩定性可以將來自地面的力量有效傳遞至上肢，以達到對上肢或所持器械的最大加速或減速的作用，也可以將上肢動量傳遞給下肢，調整下肢肌群對地面的作用力度，從而提高上下肢或技術動作間的協調工作效率，所以核心力量訓練提高網球發球的球速[7]。

五、結論

（一）通過核心力量的訓練，對網球發球速度有著一定程度的提高。

（二）通過核心力量的訓練，對網球發球技術的穩定性會有相應的提升。

（三）強化核心力量訓練，可以提高網球運動員發球技術的協調性和平衡能力，預防運動損傷。

參考文獻：

[1] 周瑾.核心穩定性在人體運動中的作用[J].北京體育大學學報.2008：1710-1714.

[2] 王衛星.運動員核心力量訓練（修改稿）[R].2011國家體育總局教練員培訓班教材.7-11.

[3] 陶志翔.持拍隔網對抗項群男子單人項目基本單元競技過程的研究[D].北京體育大學博士學位論文.34-36.

[4] 陶志翔等.對網球發球體系的探究[J].北京體育大學學報.2004：1695-1697.

[5] 陳春海.網球發球動作的生物力學與解剖學分析[J].福建體育科技.1998：50-51.

篇7

關鍵詞：罰球射門；出手速度；肘角；腕角；水球

中圖分類號：G804.66

文獻標識碼：A

文章編號：1007-3612(2007)07-0925-03

Biomechanics Analysis of Women Athletes' Penalty Throw Technique in National Water Polo Team

ZHENG Zhi-yi, LIU Hui

(Beijing Sport University, Beijing 100084, China)

Abstract:Whether shooting technique is reasonable or not in a contest determines the outcome of competition. Penalty shoots is an important part of shooting techniques, so it is important for the water polo training of shooting techniques to study the penalty shoot. JVC-3000 normal-speed camera and video film analysis system were used in this research. With the method of three-dimensional kinematical analysis, we analyze the technique of water polo women athletes' penalty shooting. Through kinematical analysis of upper arm movements, the study reveals the movement patterns and spatial characteristics of the technology. This research also finds advantages and disadvantages of their shooting techniques in order to provide reference for their training.

Key words: penalty shoots; release speed; elbow angle; wrist angle; water polo

在我國，水球是落后項目，女子水球國家隊剛剛組建不久，在國際上名次很低，男子水球雖在亞洲稱雄，但亞洲水球目前尚不足以與歐美洲強隊抗衡。射門技術是水球運動的一項基本技術，同時又是一項關鍵技術，并且是水球運動中最復雜、難度最大的技術，特別是水球運動迅猛發展的今天，激烈對抗越來越強，在勢均力敵的比賽中，射門成功率的高低常常成為決定勝負的關鍵，許多比賽只以一球定勝負，從而對射門技術提出更高的要求。本研究試圖應用運動生物力學的研究方法，分析射門動作的主要環節，掌握影響射門技術的主要因素，揭示射門動作技術的基本規律和特點，為有針對性的進行訓練和改進技術動作提供科學、客觀的依據。

1研究對象與方法

1.1研究對象

試驗對象為現役我國女子水球國家隊8名運動員。平均身高達174.6cm，其他具體人體測量學數據如表1。

1.2研究方法

運用三維高速錄像與解析系統對上述8名運動員罰球時大力射門動作技術運動學特征進行研究。

1.2.1錄像系統

采用錄像系統(包括兩臺錄像機及一個三維標定框架)，錄像拍攝頻率為50fps。三維標定框架置于水中罰球線位置，標定框架的尺寸為2m×3m×2m，近一半的框架位于水面下，水面上共有12個標定點，能較好的使整個動作范圍位于框架標定空間內。

1.2.2射門動作過程

射門動作于2006年1月11日在廣西游泳中心水球訓練館進行。實驗現場布置如圖1。

錄像機如圖架設完畢后，用三維標定框架對運動范圍進行標定?？蚣鼙荒瞄_后，受試者在同一位置進行射門。正式射門前，受試者進行足夠數量的射門練習(以需要為準)。正式射門時，運動員進行大力射門，同時進行錄像三個大力射門動作。然后對下一名運動員進行如上程序的射門試驗。

1.2.3錄像解析過程

根據教練員目測，選取三次射門中最好的一次動作進行解析。每個射門動作定量分析水球離開水面至出手后3幅所有畫面。錄像分析采用視訊錄像分析系統。解析點為：頭頂點、胸骨下緣、左右肩、持球臂肘、持球臂腕、持球側手及水球。

1.2.4運動學數據的計算

本研究中數據采用“視訊運動圖像采集與分析系統”進行解析，應用Qtools及Execl軟件進行數據計算及統計學處理。

本研究對關節角度的定義如下：

軀干扭轉角度：某一動作過程左右肩連線在水平面的投影轉過的角度。用來衡量身體扭轉程度。

肘關節屈伸角：前臂與上臂間夾角。

腕關節屈伸角度：前臂與手之間的夾角。

關節角度運用Q-tools軟件計算后，導入EXCEL進行計算分析。

2結果與分析

根據射門動作的運動學特征及其目的任務，可將射門動作分為兩個動作階段。

首先是超越器械階段。該階段運動員從水中提起水球，展開肩部，重心前移，球及持球臂位于軀干后方，形成背弓。該階段以球與頭水平距離最遠時刻結束，該時刻為運動員最大超越器械時刻。

第二階段是大力向前揮臂射門動作階段。該階段是受試者射門動作的關鍵階段，受試者肩、肘、腕肢體各環節依次加速與制動，使末端環節(手尖)產生極大速度，最后轉化為球的動能。

下面對受試運動員射門過程兩個階段的動作技術根據實驗結果進行說明與分析。

2.1超越器械階段動作技術分析受試者在超越器械結束時(相對向后引臂到極限點時)，腕關節成角平均約為153.4°肘關節平均約為105.8°。其中腕關節角度與Brucec.Elliott和JulieArmour所研究的女子運動員158°接近，但是肘關節卻比其研究結果(85°)多出20°，接近他們當時研究的男運動員(107°)水平[5]。

受試者在相對向后引臂最大幅度時，球置于頭上方平垂直距離均約0.173m，明顯比Brucec.Elliott和andJulieArmour所研究的女子運動員(0.13m)大，接近了當時他們研究的男運動員(0.19m)[5]。這與受試者身體自然情況有關，為消除身高因素影響其距離，求得球與頭在垂直方向上的距離與身高的比值，平均為0.099。在水平方向上頭與球的距離平均約為0.45m。為消除臂展因素影響其距離，求得球與頭在水平面上的距離與臂展的比值，平均為0.249(表3)。從表中可以看出，中國女子水球運動員在射門技術超越器械階段相對向后引臂到最高點時肘關節角度及這兩個指標更接近當時國外水球男子動作幅度，但腕關節角度相對當時女子指標還小。

