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

篇1

2011年版義務(wù)教育課標(biāo)要求：對幾何定理的教學(xué)，要以探索與證明的流程來進(jìn)行.對一些基本定理如三角形內(nèi)角和定理、平行四邊形的性質(zhì)定理、三角形中位線定理、三角形相似的預(yù)備定理等，如何有效引導(dǎo)學(xué)生發(fā)現(xiàn)、悟出證明的基本思路，來提高課堂效率呢？經(jīng)過探索、總結(jié)近幾年課改成功經(jīng)驗(yàn)和優(yōu)秀課例得出：基本定理的教學(xué)應(yīng)按照“生成、發(fā)現(xiàn)、分離、復(fù)原與論證”這樣一條基本思路來進(jìn)行.實(shí)踐也證明：基本定理的證明方法和證明時(shí)運(yùn)用的數(shù)學(xué)思想方法，對其相關(guān)定理的教學(xué)起到奠基作用.現(xiàn)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(nèi)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(diǎn)，且a∥b.問學(xué)生：

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

2.若將直線a繞A點(diǎn)順時(shí)針旋轉(zhuǎn)一定的角度θ（不妨讓0

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

4.在圖（2）中，∠θ與哪個(gè)角相等？為什么？（∠θ=∠ACB，兩直線平行，內(nèi)錯(cuò)角相等）.

5.（發(fā)現(xiàn)）問圖2中∠CAB+∠ABC+∠ACB與∠1+∠2有何大小關(guān)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(xué)們想一想，如何運(yùn)用已學(xué)知識來證明如圖3所示的ABC的內(nèi)角和是180°呢？

預(yù)設(shè)引導(dǎo)：（根據(jù)學(xué)生情況可能用到的提示.下同）

①問初中已學(xué)幾何知識中，與180°有關(guān)的知識有哪些？（平角；鄰補(bǔ)角；兩直線平行，同旁內(nèi)角互補(bǔ)）.

②如何將三角形的三個(gè)內(nèi)角轉(zhuǎn)化成一個(gè)平角或鄰補(bǔ)角或兩直線平行后的同旁內(nèi)角呢？請同學(xué)們聯(lián)系前面發(fā)現(xiàn)結(jié)論的過程想一想，該如何做？

2.（復(fù)原與論證）過任意一個(gè)頂點(diǎn)作另一邊的平行線：如

方法①如圖4所示，過B點(diǎn)作BE∥AC的射線BE；

方法②如圖5所示，過B點(diǎn)作BE∥AC的直線EF，注意∠1，∠2分別與哪個(gè)角相等？

方法③如圖6所示，過B點(diǎn)作BE∥AC的射線，并延長AB至F等.

3.反問學(xué)生，對任意一個(gè)三角形，采用上述方法能夠證明它的內(nèi)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(nèi)角和等于180°.證明的基本方法是將其轉(zhuǎn)化為鄰補(bǔ)角或平角或互補(bǔ)角來實(shí)現(xiàn).

平行四邊形的性質(zhì)定理

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

1.圖中四邊形ABCD在小學(xué)稱之為什么四邊形？（平行四邊形）.

2.（發(fā)現(xiàn)）運(yùn)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(jié)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(yù)設(shè)引導(dǎo)：

①說明與證明線段相等的已學(xué)知識有哪些？（線段中點(diǎn)知識；等腰三角形知識；全等三角形知識），結(jié)合圖8、已知內(nèi)容，根據(jù)你的理解，哪些知識與本證明問題聯(lián)系不上？（線段中點(diǎn)知識；等腰三角形知識）.

②如何將平行四邊形轉(zhuǎn)化成兩個(gè)全等三角形呢？

3.（復(fù)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(jié)論.

方法②：連接BD，通過證明ABD≌CDB來得出結(jié)論.

4.任意畫一個(gè)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(zhuǎn)化在兩個(gè)全等三角形中來實(shí)現(xiàn).

三角形的中位線

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

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

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

3.（發(fā)現(xiàn)）在ABC中，E，H點(diǎn)分別是AB，AC的中點(diǎn)，那么EH與BC有怎樣的位置和數(shù)量關(guān)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(xué)們想一想，在圖11中，當(dāng)E、H分別為AB、AC中點(diǎn)時(shí)，有EH∥BC，EH=12BC嗎？

預(yù)設(shè)引導(dǎo)：

①你學(xué)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(gè)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(bǔ)的條件嗎？（無）.

因此證明EH要平行BC，就只剩下構(gòu)造并證明某個(gè)四邊形是平行四邊形后，再來得出結(jié)論了.

③在圖11中，如何構(gòu)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(fù)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(diǎn)作CF∥AB，延長EH與CF交于點(diǎn)F，先說明CFH≌AEH，進(jìn)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(diǎn)作AD∥BC，過H（或E）點(diǎn)作HD∥AB，HD與AD交于點(diǎn)D，與BC交于點(diǎn)F，如圖13所示，易得∠FCH=∠DAH，四邊形ABFD是平行四邊形，AD=BF，進(jìn)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.

篇2

關(guān)鍵詞： 足部； 應(yīng)力分析； 跖骨； 有限元； Abaqus

中圖分類號： R6；TB115.1文獻(xiàn)標(biāo)志碼： B

引言

隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)的迅速發(fā)展，近年來，有限元法被廣泛應(yīng)用于生物力學(xué)的研究中.作為生物力學(xué)重要的組成部分，廣大學(xué)者對足部生物力學(xué)進(jìn)行大量研究，如踝關(guān)節(jié)損傷[1]、拇指外翻[2]和扁平足[3]等足部疾病的生物力學(xué)研究.目前，對足部生物力學(xué)的研究大多針對離體標(biāo)本或人工模型，不能量化觀察韌帶和關(guān)節(jié)上的力，也難以得到骨骼內(nèi)部的受力情況，造成研究成果不全面[4].有限元法的引進(jìn)，可以解決這些不能直接在人體上操作的技術(shù)難題.

人類足部的構(gòu)造分為3個(gè)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(shí)，以前足部抓住地面，讓身體前進(jìn).中足部由第一至第五跖骨形成，各跖骨都由韌帶與骨頭部相結(jié)合；體質(zhì)量加上去后，足弓會有某種程度的減少，因此足弓是具有彈力的骨.后足部由跗骨組成，由跟骨、距骨、舟骨，第一、第二、第三楔骨以及骰骨等7支骨再加上強(qiáng)度很高的韌帶所構(gòu)成，對人類直立時(shí)安定感的控制起重要作用.[5]本文主要致力于研究人體足部站立及在碾壓工況下足部的受力情況.

（a）足部骨組織 （b）足部韌帶與關(guān)節(jié)圖 1足部結(jié)構(gòu)

1CAE分析

運(yùn)用有限元軟件Abaqus對足部進(jìn)行應(yīng)力分析，研究足部骨組織的受力情況.先將載荷與邊界條件施加到足部模型上，然后求解靜力分析的控制方程，即可得到足部模型在各節(jié)點(diǎn)的位移和應(yīng)力.靜力分析控制方程[6]如下 KU=F （1）式中：K為剛度矩陣；U為位移向量；F為載荷向量.

1.1幾何模型

運(yùn)用Engauge軟件從CT圖像上提取出某成年男子足部骨組織和軟組織的外形輪廓數(shù)據(jù)[7]，提取時(shí)將足部模型進(jìn)行適當(dāng)簡化：

（1）為減少計(jì)算量，對足部剖面視圖進(jìn)行研究，即建立二維模型.

（2）將足部韌帶與關(guān)節(jié)簡化成線單元.

（3）忽略骰骨和籽骨，將足舟骨與楔骨合為一體.

提取完輪廓數(shù)據(jù)后，將其導(dǎo)入建模軟件SolidWorks，在二維平面上形成一系列的數(shù)據(jù)點(diǎn)，將這些數(shù)據(jù)點(diǎn)按足部輪廓連點(diǎn)成線，形成足部輪廓圖，見圖2（a）.連線成面，建立起趾骨、跖骨、楔骨、跟骨、距骨和脛骨的二維模型.在這個(gè)基礎(chǔ)上將線單元添加到各個(gè)骨關(guān)節(jié)之間，代替足部的韌帶和關(guān)節(jié)，最終建立足部模型，見圖2（b）.

（a）足部輪廓 （b）足部模型圖 2建模過程

1.2單元類型和材料屬性

在有限元分析時(shí)，韌帶組織選擇Abaqus中的二節(jié)點(diǎn)平面線性梁單元B21；骨組織選擇四節(jié)點(diǎn)雙線性平面應(yīng)力四邊形單元CPS4R；由于模型幾何形狀不規(guī)則，故劃分網(wǎng)格時(shí)會產(chǎn)生部分三角形單元CPS3[8].劃分的網(wǎng)格見圖3（a）.足部骨組織與軟組織的單元屬性、單元數(shù)量和材料屬性見表1.

（a）網(wǎng)格劃分 （b）載荷與邊界條件圖 3計(jì)算過程

1.3載荷和邊界條件

本文主要研究人站立時(shí)足部踩在地面所產(chǎn)生的力學(xué)情形，為接近真實(shí)的受力情形，負(fù)載條件是給予負(fù)荷控制.由于成年男子的體質(zhì)量約為70 kg，故給予負(fù)荷控制的方法是在一側(cè)的脛骨上施加由上往下的350 N的力.在跟骨底部選一點(diǎn)進(jìn)行固定約束，約束U1，U2，UR1和UR2；在趾骨底部選一點(diǎn)進(jìn)行位移約束，約束UR2，見圖3（b）；骨組織之間的關(guān)節(jié)連接、骨組織與軟組織之間的連接用接觸定義進(jìn)行模擬[8]，定義接觸行為為bonded.

1.4計(jì)算結(jié)果

定義完后進(jìn)行分析計(jì)算，計(jì)算結(jié)果見圖4.由圖4（a）可知，人站立時(shí)足部受力較大部位為各個(gè)骨關(guān)節(jié)處，其中最大應(yīng)力位于跖骨上，為0.919 MPa.由圖4（b）可知，足部變形最大部位在跖骨和楔骨，變形量為1.19 mm，這是由于跖骨和楔骨在足部骨骼中受力較大、支撐較少.

（a）應(yīng)力分布 （b）位移分布圖 4分析結(jié)果

2不同工況分析

為進(jìn)一步分析研究足部骨骼受力情況，對足部施加碾壓力，受碾壓部位在楔骨上，見圖5（a）.分別模擬人體足部承受100，200，500和1 000 N碾壓力時(shí)進(jìn)行比較分析，分析結(jié)果見表2.建立如圖5（a）所示的穿過各個(gè)骨組織的路徑，以研究足部被碾壓時(shí)各骨組織受力的具體情況.將路徑上應(yīng)力值從Abaqus中提取出來導(dǎo)入origin，見圖5（b）.

（a）施加載荷 （b）路徑應(yīng)力圖 5變工況分析

表 2不同工況下的最大應(yīng)力碾壓力/N1002005001 000最大應(yīng)力/MPa2.6354.77410.35423.572

從圖5可知：（1）足部不同部位所受應(yīng)力明顯不同，趾骨與跖骨、跖骨與楔骨以及距骨與跟骨的關(guān)節(jié)部位所受應(yīng)力明顯較其他部位大，跖骨前側(cè)承受整個(gè)足部的最大應(yīng)力.這是由于足弓下方只有韌帶、關(guān)節(jié)和軟組織起支撐作用，而這些組織的彈性模量遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于骨組織的緣故.（2）在不同工況下，足部應(yīng)力隨之不斷增加，足部承受100 N碾壓力時(shí)，跖骨的最大應(yīng)力為2.635 MPa；當(dāng)足部承受1 000 N碾壓力時(shí)，跖骨的最大應(yīng)力已達(dá)到23.572 MPa.由此可知，足部在受到重?fù)艉蛿D壓等情況下極易受傷，且受傷部位易出現(xiàn)在趾骨上.

3結(jié)論

對人體足部進(jìn)行二維建模，并分析其受力情況，得到以下結(jié)論.

（1）人正常站立時(shí)，足部各個(gè)骨組織中骨關(guān)節(jié)和跖骨受力較大.