本研究測算了受試者軀干扭轉角度。發現受試者身體向后扭轉平均約24.42°。而在大力向前揮臂動作階段時，身體平均轉過了101.8°(表2)。

受試者軀干扭轉動作的幅度可在一定程度上說明其超越器械的程度與技術特征。從表中數據可以看出，高翱、鄭穎和莫鳳敏軀干在超越器械階段向后扭轉幅度很小，而其他5名選手的扭轉幅度則非常大。造成這種差異的原因在于運動員初始位置不同，觀察她們的技術圖像可以看出，高翱剛開始拿球時身體已經側對球門，而馬歡歡的初始身體為面對球門。根據肌肉工作的生物力學原理可知，肌肉被動的離心收縮可以在拉長的肌肉中儲存彈性勢能，并產生牽張反射，進而在后繼向心收縮過程中轉變為動能，加快動作速度，提高動作質量。因此，面對球門的初始姿勢可以使軀干有充分后旋的空間，肌肉被動拉長，有利于提高軀干向前扭轉射門過程的動作速度。而側對球門的運動員軀干肌肉沒有或很少拉長，后繼的射門動作則只有肌肉向心收縮產生的力量。但是，側對球門運動員由于沒有軀干后旋動作，使得整個射門動作的時間短，可使對手來不及防守，出其不意而得分。

從表3數據還可以看出，受試者軀干向前扭轉角度的差異并不明顯。這說明，不管是側對球門還是面對球門，運動員軀干都將盡量大幅度向前扭轉，增加投擲用力的距離，從而增加出手速度。

2.2大力向前揮臂射門動作階段

此階段是受試者射門動作的關鍵階段，是受試者肩、肘、腕肢體各環節依次加速與制動,使末端環節(手尖)產生極大速度的動作過程，并最終轉化為球的動能。該動作類似人體鞭打動作。上肢鞭打動作的主要目的是使末端環節獲得最大的速度。為了達到這一目的,軀干和上肢各環節不但要盡力向投擲方向運動,而且必須協調配合。因此,運動員在做鞭打動作時,各肢體的運動形式必然表現出一定的配合特征即時序性。如圖6所示受試者高翱的數據圖，可以看出,該受試者肩、肘、腕依次加速，制動，使得動量依次通過上肢各環節最后傳遞到球，發揮出較高球速。如果這個時序性被打亂，必將影響最后球的出手速度。這個時序性，不僅與各個轉動中心出現最大速度的時間先后有關，還與其時間間隔相關。如表4所示，研究發現孫雅婷時序性好，且各環節出現最大速度間隔大，表明其作用時間長，最后出手速度也最大。而只有受試者于雪肩最大速度出現在肘最大速度之后0.02s?？赡苓@個原因使得其出手速度較其他受試者都低。這也說明了鞭打動作個環節依次加速、制動的時序性的重要性。

從表4中還可以看出,各環節動作達到最大速度的時間間隔非常小，都小于0.1s，這與其他研究者的結論[7]是一致的。這提示我們上肢鞭打動作各環節的配合需要十分的精確。因此對這些項目的運動員不但要進行肌肉力量的訓練,還要有專門的方法訓練各環節的動作協調與配合[7]。本研究建議受試者于雪可專門訓練動作的協調與配合。

本研究統計了受試者手尖最大速度出現時刻與出手時刻的時間差，平均為0.015，有四個受試者是在出手時同時手尖達到最大速度。

本研究還統計了受試者出手前軀干在垂直軸上的位移范圍，平均為0.269m(國外可達0.5～0.8m)[5]，通過對受試者軀干在垂直軸上的位移與出手速度進行相關性研究，發現其相關系數為-0.072。說明對于高水平運動員，球的出手速度與身體在垂直方向上的位移不存在明顯的相關性。這個結論與BrucecElliott和andJulieArmour所研究的結論一致，表明出手速度與身體在垂直方向上的位移無明顯相關性。但是鑒于身體在垂直方向上的位移越大，越容易越過防守對方，加大射門的威脅，所以本研究還是建議在不影響球速的條件下盡量增加身體在垂直方向上的位移。

在出手前0.22s階段內，本研究發現孫雅婷與其他幾個受試者腕關節表現不一樣，如圖7所示，孫雅婷在出手前0.04s時明顯有一個壓腕動作，即腕關節角度從原來的伸的狀態變到曲的狀態，而其他受試者都沒有做到這點，其腕關節都是始終是伸的狀態，雖然也有壓住腕的動作，即腕關節角度始終是處于伸狀態，其角度是在增加，但是只能描述成是頂住腕，而沒有出現有扣腕動作，其中受試著莫鳳敏在出手前0.08s已經達到最大值，之后開始減少，似乎表明該受試者在射門前0.08秒時塌腕了[3],在水球的訓練中要求運動員在出手時要壓腕，最后是手尖撥球，類似于投擲鉛球時的撥球動作，但本研究所的的數據表明除孫雅婷外其他受試者沒有充分用到腕關節來加速球，沒有完全把動量傳遞給球，使得球沒有達到可能的最大速度。

研究統計了受試者出手速度平均約為18.82m/s。這個水平已經接近BrucecElliott和andJulieArmour所研究的男子水平(19.1m/s)，他們研究的女子水平為14.7m/s[5]，但此數據是1988年的。從國際泳聯的官方網站上看到，2005年國際最高水平接近22m/s。

3結論

1)水球大力射門動作技術特征為鞭打類動作。因此可將鞭打動作的基本理論作為水球射門動作技術的理論基礎。

2)超越器械階段，軀干躍起高度雖然與出手速度無相關性，但是為加大射門威脅，提倡盡可能加大躍起高度。面對球門的初始姿勢可影響到軀干肌肉完成拉長－縮短活動，軀干向前扭轉的速度。

3)大力向前揮臂射門動作階段，該階段是鞭打動作的實現關鍵階段，動作的好環很大程度上決定了出手速度。該階段個動作時序性很重要。出手時的壓腕動作很重要，它是用力的最后一個環節，與投擲鉛球的“撥球”動作類似。

4)受試運動員為中國國家隊現役隊員，從對測試結果的分析顯示她們射門動作技術已具有較高水平，但也存在許多不足，主要表現為：①普遍存在射門時躍起位移小，射門威脅不大。②小部分受試者鞭打動作時序性不好，影響了出手速度。③大部分受試者出手瞬間末端環節沒有發上力，扣腕動作沒有做好，只是把球推出去。

參考文獻：

[1]盧德明，等．運動生物力學測量方法[M]．北京：北京體育學院出版社，2001．

[2]郭慶龍，等．水球訓練[M]．北京：北京體育學院出版社，1993．

[3]PeterJCutincandDennisRBledsoe．PoLo:TheManualforCoachandPlayer[M]．SwimmingWorldPublcations，1976．

[4]Brucec.ElliottandJulieArmour．,Thepenaltythrowinwaterpolo:acinematographicanalysis[J]．JournalofSportSciences，1988,6：103-114．