（2）人體足部受到碾壓時(shí)，跖骨極易出現(xiàn)損傷，當(dāng)足部承受1 000 N碾壓力時(shí)，跖骨的最大應(yīng)力已達(dá)到23.572 MPa.

（3）本文的研究方法為損傷模擬等生物力學(xué)問題提供一種參考手段.參考文獻(xiàn)：

[1]楊琳， 梁棟柱， 鐘世鎮(zhèn)， 等. 足部生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)研究進(jìn)展[J]. 醫(yī)學(xué)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(zhèn)， 聶晨陽. 人體骨骼生物力學(xué)中有限元分析的研究進(jìn)展[J]. 廣東醫(yī)學(xué)， 2007， 28（9）： 15321534.

[5]周宇寧. 足部三維有限元模型的建立和跗跖關(guān)節(jié)準(zhǔn)靜態(tài)生物力學(xué)研究[D]. 石家莊： 河北醫(yī)科大學(xué)， 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(xué)出版社， 2012： 114.

篇3

關(guān)鍵詞：生物力學(xué) 跳臺跳水 起跳技術(shù)

一、前言

竟技體育的目標(biāo)是“更高、更快、更強(qiáng)”。運(yùn)動員通過不斷 克服自我來提高速度、力量、動作的準(zhǔn)確性。除了刻苦的訓(xùn)練 之外,科學(xué)的訓(xùn)練方法和手段是提高運(yùn)動員成績的有效途徑。提高運(yùn)動技術(shù)訓(xùn)練科學(xué)化水平的重要前提條件就是吸收各學(xué)科最新發(fā)展成果,采用先進(jìn)的測量手段進(jìn)行定量研究。 信息技術(shù)或者計(jì)算機(jī)技術(shù)的廣泛深人應(yīng)用引起了社會的巨大變革,對運(yùn)動訓(xùn)練和體育科學(xué)研究也帶來了前所未有 的機(jī)遇,正在改變體育科學(xué)研究與訓(xùn)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(duì)優(yōu)秀的運(yùn)動員

2、 研究方法

（1）文獻(xiàn)資料法查閱國內(nèi)外關(guān)于高臺跳水起跳技術(shù)的研究現(xiàn)狀，有關(guān)計(jì)算機(jī)模擬的相關(guān)文獻(xiàn)

（2） 計(jì)算機(jī)仿真模擬

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

②新動作設(shè)計(jì)與技術(shù)動作標(biāo)準(zhǔn)化?？梢跃庉?、修改、設(shè)計(jì)新動作，通過該工具還可以讓教練員設(shè)計(jì)出自己頭腦中“理想”的動作，據(jù)此建立標(biāo)準(zhǔn)技術(shù)動作庫，用于教學(xué)與(國際)裁判培訓(xùn)，提高比賽成績。

③技術(shù)動作分析?？梢詫夹g(shù)動作做量化分析，并以圖形方式展示分析結(jié)果。包括位移、速度、力等。在此基礎(chǔ)上，可以對“理想”動作與運(yùn)動員技術(shù)動作做深層次的分析，并給出運(yùn)動員改進(jìn)技術(shù)動作的指導(dǎo)性意見。

④動作編排模擬與設(shè)計(jì)。從模擬的單個(gè)技術(shù)動作中，教練可以挑選出需要編排的候選動作，系統(tǒng)將按照教練的意愿模擬編排結(jié)果，教練員可以從各種編排結(jié)果中挑選最優(yōu)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(shù)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(shù)的發(fā)揮是多方面的，其中起跳技術(shù)是整個(gè)跳水技術(shù)的關(guān)鍵。在動作多周翻騰的方向上發(fā)展的今天起跳技術(shù)，大有改進(jìn)的潛力。當(dāng)前國內(nèi)外選手在跳臺跳水動作的起跳技術(shù)上都采用助跑2～3步單腳起跳、雙腳落地制動緩沖，同時(shí)兩臂上舉，向后彎屈小臂，在蹬地同時(shí)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(shù)動作(簡稱上擺臂式起跳技術(shù))。

設(shè)定人體質(zhì)量不變(同一個(gè)人)，在動作技術(shù)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(jì)算)。起跳瞬間身體軀干姿態(tài)相同，用體操中的下擺臂起跳技術(shù)來模擬跳水的起跳技術(shù)。

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

下擺臂式起跳優(yōu)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(zhì)量也小。而下擺臂動作是上肢進(jìn)行擺動，蹬伸期間整個(gè)上肢重心擺動距離大，參予擺動的質(zhì)量也大，從而獲得較大的蹬踏力。一個(gè)高難度旋轉(zhuǎn)動作的優(yōu)劣，與身體騰空高度相關(guān)甚大，蹬踏力越大，騰空越高，騰空時(shí)間就越長，就越能保證運(yùn)動員在該段時(shí)間內(nèi)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(zhì)量為50 kg、蹬伸階段重心位移0.3 m、蹬伸時(shí)間0.2 s

從技術(shù)要點(diǎn)分析我們把蹬踏力定義為沿腳、髖關(guān)節(jié)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(shù)能獲得更大的轉(zhuǎn)動力矩，當(dāng)踏跳時(shí)間相同時(shí)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(zhì)量分布距人體質(zhì)心較遠(yuǎn)，起跳瞬間的轉(zhuǎn)動慣量大于下擺臂式起跳的轉(zhuǎn)動慣量。根據(jù)動量矩定理(MΔt=I2ω2-I1ω1)，當(dāng)沖量矩不變時(shí)，轉(zhuǎn)動慣量大的角速度必然小，也進(jìn)一步證明了上擺臂式起跳技術(shù)不利于獲得較大的轉(zhuǎn)動角速度。

總結(jié)

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

參考文獻(xiàn)：

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

[3]袁晉純. 運(yùn)動生物力學(xué)研究方法. 廣州體院出版社，1984

[4]國家體委. 競技體操競賽規(guī)則. 1994

篇4

[關(guān)鍵詞]下頜角截骨整形;三維有限元;生物力學(xué)

[中圖分類號]R782.2[文獻(xiàn)標(biāo)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(jì)算機(jī)技術(shù)不斷進(jìn)步,有限元法逐漸成為力學(xué)研究中最為重要的分析方法之一,并廣泛應(yīng)用于工程設(shè)計(jì)制造領(lǐng)域,近年來在生物力學(xué)研究中也得到廣泛的應(yīng)用。由于生物體在幾何形狀和材料性質(zhì)上的特殊性和復(fù)雜性,快速、準(zhǔn)確地建立生物組織結(jié)構(gòu)的三維有限元模型是生物力學(xué)有限元研究的難題,同時(shí)也是進(jìn)行三維有限元分析的基礎(chǔ)。以往的生物力學(xué)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(jié)合方式針對單一組織結(jié)構(gòu)建立具有共性的有限元模型。隨著醫(yī)學(xué)影像技術(shù)的進(jìn)步計(jì)算機(jī)軟件系統(tǒng)的發(fā)展,使用統(tǒng)一標(biāo)準(zhǔn)的數(shù)字化影像文件結(jié)合單一軟件建立三維有限元模型成為可能。本文應(yīng)用薄層CT掃描技術(shù),采用DICOM標(biāo)準(zhǔn)格式導(dǎo)入Mimics軟件處理,最終應(yīng)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(tǒng)發(fā)育正常的健康女性青年志愿者,I類磨牙關(guān)系,牙周健康,無TMJ 疾患。

1.2 試驗(yàn)設(shè)備:①CT掃描機(jī):采用飛利浦Brilliance 64排螺旋CT 掃描機(jī);②試驗(yàn)所用計(jì)算機(jī)系統(tǒng)硬件配置:CPU Core 2 雙核2.8G,4G DDR2內(nèi)存,640G硬盤;③試驗(yàn)用計(jì)算機(jī)操作系統(tǒng):Windows XP Professional Sp3;④試驗(yàn)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(jìn)行固定,進(jìn)行顱頜面(全顱)的軸向斷層掃描,連續(xù)無間隔掃描。掃描基準(zhǔn)線平行于眶-耳平面。層厚0.67mm,掃描參數(shù)為120kV,230mas,掃描矩陣512×512。顳下頜關(guān)節(jié)區(qū)及下頜骨連續(xù)進(jìn)行170 層掃描。所得圖像經(jīng)聯(lián)機(jī)工作站處理DICOM格式數(shù)據(jù)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(shù)據(jù)文件導(dǎo)入Mimics12.0軟件。根據(jù)實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)要求通過對蒙罩(Mask)的分割(segementation)操作,在CT圖像上確定需要進(jìn)行三維成像的組織結(jié)構(gòu)邊界,提取出不含下牙列的下頜骨和顳下頜關(guān)節(jié)窩,設(shè)定參數(shù)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(jìn)行表面網(wǎng)格劃分將會產(chǎn)生單元形狀畸形,單元數(shù)量過多等問題,影響到后續(xù)力學(xué)計(jì)算的速度和結(jié)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(jìn)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(shù)量和質(zhì)量進(jìn)行優(yōu)化。表面三角形數(shù)量由126178減少到18008個(gè),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(yōu)化好的表面網(wǎng)格輸出為Ansys12.0軟件可以識別的Ansys element文件,在Ansys12.0導(dǎo)入該文件,選擇10節(jié)點(diǎn)四面體單元Solid92進(jìn)行三維網(wǎng)格劃分,生成實(shí)體模型,共生成161788單元189057節(jié)點(diǎn)。

材料力學(xué)參數(shù):下頜骨的皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨及其他組織(髁突軟骨、關(guān)節(jié)盤等)均為各向同性、均勻連續(xù)的線彈性材料。骨組織力學(xué)參數(shù)由下頜骨CT值計(jì)算得出。利用頜骨CT值、表觀密度和骨彈性模量之間的對應(yīng)關(guān)系,根據(jù)構(gòu)成骨的像素的灰度值(CT值)來進(jìn)行插值計(jì)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(dǎo)出。根據(jù)以下公式計(jì)算出單元的表觀密度 :

骨組織彈性模量由以下經(jīng)驗(yàn)公式計(jì)算:

由已知水的CT值和表觀密度,皮質(zhì)骨平均CT值和表觀密度,取已知皮質(zhì)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(zhì)骨和松質(zhì)骨的CT值有一定變化,所以測量下頜骨五個(gè)部位,求得皮質(zhì)骨最大CT值平均為1600HU,松質(zhì)骨最大CT值平均為600HU,導(dǎo)入公式(1)和(3)計(jì)算出該模型皮質(zhì)骨和松質(zhì)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(shí)體模型導(dǎo)回,在Mimics的FEA模塊中根據(jù)下頜骨各單元CT值分別賦材料性質(zhì)。

1.5 模型的邊界約束設(shè)計(jì):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(jù)Spronsen等[5-6]的研究結(jié)果獲得咀嚼肌的有關(guān)參數(shù)(見表1)。參考周學(xué)軍等[7]的實(shí)驗(yàn)結(jié)果,獲得關(guān)節(jié)韌帶的參數(shù)(表2),并采用“面-面接觸對” 模擬牙合面和關(guān)節(jié)窩之間的連接。

2結(jié)果

建立了一個(gè)包括下頜骨、顳下頜關(guān)節(jié)、肌肉和韌帶的下頜骨三維有限元總體模型,可根據(jù)實(shí)驗(yàn)不同需要調(diào)用,見圖3。

3討論

與傳統(tǒng)實(shí)驗(yàn)性應(yīng)力分析相比,有限元技術(shù)具有更多的優(yōu)點(diǎn)。但有限元方法分析結(jié)果受諸多因素的影響。例如:模型的相似性,單元?jiǎng)澐值拇旨?xì)程度,載荷情況及邊界條件與真實(shí)情況的差異等,均影響分析結(jié)果的精確性[8]。提高有限元分析結(jié)果的可靠性,模型精確程度及邊界條件設(shè)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(fù)體的結(jié)構(gòu)外形多樣性、不規(guī)則性、受力的復(fù)雜性,如何準(zhǔn)確獲取上述結(jié)構(gòu)的幾何形態(tài)并將其計(jì)算機(jī)數(shù)字化,建立完整準(zhǔn)確的下頜骨三維有限元模型是有限元分析能否實(shí)現(xiàn)的關(guān)鍵。