[5]劉吉，等．中國水球運動史[M]．武漢：武漢出版社，1996．

[6]劉卉．上肢鞭打動作技術原理的生物力學研究[J]．體育科學，2004，24(11):30-36．

[7]天川．中國女子水球運動發展初探[J]．四川體育科學，2005(2):53-56．

篇8

【摘要】 目的 比較復合樹脂修復I類洞型后在不同牙合力情況下，定量研究牙合力因素對牙體組織及修復體應力大小和分布的影響，分析其可能對牙體組織和修復體造成的損害。方法 以復合樹脂修復后的下頜第一恒磨牙I類洞型為研究對象，采用有限元法，通過螺旋CT掃描技術建立三維有限元模型，在同一模型牙合面分別進行模擬加載，比較不同載荷情況下牙釉質、牙本質、修復體的最大Von Mises應力及最大主應力的分布情況。結果 無論在垂直加載還是在側向加載情況下，隨著牙合力增大，牙釉質、牙本質、修復體的最大Von Mises應力及最大主應力值均增大。牙釉質、修復體的最大應力值明顯大于牙本質的最大應力值。垂直加載情況下，牙釉質、修復體的應力較小，以壓應力為主且分布均勻，而側向加載(由舌向頰)情況下，牙釉質、修復體的應力分布不均勻，在牙釉質與修復體舌側交界處拉應力明顯增高。在修復體內，最大應力值位于修復體表面，越往下應力值越小。結論 1.三維有限元分析法是一種簡捷有效的生物力學分析方法；2臨床上應注意修整窩洞形態及對牙合牙牙尖形態，使作用于患牙上的牙合力較小且方向盡量平行于牙體長軸。提高復合樹脂與牙釉質的粘結強度可以大大降低復合樹脂修復的失敗率。

【關鍵詞】 Ⅰ類洞型 復合樹脂 牙合力 三維有限元

Abstract Objective Quantitatively studied the effect of power and distribution of tooth tissue and dental prosthetic restoration stress by jaw force factors in different jaw force after restored by composite resin and analyzed the possible damage of tooth tissue and dental prosthetic restoration caused by them. Methods The first permanent mandible molar that was restored by composite resin chosen to the study and the finite element analysis was used. Establishing three-dimensional finite element model by spiral computed tomography and gave stimulant loading in occlusalf surface at the same model. The maximum Von Mises stress and maximum main stress distribution of adamantine layer， dentin， and dental prosthetic restoration in different load were compared. Results With the jaw force increased， the maximum Von Mises stress and Maximum main stress of enamel， dentine and dental prosthetic restoration was increased whatever loaded at vertical or lateral direction. The maximum main stress value of enamel， and dental prosthetic restoration were more than dentine obviously. In the situation of loaded at vertical direction， the stress of enamel， and dental prosthetic restoration was lower， but the stress of enamel， and dental prosthetic restoration distributed uneven in the situation of loaded at lateral direction and tensile stress increased obviously at borderline between enamel and dental prosthetic restoration in tongue side. In dental prosthetic restoration， the Maximum stress laid the surface of dental prosthetic restoration and decreased at lower place. Conclusion 1.The Finite Element Method is a simple and effective biomechanics analysis methods.2.It should be paid more attention on repairing cavity and jaw dental cusp and the jaw force on the bad tooth should lower and parallel long axis of tooth. Improving sticking intension between composite resin and enamel can decrease fail rate of composite resin restoring.

Key words ClassⅠcavity Composite resin Jaw force Three-dimensional finite element

磨牙擔負著咀嚼的主要任務，第一恒磨牙萌出早，溝、裂、點隙又多，容易齲壞，上下頜第一恒磨牙的位置和關系，對建立正常咬合起重要作用，故保留和治療上下頜第一磨牙很有必要。拔牙后也應及時修復，以免鄰牙向缺隙處傾倒，影響正常的咬牙合關系。I類洞型是牙體齲壞后制備的常見洞形。復合樹脂具有色澤好，無汞害、與牙體組織有粘結性，可以進行保守的牙體預備等優點，應用日漸廣泛。本研究中選擇復合樹脂作為修復材料，從生物力學角度出發，采用三維有限元法，定量研究牙合力因素變化對牙體組織及修復體應力大小和分布的影響，分析其可能對牙體組織和修復體造成的損害。所謂有限元法，就是將連續的彈性體分割成有限個單元，以其結合體來代替原彈性體，并逐個研究每個單元的性質，以獲得整個彈性體性質。簡言之，就是化整為零分析，積零為整研究。

1 材料與方法

1.1 三維有限元模型的建立和處理

1.1.1 實驗模型的選擇：選用成人頭顱下頜骨，其左下頜第一恒磨牙牙體完整，磨耗少，牙冠解剖形態正常，牙冠長、寬、高及牙根長度接近正常［1］，經X線攝片確定為3個根管(近中頰根管、近中舌根管和遠中根管)的雙根牙(近中根和遠中根)。在左下頜第一恒磨牙上制備直徑3.0 mm、深4.0 mm的I類洞型，用氧化鋅丁香油粘固粉嚴密充填24小時后進行CT掃描。

1.1.2 CT掃描：采用德國西門子公司Somaton Volume Zoom CT掃描機（掃描條件120kV，186mA，750ms）。應用螺旋CT垂直于下頜第一恒磨牙牙體長軸，從下頜頦部下緣開始，至高于左下頜第一恒磨牙牙冠1.0 mm平面為止進行橫斷面掃描，層厚1.0 mm，共獲得45張斷層影像，將所得影像位圖以醫學圖像通訊標準(DICOM)格式直接從CT機中導出。

1.1.3 CT圖像的處理：將DICOM格式導出的CT影像位圖用Acculite軟件讀取，經篩選共得CT影像位圖20張(其中1～13張為牙根，13～20張為牙冠)，在Acculite軟件中調整窗寬、窗位，增強CT圖像中牙釉質、牙本質、牙髓腔和修復體的對比，最后將選取的CT影像位圖以BMP格式保存。

1.1.4 建立三維實體模型：牙可分為牙釉質、牙本質、牙骨質、牙髓腔和修復體5個部件，由于牙骨質非常薄，且材料性質與牙本質相同，本實驗將其與牙本質一起考慮。本實驗采用的建模方法是先分別建立牙釉質、牙本質、牙髓腔和修復體4個部件的實體，然后再將各部件實體整合在一起，形成完整的左下頜第一恒磨牙I類洞型三維實體模型。下面以牙釉質為例敘述各部件實體的建立過程。

1.1.4.1 左下頜第一恒磨牙牙釉質輪廓線的提?。涸贏utoCAD2000軟件中，以實際尺寸插入CT斷層影像作為參考圖層，插入坐標為(0，0，0)，插入比例為180，旋轉度為0，在新建圖層中以樣條曲線沿左下頜第一恒磨牙的影像輪廓繪出該層的牙釉質的輪廓線。提取輪廓線時要求各層樣條曲線的點分布均勻且位置基本一致。

1.1.4.2 定義坐標，建立二維模型：利用CT標尺位置和比例的統一性，將所得牙釉質輪廓坐標轉化為統一坐標系下的坐標，并將坐標值和CT所在層數轉換為統一坐標系下的三維坐標。在AutoCAD2000中應用移動命令將所畫的只有X、Y二維坐標值的左下頜第一恒磨牙牙釉質的輪廓線轉化成有X、Y、Z三維坐標值的輪廓線。Z值的確定按所在層數-起始層數確定。如此即將CT影像轉換成具有空間坐標的二維模型。

1.1.4.3 三維實體建立：用Rhinoceros軟件將具有空間坐標的二維模型文件打開，以*.IGES的文件格式保存。將*.IGES格式文件導入ANSYS7.0中，首先通過各層的邊界線(即AutoCAD2000中繪制的樣條曲線)生成面，然后將相鄰的兩層通過引導線由蒙皮生成光滑曲面，最后通過面邊界定義體，建立起三維模型。用同樣的方法建立牙本質、牙髓腔和修復體實體。然后將各部件實體以*.IGES格式導入到ANSYS7.0同一窗口中，形成完整的左下頜第一恒磨牙I類洞型三維實體模型。