生物體三維有限元建模方法經(jīng)歷了數(shù)代演進(jìn),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(shù)據(jù)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(huán)節(jié)都可能產(chǎn)生誤差,因此該方法目前很少采用。三維掃描測量的方法進(jìn)行數(shù)據(jù)采集的成本高,數(shù)據(jù)采集后處理的時(shí)間長,生成CAD模型后還要進(jìn)行數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換后才能供有限元建模使用,且測量只能得到表面數(shù)據(jù),不能夠區(qū)分結(jié)構(gòu)材料性質(zhì)的變化,更適用于實(shí)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(zhuǎn)換為計(jì)算機(jī)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(zhǔn)。不僅需要花費(fèi)大量的人力、物力,而且在通過膠片掃描傳遞數(shù)據(jù)的過程中容易丟失很多信息;配準(zhǔn)精度也直接影響著所建立模型精確性[13-15]。

本實(shí)驗(yàn)采用DICOM數(shù)據(jù)直接建模法其過程為:①CT掃描輸出DICOM格式數(shù)據(jù)文件;②DICOM數(shù)據(jù)的讀入專用軟件。分割圖像,生成3D模型,優(yōu)化表面網(wǎng)格;③通過與有限元分析軟件的良好的數(shù)據(jù)接口,直接導(dǎo)入有限元分析軟件前處理模塊生成體網(wǎng)格;④根據(jù)各單元的CT值給單元賦材料性質(zhì);⑤最后將賦完材料性質(zhì)的實(shí)體導(dǎo)入有限元分析軟件進(jìn)行裝配,完成建模。

DICOM格式數(shù)據(jù)文件直接建模,可以直接讀取數(shù)據(jù)并處理,避免反復(fù)的數(shù)據(jù)導(dǎo)入、導(dǎo)出,文件格式的轉(zhuǎn)換造成的數(shù)據(jù)失真或丟失,大大提高了模型的精確度。本研究將DICOM數(shù)據(jù)直接導(dǎo)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(dǎo)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(zhì)量下降。利用DICOM文件中包含的CT值信息,根據(jù)模型每個(gè)單元密度賦材料性質(zhì),使數(shù)據(jù)得到最大限度的利用。避免了過去建模中將皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨進(jìn)行分割,分別建模的繁瑣,同時(shí)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(shù)目、載荷情況、邊界條件與真實(shí)情況的差異等,均影響應(yīng)力分析結(jié)果。目前根據(jù)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(shè)計(jì)也各不相同,周學(xué)軍等[7]考慮到肌肉的柔索性質(zhì),即只能限制物體沿著柔索伸長方向的運(yùn)動,而不能限制物體在其他方向的運(yùn)動[19],采用纜索元模擬肌肉約束,更符合分析下頜骨經(jīng)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(shù)的三維有限元模型[21]李慧超建立了下頜角整形手術(shù)術(shù)前術(shù)后模型[22],Frivo等建立了單側(cè)TMJ有限元模型[23]。柳大烈等建立了咬肌牽動的顴骨復(fù)合體三維有限元模型用于研究顴骨縮小整形手術(shù)的生物力學(xué)[24]。因此,本實(shí)驗(yàn)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(shù)時(shí),必須考慮顳下頜關(guān)節(jié)及其韌帶作用,本實(shí)驗(yàn)在模擬嚼肌、顳肌、翼內(nèi)肌和翼外肌約束的同時(shí),模擬了顳下頜關(guān)節(jié)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(guān)節(jié)的約束,提高了模型的生物和力學(xué)相似性。為進(jìn)一步研究下頜截骨整形手術(shù)提供了基礎(chǔ)。

下頜角截骨整形的一種方法是通過沿截骨線進(jìn)行鉆孔后鑿斷。目前用有限元法模擬下頜截骨整形手術(shù)的研究還鮮見報(bào)道。Remmler等[25]用有限元法建立預(yù)測模型,進(jìn)行顱面部牽張成骨的術(shù)前分析,認(rèn)為有限元法能以數(shù)學(xué)形式反映顱面組織的材料特征、物理特征和反應(yīng)特性,可以模擬多種外科手術(shù)、生理活動和頭部外傷。利用本模型的下一步實(shí)驗(yàn),擬通過布爾運(yùn)算模擬下頜角截骨,在下頜角部根據(jù)實(shí)驗(yàn)手術(shù)設(shè)計(jì)改變工況和邊界條件,加載沖擊載荷,模擬手術(shù)操作過程,分析不同條件下下頜骨及相關(guān)結(jié)構(gòu)的生物力學(xué)變化。同時(shí)還可以模擬不同體積的下頜角骨組織截除后正常咬合時(shí)和下頜骨受到撞擊時(shí)生物力學(xué)性能的變化。

需要強(qiáng)調(diào)的一點(diǎn)是,由于有限元需要對復(fù)雜的實(shí)體中的一些次要結(jié)構(gòu)和因素進(jìn)行簡化,再加上一些實(shí)驗(yàn)條件假設(shè),所以,有限元的計(jì)算結(jié)果的絕對值很難代表人體的真實(shí)值,而且生物體的個(gè)體差異也無法考慮到實(shí)驗(yàn)?zāi)Ｐ椭小Ｄ壳吧袩o法達(dá)到完全模擬復(fù)雜的人體生物力學(xué)環(huán)境建立計(jì)算模型。