1.1.5 三維實體模型的網格化：將完整的左下頜第一恒磨牙I類洞型三維實體模型以*.IGES格式文件導入ANSYS7.0以后，軟件識別確定對象，經過ANSYS前置處理:單元類型、材料參數、實體對象確定后進行網格化。建立了具有較好的力學相似性和幾何學相似性的左下頜第一恒磨牙I類洞型三維有限元模型(如圖1～2)，在所建模型上進行對牙體組織及修復體應力大小和分布影響的實驗研究，得到了與國外文獻相似的結果［2］。

圖1 左下頜第一恒磨牙I類洞型三維實體圖(舌側觀)

圖2 左下頜第一恒磨牙I類洞型網格化圖（舌側觀）

1.2 研究內容及參數

本實驗只研究牙冠，根據實驗-方法建立左下頜第一恒磨牙I類洞型的牙冠的三維有限元模型。I類洞型寬3.0 mm，深4.0 mm。采用Solid92單元類型劃分網格，共產生節點25370個，單元17076個。

1.2.1 實驗假設和材料力學參數：a）實驗中各種材料均假設為連續均勻的各向同性的線彈性材料。b)假設復合樹脂修復后與牙釉質、牙本質完全粘結一起。c)邊界約束假設牙齒固定于牙槽骨內，即牙冠底部視為固定面，其在X、Y、Z三個軸的位移等于零。D)實驗加載部位為下頜第一恒磨牙牙合面，加載方向為垂直加載或側向30°加載(由舌向頰)，加載方式為靜態加載，大小為50 N、100 N、150 N。

1.2.2 各種材料的力學參數（見表1）和機械性能參數（見表2） 表1有關材料的力學參數

材料彈性模量(MPa)泊松比參考文獻牙釉質8.41×100.30【3】牙本質1.86×100.31【4】牙髓腔2.070.45【5】復合樹脂1.66×100.24【3】

表2有關材料的機械性能參數

材料抗拉強度(MPa)抗壓強度(MPa) 參考文獻牙釉質10288～400【6】牙本質48232～297【6】復合樹脂41～69170～300【6】

1.3 計算方法

采用ANSYS7.0有限元分析軟件，分別計算出A模型(50N垂直加載)、B模型(50N側向加載)、C模型(100N垂直加載)、D模型(100N側向加載)、E模型(150N垂直加載)、F模型(150N側向加載)牙釉質、牙本質及修復體的最大Von Mises應力及最大主應力。

2 結果

無論在垂直加載還是在側向加載情況下，隨著牙合力增大，牙釉質、牙本質、修復體的最大Von Mises應力及最大主應力值均增大。牙釉質、修復體的最大應力值明顯大于牙本質的最大應力值。垂直加載情況下，牙釉質、修復體的應力較小，以壓應力為主且分布均勻，而側向加載(由舌向頰)情況下，牙釉質、修復體的應力分布不均勻，在牙釉質與修復體舌側交界處拉應力明顯增高。在修復體內，最大應力值位于修復體表面，越往下應力值越小。不同模型牙釉質、牙本質、修復體的應力情況見表3～8。

表3牙釉質在不同牙合力情況下的最大應力值(MPa)

最大VonMises應力最大拉應力最大壓應力A模型(50N垂直加載) 8.012.63-6.31B模型(50N側向加載) 11.386.81-5.62C模型(100N垂直加載)16.025.27-12.62D模型(100N側向加載)22.7613.62-11.25E模型(150N垂直加載)24.027.90-18.93F模型(150N側向加載)34.1620.43-16.88

表4牙本質在不同牙合力情況下的最大應力值(MPa)

最大Von Mises應力最大拉應力最大壓應力A模型(50N垂直加載)0.480.32-0.58B模型(50N側向加載)0.510.37-0.52C模型(100N垂直加載)0.950.64-1.15D模型(100N側向加載)1.020.75-1.03E模型(150N垂直加載)1.430.97-1.73F模型(150N側向加載)1.541.13-1.54

表5修復體在不同牙合力情況下的最大應力值(MPa)

最大VonMises應力最大拉應力最大壓應力A模型(50N垂直加載)5.516.66-9.34B模型(50N側向加載)8.7310.34-7.77C模型(100N垂直加載)11.0213.32-18.68D模型(100N側向加載)17.4720.69-15.53E模型(150N垂直加載)16.5319.98-28.02F模型(150N側向加載)26.2031.04-23.32 表6垂直加載和側向加載情況下牙釉質、牙本質、修復體的最大應力分布情況最大Von Mises應力最大拉應力最大壓應力垂直加載牙釉質牙釉質與修復體牙釉質與修復體牙釉質與修復體交界處交界處交界處牙本質牙本質與修復體底部牙本質與修復體底部牙本質與修復體底部交界面交界面交界面修復體加載點加載點加載點側向加載牙釉質牙釉質與修復體舌側牙釉質與修復體舌側牙釉質與修復體舌側交界處交界處交界處牙本質牙本質與修復體底部牙本質與修復體底部牙本質與修復體底部交界處交界處交界處修復體修復體舌側與牙釉質修復體舌側與牙釉質修復體舌側與牙釉質交界面交界面交界面表7100N垂直加載情況下修復體沿高度方向之各層最大應力變化表8100N側向加載情況下修復體沿高度方向之各層最大應力變化

3 討論

齲病的治療有其特殊性。首先，齲病是一種進行性疾病，牙體硬組織被破壞所致的組織缺損，不可能自行修復，必須用人工材料填補，才能恢復牙齒的形態與功能。其次，牙體組織與牙髓組織關系密切，治療過程中必須盡量少損傷牙體組織，以保護牙髓的健康。如何提高齲病修復性治療的成功率，是牙科醫生共同關心的問題，也是齲病研究的熱點?？谇簧锪W是一門由生物學、醫學、工程力學和數學物理學相結合的前沿科學，是應用力學的方法和理論，研究口腔中細胞、組織器官的力學性質與力學行為。分析口腔功能過程中的各種力學現象與力學過程，可進一步解釋生命活動過程的特點和本質?？谇簧锪W研究的方法可分為實驗應力分析法和理論應力分析法。由于受口腔各組織結構的粘彈性、幾何形態的不規則性、受力的復雜性的局限，實驗應力分析法的應用已日趨減少。理論應力分析法是指用材料力學和彈性理論求得應力分布的理論解答，其代表是有限元法。自20世紀60年代以來，隨著計算機技術的進步，有限元分析法已逐步發展成為工程中廣泛應用的方法。有限元法也是生物力學研究中的重要手段之一。它可對復雜幾何形狀物體建模，求得整體和局部的應力和位移值及其分布規律，并可根據需要改變受載與邊界條件等力學參數，在維持原模型幾何形狀不變的情況下，可方便地對其應力大小和分布的變化進行對比分析。

建立正確的有限元模型是進行有限元分析的基礎，目前國內常用的建模方法有磨片、切片法和CT圖像處理法兩種。前者多采用實物及切片測繪外形及根管尺寸，誤差來源多。包埋料的選擇，圖像的拍攝、處理，邊緣提取等環節都可能產生誤差，難以精確地反映牙齒的實際情況，而且建模過程中要破壞標本［7］。CT圖像處理法采用螺旋CT掃描，無創傷、分辨率高，所得到的斷層信息可較清晰地顯示牙釉質、牙本質、牙髓腔等結構，又不破壞標本的完整性，這是其優點，但目前國內常用的CT建模多采用“拍攝膠片和膠片掃描”這一過程，通過膠片來傳遞數據，容易丟失一些頗有價值的信息［8］。本實驗中將CT原始數據直接以DICOM格式導出，能夠比較充分地利用CT數據，使建立的模型更加準確。在由二維模型向三維實體轉化過程中，有些學者采用在AutoCAD2000軟件中將二維模型拉伸、粘貼建成三維實體，這樣會致實體臺階過多，既不利于實體的網格化，而且分析過程中易產生應力集中現象影響實驗結果。本實驗中相鄰的兩層通過引導線由蒙皮生成光滑曲面，所建模型光滑無臺階，避免了由于建模不準確所致的應力集中，應力分析結果更接近真實情況。

下頜第一恒磨牙牙合面形態細微復雜，給建模工作帶來較大難度。本實驗中對牙合面形態作了一定的簡化處理，但“簡化”過程同時意味著部分信息的喪失，可能對整個模型的幾何相似性和力學相似性造成影響。

本實驗結果顯示垂直加載情況下，牙釉質、修復體的應力較小，以壓應力為主且分布均勻，而側向加載(由舌向頰)情況下，牙釉質、修復體的應力分布不均勻，在牙釉質與修復體舌側交界處拉應力明顯增高。從表2可以看出，牙釉質、牙本質、復合樹脂修復體均具有抗壓不抗拉的特點，這在牙釉質表現得尤為突出，而側向加載情況下，牙釉質受到極大的拉應力。從表3～6可以看出，在牙合 面側向加載100 N的載荷時，牙釉質與修復體界面的最大拉應力達13.62 MPa，超過牙釉質的抗拉強度，這會引起牙釉質相應部位產生細小裂紋，而國外學者的研究已證實牙釉質與修復體交界處的細小裂紋對于復合樹脂充填失敗具有很大的影響。在臨床上經?？梢杂^察到，由于牙合面形態改變而導致異常方向的牙合力不斷作用于患牙上，最終引起齲洞修復失敗。因此在齲洞修復時，應強調對齲洞形態及對頜牙牙尖的調整，使齲洞修復后所受的牙合力盡量與牙體長軸平行。

復合樹脂用于磨牙會有過度的磨耗是許多牙科醫生不愿意在后牙使用復合樹脂的重要原因。本實驗的結果很好地解釋了后牙樹脂修復體常出現表面磨耗很多，而少見修復體折裂的原因。從修復體內應力變化(表7、表8)中可以看出，自下而上越靠近表層應力越大，提示在這種情況下，修復體表層易出現磨耗、破損或折裂現象。耐磨性能是評價復合樹脂質量的重要指標。

本實驗結果顯示在一定的載荷下，牙釉質、修復體的最大應力值明顯大于牙本質的最大應力值，牙釉質與修復體的交界處是應力集中區。這提示我們提高復合樹脂與牙釉質的粘結強度可以大大降低復合樹脂修復的失敗率。無論在垂直加載還是在側向加載情況下，隨著牙合力增大，牙釉質、牙本質、修復體的最大Von Mises應力及最大主應力值均增大。牙釉質、修復體的最大應力值明顯大于牙本質的最大應力值。提示我們提高復合樹脂與牙釉質的粘結強度可以大大降低復合樹脂修復的失敗率。在齲洞修復時，應強調對齲洞形態及對頜牙牙尖的調整，使齲洞修復后所受的牙合力盡量與牙體長軸平行。

參考文獻

［1］王惠蕓.我國人牙的測量和統計［J］.中華口腔科雜志，1959，3:149

［2］Toparli M，Gokay N，Aksoy T.Analysis of a restored maxillary seeond premolarTooth by using three-dimensional finite element method［J］.J-Oral-Rehabil，1999，26(2):157-164

［3］Fenner DN，Robinson PB，Cheung P，et al.Three-dimensional finite elementAnalysis of thermal shoek in a Premolar with a composite resin MOD restoration［J］.Medieal engineering & Physies，1998，20:269-275

［4］Ho MH，Lee SY，Chen HH，et al.Three-dimensional finite element analysis of theEffeets of posts on stresses distribution in dentin［J］. J-Pros-Dent，1994，72:367-372

［5］Arola D，Galles LA，Sarubin MF.A comparison of the meehanieal behavior ofPosterior teeth with amalgam and composite MOD restorations［J］. J-Dent，2001，(29):63-73

［6］Robert GC，william JO，John MP. Dental materials，5thed［J］. St Louis Mo:Mosby，1992.22

篇9

關鍵詞 生物科學;交叉學科;編輯加工

中圖分類號Q-0 文獻標識碼 A 文章編號 1674-6708（2015）131-0034-02

生物科學是研究生物的結構、功能、發生和發展規律的一門自然學科，它既研究各種生命活動的現象和本質，又研究生物與生物之間、生物與環境之間的相互關系，以及生命科學原理和技術在人類經濟、社會活動中的應用。目前，科學的協同作用及相互激勵作用逐漸被人們所認識，隨著各國政府和科學界對生命科學的日益重視，化學家、物理學家和數學家從已經獲取的新的生命信息中，不斷修改、增添各自學科的理論、定義，從而使得一大批生物科學交叉學科蓬勃發展，如生物地理學、生物力學、生物光學、結構生物學、納米生物學、計算生物學、生物信息學、耦合仿生學、合成生物學、生物醫學工程學、系統生物學、生物倫理學等。

加工這類交叉學科的稿件，對編輯人員的業務能力要求較高，如知識結構、科學認知能力、邏輯分析能力、文字表達能力等。尤其是進行規范性編輯加工時，要求編輯具有掌握不同學科行業規范的能力。下面根據生物學與所交叉學科的不同，舉例子說明編輯加工此類稿件的要點。需要說明的是，本文主要介紹稿件中遇到的相關學科內容的加工重點，至于生物學范疇內的基礎知識加工規范，在此不再贅述。

1 與物理學的交叉

生物學與物理學交叉的學科主要有生物力學、生物光學、生物聲學等，這類稿件中，除了對生物學基礎知識的加工外，主要涉及對數學公式、數學符號規范方面的加工。

數學公式和數學符號的特點是字母多（英文、希文等）、符號多（各種運算符號和數學符號）、層次多（上下角標、行列式、矩陣等），因此編輯加工難度較大，且極易出現錯誤。為了使科技類圖書做到標準化、規范化，使數學公式更加簡明、規范、準確、直觀，下面從數學公式和數學符號兩個方面介紹加工要點。