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篇5

【關(guān)鍵詞】膝關(guān)節(jié)；有限元；應(yīng)力；應(yīng)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(jīng)過長期的進(jìn)化過程，人體形成了一個(gè)近乎完美的力學(xué)結(jié)構(gòu)。由于通常的力學(xué)實(shí)驗(yàn)手法基本上無法直接應(yīng)用于人體，對人體力學(xué)行為進(jìn)行有限元數(shù)值模擬就成為深化對人體認(rèn)識的一種有效手段。膝關(guān)節(jié)是人體最主要也是最重要的關(guān)節(jié)之一，由于其在臨床醫(yī)學(xué)、康復(fù)工程、生物機(jī)械工程等領(lǐng)域的重要研究價(jià)值和應(yīng)用前景，長期以來吸引了大量生物力學(xué)研究者投入對其的研究。膝關(guān)節(jié)屬于滑車球狀關(guān)節(jié)，由股骨遠(yuǎn)端、脛骨近端及髕骨后面的關(guān)節(jié)面構(gòu)成，是人體最復(fù)雜的關(guān)節(jié)。膝關(guān)節(jié)上下骨端均為松質(zhì)骨，周圍軟組織包容少，遭受直接或間接暴力時(shí)，極易受到損傷。膝關(guān)節(jié)負(fù)重大，結(jié)構(gòu)復(fù)雜且淺，骨杠桿又長，易受損傷，前后或兩側(cè)受踢擊時(shí)均可使韌帶、肌腱、半月板、膝關(guān)節(jié)造成裂傷、脫位，且難治愈。因而運(yùn)用有限單元法深入進(jìn)行膝關(guān)節(jié)的研究成為重要課題，隨著認(rèn)識的深入，必將促進(jìn)骨科疾病診斷和修復(fù)計(jì)算機(jī)輔助設(shè)計(jì)的實(shí)現(xiàn)，使臨床治療技術(shù)躍上新臺階，給骨科臨床應(yīng)用提供科學(xué)的理論依據(jù)，促進(jìn)生物力學(xué)向更深入、更廣泛、更光明的前景發(fā)展［1，2］。

1 膝關(guān)節(jié)有限元模型的建立

1.1 邊界條件設(shè)置 由于建立完整膝關(guān)節(jié)解剖模型是一件非常費(fèi)時(shí)且非常復(fù)雜的工作，所以本文不考慮有關(guān)膝關(guān)節(jié)肌肉、韌帶及半月板的模型。在本文中用邊界條件來實(shí)現(xiàn)韌帶的限制位移功能，來保證關(guān)節(jié)不產(chǎn)生橫向及前后位移，以使關(guān)節(jié)保持穩(wěn)定，約束限制情況見圖1、2。另外，由于關(guān)節(jié)液的作用而假設(shè)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(guān)節(jié)約承受人體重量的85.6%［3］。假設(shè)人體重為60kg，則膝關(guān)節(jié)承受的作用力為60kg×9.8N×85.6%=503.33N。膝關(guān)節(jié)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(shè)載荷變化服從線性規(guī)律。

1.2 材料特性設(shè)置［4~6］ 人體骨骼材料的性質(zhì)極為復(fù)雜，主要由密質(zhì)骨和松質(zhì)骨組成，而其密質(zhì)骨和松質(zhì)骨的性質(zhì)也完全不同，涉及的參數(shù)多，模型復(fù)雜，計(jì)算量大?？紤]到膝關(guān)節(jié)骨骼實(shí)際承重部分為松質(zhì)骨，并且在正常情況下骨骼材料并不產(chǎn)生塑性變形，故本文假設(shè)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(shè)置 本研究旨在考察關(guān)節(jié)在受力接觸后上下關(guān)節(jié)面上的彈性變形及應(yīng)力分布狀況，所以將關(guān)節(jié)上下兩部分分別做設(shè)置，并作為變形體處理。另設(shè)人膝關(guān)節(jié)由脛-股關(guān)節(jié)咬合接觸組成，且脛-股關(guān)節(jié)咬合接觸服從赫茨（Hertz）理論假設(shè)，即：脛骨和股骨均為均勻連續(xù)、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(guān)節(jié)液的存在而忽略不計(jì)，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(gè)剛體用于支撐脛骨下端［7］。

1.4 工況、作業(yè)設(shè)置及提交 一般情況下，人在行走時(shí)大約每分鐘可走120步，因而每一步時(shí)間大約為60/120=0.5s。本研究將時(shí)間工況設(shè)為0.5s，并使用固定時(shí)間步長0.05s，共計(jì)10個(gè)增量步。

本文采用的模型為3D實(shí)體模型，因而分析類型定義設(shè)定為3D分析，輸出結(jié)果為等效Von Mises應(yīng)力和等效彈性應(yīng)變。單元元素類型為八節(jié)點(diǎn)六面體實(shí)體元素。完成以上設(shè)置后，將作業(yè)提交計(jì)算機(jī)進(jìn)行分析計(jì)算。

2 有限元仿真計(jì)算

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

圖5 不同體重a點(diǎn)Von Mises應(yīng)力曲線

Fig 5 Von Mises Stress Curve of

Different Weight of Node a

圖6 不同體重b點(diǎn)Von Mises應(yīng)力曲線

Fig6 Von Mises Stress Curve of

Different Weight of Node b

圖7 a點(diǎn)的軸向應(yīng)力曲線

Fig 7 Com 11 of Stress Curve of Node a

圖8 b點(diǎn)的軸向應(yīng)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(guān)節(jié)接觸面上等效Von Mises應(yīng)力隨著體重增加而增大，其隨時(shí)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(yīng)力最大值與最小值僅有2MPa左右的差值，約為總應(yīng)力的10%，可見體重差異并不會導(dǎo)致在關(guān)節(jié)面上產(chǎn)生較大應(yīng)力差異。

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

2.2 股骨應(yīng)力、應(yīng)變分析 脛骨平臺在與股骨的接觸擠壓過程中將發(fā)生一定量的彈性變形，從而在接觸面上產(chǎn)生一定的應(yīng)力、應(yīng)變。計(jì)算結(jié)果如圖9~14所示。由圖9~10可見，應(yīng)力主要集中在脛骨平臺面與股骨接觸區(qū)和韌帶位置，并且隨著時(shí)間增加應(yīng)力、應(yīng)變不斷增大。由圖10~14可見（脛骨與股骨接觸處應(yīng)力最大點(diǎn)用c表示，前交叉韌帶處應(yīng)力最大點(diǎn)用d表示），在時(shí)間達(dá)到0.25s（即增量步為5）時(shí)，Von Mises應(yīng)力的大小達(dá)到最大值，隨著時(shí)間的向前推移，應(yīng)力又開始減小，直至為零。Von Mises應(yīng)力及軸向應(yīng)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(yīng)力的10%左右。與股骨相似的是不僅在表面區(qū)域有較大的應(yīng)力產(chǎn)生，而且在內(nèi)部也有較大的應(yīng)力產(chǎn)生，在脛骨平臺與股骨接觸面下七到八個(gè)單元的整個(gè)高度范圍內(nèi)都有較大的應(yīng)力產(chǎn)生。這與實(shí)際膝關(guān)節(jié)脛骨骨折的位置相吻合，證明實(shí)際運(yùn)動中由于沖擊載荷的存在而在脛骨平臺上產(chǎn)生很大的應(yīng)力集中。