1.1 數學公式

1）數學公式一般以另行居中排為原則。

2）公式前面，如上行末文字是“令”、“為”、“有”、“是”、“得”等字時，其后不加任何標點符號。

3）公式中常用的括號有圓括號、方括號、花括號，三種括號多重使用時，一般是圓括號外套方括號，外再套花括號。

4）一般情況下，如果公式不是特別復雜，則符號說明可在“式中，”之后按接排式的版式排（中間用分號隔開）。

5）公式需加排序號，采用阿拉伯數碼，并用圓括號括起，放在公式右邊行末版口處。

6）公式中的主輔線要分清（一般主線比輔線長），并且主線要與運算符號在同一水平線上。

7）方程組在編排時應盡量排在一面上。

8）編排行列式和矩陣時，應特別注意元素的行列要上下對齊，每一行的間距要均勻一致，行距通常為半個字距;對角矩陣的對角元素所在的列應明顯區分，不能上下重疊，混淆不清。

1.2 數學符號

數學符號的字體以國家標準為依據，主要有大、小寫的區別，白、黑體的區別，正、斜體的區別。

1）未知量的符號，表示變量的字母、變量符號，以及表示點、線段的符號用白斜體。

2）集合符號用黑正體，如集合B。

3）矢量（向量）符號、張量符號、矩陣符號都用黑斜體表示，如力F、張量T、矩陣A。

交叉類稿件的加工中還應特別注意公式里出現的容易混淆的字符，如英文字母的大小寫容易混淆、英文字母O和阿拉伯數字0容易混淆、英文字母a和希臘文字α等。因此編輯在加工時一定要認真、仔細地標識清楚，以避免排版人員在排版時出錯。

另外，一些物理學和數學家的名字也會有常用錯別字，如“傅利葉”應該為“傅里葉”、“笛卡爾”應該為“笛卡兒”。

當然，關于數學公式和數學符號的使用還有很多詳細的要求，以上列出的僅是生物類交叉學科圖書中最容易遇到的問題。

2 與化學的交叉

生物學與化學交叉的學科中，主要任務是對化學式的加工，最容易出問題的主要有以下幾處。

1）單箭頭表示反應單向進行，雙箭頭表示反應雙向進行。

2）化學元素符號用整體，表示反應組分數量的變量符號用斜體。

3）有機化學式中，化學鍵的鍵長要統一。

4）有機化學式中，元素符號和鍵號必須對準。

3 與計算機科學的交叉

隨著后基因組時代的到來，生物學與計算機科學的交叉學科應運而生，包括生物信息學、計算生物學、合成生物學等。這類稿件的加工通常注意以下幾點。

1）會出現數學公式和符號，加工重點見上。

2）有較多的計算機軟件生成圖或者屏幕抓圖，因此加工時一定要注意圖片的清晰度，圖片模糊的話需要作者重新提供。

3）稿件中會出現較多的縮略詞、簡寫，包括計算模型的縮略詞、研究機構的縮略詞、數據庫的縮略詞等，因此加工時要注意這些縮略詞是否前后一致;同時要盡量保證這些縮略詞的拼寫正確。例如，“GenBank數據庫”不能寫成“GeneBank數據庫”。

4）稿件中有時會出現一些代碼程序，特別注意，這時不能根據我們已有的編輯加工知識去隨意修改，因為代碼有其本身固有的格式。

4 與醫學的交叉

生物學與醫學的交叉學科包括生物醫學工程學、生物醫學影像學、生物制藥、醫學細胞生物學等。這類稿件的加工難點主要是一些常見醫學術語的規范。例如，“羅音”應該為“音”、“愛滋病”應該為“艾滋病”、“抗菌素”應改為“抗生素”、“心肌梗塞”應改為“心肌梗死”等。

4.1 與環境科學、地理學的交叉

生物學與環境科學、地理學的交叉主要涉及一些生態學科類的圖書，如水資源、森林資源、農業氣候資源等。這類稿件的加工中，除了涉及生物學的基礎知識外，加工的重點主要為地圖、插圖類問題和數據錯誤。

1）地圖、插圖類問題。

（1）島點差錯（漏標主要島點）。

（2）界限畫法錯誤（國界、未定界）。

（3）注記差錯（級別、字色、錯別字）。

（4）區域設色差錯（如臺灣底色）。

（5）比例尺差錯。

2）數據錯誤。

（1）求和、求平均值、計算增長率等錯誤。

（2）正文中的數據與表中的數據不一致。

（3）同一個數據，前后文不一致。

（4）文字描述與數據不一致，如“第一年是272t，第二年是230t，增長了……”。

5 與社會科學的交叉

生命倫理學關注的是生物學、醫學、控制論、政治、法律、哲學和神學這些領域的相互關系中產生的問題。因此其通常會存在較大的爭議。在這類稿件的加工過程中要特別留意是否存在宗教、信仰方面的敏感問題。這類問題可能并不多見，一旦出現就要特別引起重視，屬于政治性差錯的范疇。

另外需要注意的是，在科技類圖書中會出現很多專業名詞，特別是交叉學科的圖書，涉及的專業類別很廣，編輯的知識不肯能面面俱到，如果遇到不太熟悉的專業名詞，一定要核查準確，確定是錯誤的字、詞才可以改動，絕對不能妄改。關于專業名詞，可以在全國科學技術名詞審定委員會網站上進行核實。

隨著我國科學技術的不斷進步和發展，科技類圖書承載“介紹新知、推廣技術、傳播資訊、傳承文化”的使命不斷增強。因此，科技類圖書的編輯應當密切跟蹤相關學科發展前沿，以此為基礎增強科技類稿件的科學性，判斷稿件的真理性，提高稿件的邏輯性。作為聯系作者與讀者的橋梁，科技類圖書的編輯要著力拓寬自己的知識領域，只有這樣才能編輯加工出高質量、高水平的科技稿件。

參考文獻

[1]張祖權.科技文獻中插圖編輯加工芻議.科技期刊編輯研究文集（第四集），1996.

篇10

【摘要】 采用半椎板切除治療椎管內腫瘤,較之全椎板切除，對脊柱的損傷小,術后行椎管重建后不僅保持了椎管的完整性 ,而且完全符合脊柱穩定的解剖學基礎與生物力學基礎 , 使脊柱的穩定性得到了較好的保持，研究表明:經一側半椎板入路半椎板或部分半椎板切除后椎管重建 ,能夠在不影響切除腫瘤的情況下 ,將損傷降低到最小限度。椎管重建的不斷發展為處理椎管內腫瘤提供了可靠的保障。

【關鍵詞】 椎管內腫瘤 半椎板切開 椎管重建

1 椎管內腫瘤

椎管內腫瘤約占中樞神經系統腫瘤的 15% ,而硬脊膜下脊髓外腫瘤所占比例約為 60%～70% ,以神經鞘瘤和脊膜瘤多見，這兩種腫瘤均為WHOⅠ級, 單發者手術全切可以治愈［1］。硬膜外的主要是轉移性腫瘤,多為惡性,所占比例較小。手術切除是椎管內腫瘤的唯一有效的治療方法。椎管內腫瘤大多是良性腫瘤,因此手術切除可獲得痊愈。

2 半椎板手術切除椎管內腫瘤

對椎管內腫瘤的手術治療，在1887年由Gowers和 Horsly首先開展。全椎板切除術是椎管內腫瘤常規手術方法,術中需切斷棘上韌帶、棘間韌帶 ,切除棘突及雙側椎板,有時還需切除部分關節突,對脊椎穩定性造成了較大的破壞,往往導致術后遠期椎體滑脫及脊柱畸形。而且,咬骨鉗反復操作咬除椎板過程中容易產生對脊髓的機械損傷或刺激。全椎板切除不僅破壞了椎管的管性結構,而且還使硬脊膜與肌肉創面形成粘連［2］。局部軟組織粘連、癱痕形成可導致醫源性椎管狹窄癥。

半椎板手術切除椎管內腫瘤能較好的保持脊柱的解剖結構［3］。其對脊柱的穩定性影響較小，手術的創傷小，并發癥少。手術后病人恢復的時間較快，術后癥狀消失快，生活質量有了較大的提高，半椎板手術的缺點是暴露有限。由于半椎板切開,棘突留在原位,對視線及操作均有一定的影響。手術咬除椎板到關節突關節的內側,寬度只有 1.5 cm左右,手術的空間狹小。根據我們的經驗,頸段椎管最寬,可暴露的寬度達 2 cm。其次是腰椎,胸椎由于肋骨及橫突關節的影響,半椎板暴露的寬度最窄。但多數硬膜下和硬膜外的占位病變體積較小,且偏向一側生長,因此這一寬度已經足夠。手術中可以完整地暴露硬脊膜［4］。由于手術空間狹小,不要勉強完整的切除腫瘤,以免損傷脊髓或是神經根。椎管內腫瘤半椎板手術適用于體積較小 (一般小于2 cm,而且腫瘤多限2～3個椎體 ) ,腫瘤大部分偏向一側生長的髓外硬脊膜下腫瘤,以神經鞘瘤為最佳?？傊捎冒胱蛋迨中g切除椎管內腫瘤,脊柱的解剖結構和穩定性完全符合神經外科微創理念,而其在避免了全椎板切除的同時,還為病人節約了內固定材料的費用。根據我們的經驗，椎管內大部份的腫瘤均可經半椎板切開進行顯微手術治療。對于半椎板入路應以病灶側或病灶中心側為手術切口進入 ,術中應在骨膜下分離椎旁肌 ,保留棘上、棘間韌帶與棘突 ,開窗側盡量保留關節突;開窗范圍可達 1.5～2.0cm，棘突基底部可楔形咬除或磨除 ,盡可能增加手術視野,保留脊柱的解剖結構完整性。適用于背側或外側的髓外腫瘤,及病灶小、邊界清的髓內腫瘤。但對于腫瘤大、與脊髓粘連緊密或髓內無邊界浸潤生長的腫瘤 ,為減少對脊髓和神經的損傷 ,仍然需要采用全椎板入路。

3 椎管重建

3.1 椎管重建的發展：在椎管內腫瘤切除中行椎板截骨原位再植術，即椎管重建，可進一步恢復脊柱的穩定性，并將發生手術并發癥的機會降到最低。采用半椎板或次半椎板切除術行脊髓腫瘤切除，其對于防止椎體后方支持結構的削弱已經是一個有力的措施，但該術式僅適用于啞鈴型或偏一側的較小腫瘤。如遇腫瘤較大，只能行瘤內分塊切除或刮除腫瘤，若腫瘤血供豐富，將很難保持清晰術野，使靠近脊髓一側的操作帶有一定的盲目性；對下腰段的腫瘤，剪開硬脊膜，釋出腦脊液后，腫瘤會隨附著的馬尾神經根漂移，過小的骨窗會導致腫瘤定位及切除操作的困難，增加神經牽拉和誤傷的機會，從而使術后脊髓、神經根癥狀加重，影響手術效果，有違微侵襲手術的初衷。臨床上發現半椎板術后行椎管重建更加符合微創手術的標準。關于經半椎板入路術后椎板重建的手術方式 ,國外報道甚少 ,2003年國內趙愛國等人［5］始有類似報道 ,就其手術方法而言 ,術中切除了一側的椎板及棘突術后回植的方法 ,大大減輕了對椎管穩定性的破壞 ,但對于“微創”的概念而言, 創傷仍然不小。Banczerowski等采用的單側部分半椎板切除并術后回植重建椎管的做法幾乎達到了“無創”的效果［6］。

3.2 脊柱穩定的理論基礎：脊柱是人體主要的支持結構 ,在維持人體的穩定以及運動方面發揮著重要的用。脊柱解剖結構的完整性是維持其生理功能的基礎。脊柱穩定性定義為:在生理載荷情況下,保護神經結構的功能單位既無異常的應變 ,亦無過度的活動。1983Denis［7］提出了脊柱的三柱理論的概念,為進一步理解脊柱的生物力學特點奠定了基礎，即前縱韌帶、椎體的前半部分和纖維環的前半部分組成前柱，后縱韌帶、椎體的后半部分以及纖維環的后半部分組成中柱，由椎弓根、黃韌帶、關節囊和棘間韌帶組成后柱。生物力學證實后柱和中柱共同承受60%的載荷。在后柱中,關節突除引導節段的運動外,還承受壓縮、 拉伸、 剪切、 扭轉等不同類型的負荷,對脊柱的運動有重要的影響。韌帶主要承擔大部分的牽張負荷,它可以限制脊柱運動在一定的范圍內,同時它可以通過限制位移,吸收能量來保護脊髓免受損傷。傳統認為單純后柱結構缺失、無小關節突損傷的情況下對脊柱尤其胸腰段的穩定性影響甚微。但實際上，椎板切除后,脊柱整體穩定性明顯減弱,椎管后壁骨性結構缺失使硬脊膜囊和脊神經根完露,日久因局部纖維化和瘢痕組織增生可形成醫源性椎管狹窄癥,從而出現新的癥狀和體征［8］。景治濤等發現兒童椎管內腫瘤術中椎板切除范圍>3個易發生脊柱畸形。陳贊等認為切除過多的椎板勢必影響脊柱的穩定性,甚至導致脊柱后凸畸形,造成醫源性脊髓壓迫損傷。

3.3 椎管重建的意義：手術對脊柱部件的切除必然要影響脊柱的穩定性,手術后脊柱節段運動的增加與手中切除脊柱的部位以及切除的范圍直接相關。傳統的手術對脊柱的穩定性破壞較大 ,必然對病人的脊柱功能造成影響。而椎管重建保持脊柱后柱骨與韌帶的連續性,為維持脊柱的穩定性提供了解剖基礎。同時,椎管重建保持椎管的完整性,避免椎管后方結構缺失而引起的椎管內神經粘連,保護了神經功能,進一步保持脊柱的穩定性。

以往的椎板切除術后 ,患者脊柱后柱的完整性遭到很大破壞,椎管后部喪失了椎板、黃韌帶形成的天然阻隔屏障 ,創傷修復過程中形成的瘢痕可直接突入椎管內,與硬膜、神經根粘連,引起腰腿痛癥狀復發。Scheuerma等(1951年) 和 LaRoc-ca等 (1974年)的實驗中用明膠海綿用于椎板切除術后預防硬膜和神經根周圍的瘢痕粘連的材料收到了較好的效果,但以后不少學者的實驗均證明明膠海綿植入后可達到止血的目的,卻不具備良好的屏障作用,不能有效隔離成纖維細胞與血腫達到防粘連效果。硅膠、透明質酸鈉、幾丁糖、膨體聚四氟乙烯、聚乳酸膜、ADCON-L、自體脂肪、筋膜、異體硬脊膜等材料及 Gerzten等對動物模型在椎板切除術前、后施行低劑量外部照射 ,可顯著降低硬膜外瘢痕粘連的范圍及程度。這些用于臨床防止術后硬膜和神經根周圍的瘢痕粘連 ,雖然都取得了不同程度的效果 ,但是都存在不同的并發癥［9］。由此,可以看出單純用材料解決椎板切除術后硬脊膜周圍粘連的問題非常困難。椎管重建使得椎板切除術后恢復脊柱后柱及椎管的完整性 ,有效的解決了椎板切除術后硬膜周圍瘢痕粘連的發生 ,提高了手術效果。椎板回植椎管重建主要適用于椎管內占位病變，尤其是胸腰椎椎管內原發性腫瘤，還可用于退行性腰椎管狹窄癥、腰椎間盤突出癥合并發育性腰椎管狹窄、腰椎間盤中央型突出鈣化等。對轉移性腫瘤和合并感染的患者則不宜使用該方法。