圖11 c點(diǎn)的Von Mises應(yīng)力隨時(shí)間變化曲線

Fig 11 Von Mises Stress Curve of Node c

圖12 c點(diǎn)的軸向應(yīng)力隨時(shí)間變化曲線

Fig 12 Com 11 of Stress Curve of Node c圖13 d點(diǎn)的Von Mises應(yīng)力隨時(shí)間變化曲線

Fig 13 Von Mises Stress Curve of Node d

圖14 d點(diǎn)的軸向應(yīng)力隨時(shí)間變化曲線

Fig 14 Com 11 of Stress Curve of Node d

3 體重對應(yīng)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(jìn)行研究，而重點(diǎn)是研究Von Mises應(yīng)力及等效彈性應(yīng)變隨體重的變化規(guī)律。通過計(jì)算可以發(fā)現(xiàn)，無論是應(yīng)力還是應(yīng)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(xiàn)在0.25s處。Von Mises應(yīng)力在數(shù)值上的差異也并不是很大，頂點(diǎn)處最小值與最大值僅有2MPa左右的差距，約占總應(yīng)力的10%左右?？梢?，體重對應(yīng)力大小差異并不是決定性因素。彈性應(yīng)變的差異則更不顯著，僅有300Pa左右。

4 結(jié)論

（1）膝關(guān)節(jié)模型由脛-股關(guān)節(jié)咬合接觸組成，且脛-股關(guān)節(jié)咬合接觸服從赫茨（Hertz）理論假設(shè)，即：脛骨和股骨均為連續(xù)、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(shí)的反映出膝關(guān)節(jié)的解剖結(jié)構(gòu)，忽略半月板等結(jié)構(gòu)有利于減小計(jì)算量。

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

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

參考文獻(xiàn)

1 王西十，白瑞蒲.關(guān)于人膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)模型的研究現(xiàn)狀.力學(xué)進(jìn)展，1999，29（2）： 244-250.

2 李箭，龔錦源，蔣欣，等.膝關(guān)節(jié)脛骨骨折的診治臨床分析.四川醫(yī)學(xué)，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(nèi)、外翻畸形對膝關(guān)節(jié)影響的平面有限元計(jì)算分析和光彈實(shí)驗(yàn)研究.中華創(chuàng)傷骨科雜志，2003，5（4）：12.

5 張林.運(yùn)動對骨生物力學(xué)指標(biāo)的影響-骨生物力學(xué)研究進(jìn)展.中國運(yùn)動醫(yī)學(xué)雜志，1998，21（1）： 85.

篇6

摘 要 通過文獻(xiàn)資料法、專家調(diào)查法等方法，對網(wǎng)球發(fā)球技術(shù)中核心力量訓(xùn)練的原理、手段與效果進(jìn)行了研究。通過對網(wǎng)球發(fā)球動作進(jìn)行生物力學(xué)與解剖學(xué)的分析，我們了解到，發(fā)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(dá)到肢體末端。核心區(qū)作為之一動力鏈的中心環(huán)節(jié)，也是整體發(fā)力的主要環(huán)節(jié)，對上下肢的協(xié)同用力起著承上啟下的樞紐作用。使得發(fā)球技術(shù)更加穩(wěn)定、協(xié)調(diào)，發(fā)出的球速度更快，同時(shí)也在一定程度上預(yù)防著運(yùn)動的損傷。

關(guān)鍵詞 核心力量 網(wǎng)球發(fā)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(tǒng)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(wěn)定性。因此，有必要評估核心的位置，核心的運(yùn)動方式和核心的作用[1]。

（二）核心穩(wěn)定性

核心穩(wěn)定性是使得運(yùn)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(jīng)過整合的運(yùn)動鏈上，控制腿和髖以上軀干部位的姿勢和軀干運(yùn)動、是肌肉完成最佳的做功、是力量在運(yùn)動鏈上的各個(gè)環(huán)節(jié)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(xùn)練的作用

核心力量存在于所有運(yùn)動項(xiàng)目中，所有體育動作都是以中心肌群為核心的運(yùn)動鏈，強(qiáng)有力的核心肌群對運(yùn)動中的身體姿勢、運(yùn)動技能和專項(xiàng)技術(shù)動作起著穩(wěn)定和支持作用。任何競技項(xiàng)目的技術(shù)動作都不是依靠某單一肌群就能完成的，它必須要?jiǎng)訂T許多肌肉群協(xié)調(diào)做功。核心肌群在此過程中擔(dān)負(fù)著穩(wěn)定重心、環(huán)節(jié)發(fā)力、傳導(dǎo)力量等作用，同時(shí)也是整體發(fā)力的主要環(huán)節(jié)，對上下肢體的協(xié)同工作及整合用力起著承上啟下的樞紐作用。包括：穩(wěn)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(xié)調(diào)工作效率；降低能量消耗；預(yù)防運(yùn)動損傷。

三、網(wǎng)球運(yùn)動發(fā)球技術(shù)的動作原理及發(fā)力機(jī)制

正因?yàn)榘l(fā)球在網(wǎng)球比賽中所占有的重要地位，因此它受到了國內(nèi)外網(wǎng)球界的極大重視，并對其進(jìn)行了大量深入的研究。其實(shí)，當(dāng)我們從系統(tǒng)論的視角來分析網(wǎng)球發(fā)球，可以看出它應(yīng)是一個(gè)體系，包括很多重要的要素，在這些要素之間形成相對穩(wěn)定的聯(lián)系方式、組織秩序及其時(shí)空關(guān)系的內(nèi)在表現(xiàn)的綜合，并產(chǎn)生最大的功能，即最好的發(fā)球效果[3]。從發(fā)球的結(jié)果來說，它包含了發(fā)球者的目的和意圖，因此它又是一種戰(zhàn)術(shù)；而從發(fā)球者發(fā)球時(shí)的心理變化來看，它又包括心理因素成分；而對發(fā)球者發(fā)球時(shí)的身體狀態(tài)來說，它還包括體能方面的因素等[4]。