3.4 方法和材料：在椎管重建的發展過程中，許多作者首先嘗試了不同的截骨工具。Raimondi等對胸腰段腫瘤用高速氣鉆進行椎板切除重建,Perkinson應用普通線鋸進行椎板切除重建,但兩種方法截骨時造成骨的丟失過多,在進行回植時不易恢復原有的解剖結構,對于兒童由于脊柱骨更小,這一缺點顯得更加突出。而且,普通線鋸存在表面粗糙與容易損傷脊髓神經的缺點［10］。高速銑刀可以迅速方便的銑開椎板,節省時間的同時明顯減少傳統咬除椎板過程造成的出血，由于椎板與硬脊膜之間極少粘連,又可完全避免線鋸開窗導致的硬脊膜破損、脊髓、脊神經根損傷。因為銑刀頭的墊片厚度小于椎板鉗和咬骨鉗的厚度,故理論上不會對脊髓造成比傳統咬骨方法更大的損傷。T型鋸是一種新的截骨工具 ,直徑僅有0.54mm，相當于一根椎板鋼絲,而且非常柔韌,表面光滑,穿入時有塑料外套保護,操作過程相當于進行開放的硬膜外導管穿刺,因此,從椎管內穿出時非常安全,不易損傷硬脊膜和神經。1999年日本的Tomita ［11］最早使用T型鋸進行脊柱腫瘤手術,對脊柱腫瘤進行了大塊切除,切除更為徹底，由于T型鋸造成的骨量丟失非常少,截下的椎板可以原位解剖重建,且位置穩定。Kawahara ［11］和Tomita等首先將這一技術用于椎板大塊切除原位精確回植重建,進行椎管成形,對椎管內腫瘤治療獲得了非常理想的療效。

由于治療角度和對象的不同，國內骨科醫師較神經外科醫師更早注意研究和探索重塑脊椎后柱結構及穩定性的理論和方法。早期,常采用椎板單開門技術結合棘突打孔絲線固定治療包括椎管狹窄在內的部分脊椎病變，此技術雖然可以使椎板棘突解剖復位，但因術中椎板阻擋嚴重影響腫瘤暴露而無法應用于椎管內腫瘤切除術。近年來,頸椎后路鋼板螺釘固定技術廣泛應用于頸椎管后部結構的固定,這其中包括側塊螺釘和椎弓根螺釘的使用。綜觀骨科醫師在此方面所做的努力主要集中在應用特殊固定器械重塑后柱的穩定性,并非真正意義的椎管后部結構的解剖復位，這其中包括藤紅林等在頸胸段脊柱骨腫瘤全脊椎切除術中,采用多種特殊內固定系統重建脊柱穩定性,而最有創意并接近生理解剖復位的嘗試應屬營風增等采用頸椎后路單開門技術結合微型鈦板-鈦釘固定治療頸椎病的方法。

由于椎板寬度、大小、椎板側塊后表面的弧度因人而異，解剖變異較大,因此難以采用恒定的固定材料對游離的椎板棘突復合體進行牢固同定。既往采用的絲線、生物膠固定法,理論上也無法達到脊柱應力狀態下的堅強固定。如何尋找一種既具有一定強度,又能方便塑形 ,操作簡單可靠,術后MRI檢查不受影響的理想固定材料呢？臨床上普遍使用的專用顱骨修補鈦板、鈦條、鈦釘基本符合了上述標準。近年來,我們應用高速磨鉆、銑刀開窗，將相應椎板及棘突完整取下，再選用相對較厚進口鈦條,結合6mm防自脫的專用鈦釘重建椎管的解剖結構，可以獲得理想的固定效果,隨訪期間未見置入材料的脫落、松動和移位。

4

椎管重建的展望

綜上所述,在情況允許的椎管內腫瘤切除手術中,選用半椎板切除術并使用椎管重建的方法不僅符合脊柱解剖學原理及生物動力學原理,而且也符合越來越被人們推崇的微創的理念。在不影響切除腫瘤的前提下保持了脊柱的穩定性,維護了椎管的完整性,創傷小、疼痛輕、術后臥床時間短、恢復快。而且從遠期效果講,可以避免傳統椎板切除手術創傷修復過程中形成的瘢痕突入椎管內與硬脊膜、神經粘連而帶來的疼痛或神經功能缺失等一系列癥狀。在椎管內腫瘤切除術中，我們正使用越來越先進的工具、去發現越來越適合的材料，椎管重建得到了越來越多的應用及開展,其優越性也得到了越來越好的體現。相信,隨著科技的進步和醫學的發展,椎管重建一定會有更好的明天。

參考文獻

［1］ 于士柱, 孫翠云.椎管內腫瘤.中國神經腫瘤雜志，2007,5（1）：3-8

［2］ Lawson KJ , Malycky J , Berry JL , et al . Lamina repair andreplacement to control laminectomy membrane formation in

dogs .Spine , 1991 , 16(6 supp l . ) ; 222 -226.

［3］ Tredway T L, Santiago P, Hrubes, MR, et al . Minimally invasive resection of intradural-extramedullary spinal neoplasms. Neur- osurgery,2006, 58 (1 supp l) : 52

［4］ Pompili A, Caroli F, Telera S, et al . Emanueleminimally invasive resection of intradural-extramedullary spinal neoplasms . Neur- osurgery .2006, 59 (5) : E1152.

［5］ 趙愛國 ,衡雪源 ,費昶等. 半椎板切開回植治療椎管腫瘤. 中國臨床神經外科雜志 , 2003 , 8(6) : 459-460.

［6］ Banczerowski P , Vajda J , Veres R. Removal of intraspinal space -occupying lesions through unilateral partial approach ,the “hemi-semi laminectomy” . Ideggyogy Sz. 2008, 61(324 ) : 114 -122

［7］ Denis F. The three column spine and its significance in the classification of acute spinal trauma. Spine , 1983 , 8 ( 8 ) :817 -831.

［8］ 鄭偉明,蘇志鵬,吳哲褒等.椎管重建在椎管內腫瘤手術中的應用.2009年浙江省神經外科學術年會，2009：298-300

［9］ 杜秀玉，劉洪泉. 椎管內腫瘤切除術中椎管重建的研究進展. 國際神經病學神經外科雜志，2009，36（1）:45-48

［10］ 閻作勤，董健，馮振洲等.椎板整塊切除后回植椎管成形術在椎管內腫瘤中的應用.復旦學報（醫學版），2005 Jan,32(1):30-32