（一）網(wǎng)球發(fā)球技術(shù)的生物力學(xué)分析

質(zhì)量高的發(fā)球，其特點(diǎn)之一是速度快、力量大，給對手很大的壓力。在發(fā)球過程中，運(yùn)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(wǎng)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(shí)的速度，相反會部分抵消人對拍的作用力[5]。

在運(yùn)動實(shí)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(zhǔn)確的技術(shù)動作和具有良好的核心力量素質(zhì)，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(xùn)練在網(wǎng)球發(fā)球技術(shù)中的運(yùn)用

（一）訓(xùn)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(zhuǎn)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(cè)身直腿舉球；15次瑞士球上蹲起練習(xí)；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(xùn)練原理

核心力量訓(xùn)練主要表現(xiàn)在穩(wěn)定狀態(tài)與不穩(wěn)定狀態(tài)中加強(qiáng)身體肌肉協(xié)調(diào)的訓(xùn)練。通過自身調(diào)整不穩(wěn)定的身體狀態(tài)，達(dá)到訓(xùn)練神經(jīng)―肌肉系統(tǒng)的平衡和控制能力以及本體感覺的一種訓(xùn)練方式。使用不穩(wěn)定的裝置進(jìn)行力量訓(xùn)練不僅僅可以提高所訓(xùn)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(yùn)用效果

堅(jiān)固穩(wěn)定的核心穩(wěn)定性可以將來自地面的力量有效傳遞至上肢，以達(dá)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(diào)整下肢肌群對地面的作用力度，從而提高上下肢或技術(shù)動作間的協(xié)調(diào)工作效率，所以核心力量訓(xùn)練提高網(wǎng)球發(fā)球的球速[7]。

五、結(jié)論

（一）通過核心力量的訓(xùn)練，對網(wǎng)球發(fā)球速度有著一定程度的提高。

（二）通過核心力量的訓(xùn)練，對網(wǎng)球發(fā)球技術(shù)的穩(wěn)定性會有相應(yīng)的提升。

（三）強(qiáng)化核心力量訓(xùn)練，可以提高網(wǎng)球運(yùn)動員發(fā)球技術(shù)的協(xié)調(diào)性和平衡能力，預(yù)防運(yùn)動損傷。

參考文獻(xiàn)：

[1] 周瑾.核心穩(wěn)定性在人體運(yùn)動中的作用[J].北京體育大學(xué)學(xué)報(bào).2008：1710-1714.

[2] 王衛(wèi)星.運(yùn)動員核心力量訓(xùn)練（修改稿）[R].2011國家體育總局教練員培訓(xùn)班教材.7-11.

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[4] 陶志翔等.對網(wǎng)球發(fā)球體系的探究[J].北京體育大學(xué)學(xué)報(bào).2004：1695-1697.

[5] 陳春海.網(wǎng)球發(fā)球動作的生物力學(xué)與解剖學(xué)分析[J].福建體育科技.1998：50-51.

篇7

關(guān)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(xiàn)標(biāo)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(xiàng)目，女子水球國家隊(duì)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(qiáng)隊(duì)抗衡。射門技術(shù)是水球運(yùn)動的一項(xiàng)基本技術(shù)，同時(shí)又是一項(xiàng)關(guān)鍵技術(shù)，并且是水球運(yùn)動中最復(fù)雜、難度最大的技術(shù)，特別是水球運(yùn)動迅猛發(fā)展的今天，激烈對抗越來越強(qiáng)，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(fù)的關(guān)鍵，許多比賽只以一球定勝負(fù)，從而對射門技術(shù)提出更高的要求。本研究試圖應(yīng)用運(yùn)動生物力學(xué)的研究方法，分析射門動作的主要環(huán)節(jié)，掌握影響射門技術(shù)的主要因素，揭示射門動作技術(shù)的基本規(guī)律和特點(diǎn)，為有針對性的進(jìn)行訓(xùn)練和改進(jìn)技術(shù)動作提供科學(xué)、客觀的依據(jù)。

1研究對象與方法

1.1研究對象

試驗(yàn)對象為現(xiàn)役我國女子水球國家隊(duì)8名運(yùn)動員。平均身高達(dá)174.6cm，其他具體人體測量學(xué)數(shù)據(jù)如表1。

1.2研究方法

運(yùn)用三維高速錄像與解析系統(tǒng)對上述8名運(yùn)動員罰球時(shí)大力射門動作技術(shù)運(yùn)動學(xué)特征進(jìn)行研究。

1.2.1錄像系統(tǒng)

采用錄像系統(tǒng)(包括兩臺錄像機(jī)及一個(gè)三維標(biāo)定框架)，錄像拍攝頻率為50fps。三維標(biāo)定框架置于水中罰球線位置，標(biāo)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(gè)標(biāo)定點(diǎn)，能較好的使整個(gè)動作范圍位于框架標(biāo)定空間內(nèi)。

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(xùn)練館進(jìn)行。實(shí)驗(yàn)現(xiàn)場布置如圖1。

錄像機(jī)如圖架設(shè)完畢后，用三維標(biāo)定框架對運(yùn)動范圍進(jìn)行標(biāo)定?？蚣鼙荒瞄_后，受試者在同一位置進(jìn)行射門。正式射門前，受試者進(jìn)行足夠數(shù)量的射門練習(xí)(以需要為準(zhǔn))。正式射門時(shí)，運(yùn)動員進(jìn)行大力射門，同時(shí)進(jìn)行錄像三個(gè)大力射門動作。然后對下一名運(yùn)動員進(jìn)行如上程序的射門試驗(yàn)。

1.2.3錄像解析過程

根據(jù)教練員目測，選取三次射門中最好的一次動作進(jìn)行解析。每個(gè)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(tǒng)。解析點(diǎn)為：頭頂點(diǎn)、胸骨下緣、左右肩、持球臂肘、持球臂腕、持球側(cè)手及水球。

1.2.4運(yùn)動學(xué)數(shù)據(jù)的計(jì)算

本研究中數(shù)據(jù)采用“視訊運(yùn)動圖像采集與分析系統(tǒng)”進(jìn)行解析，應(yīng)用Qtools及Execl軟件進(jìn)行數(shù)據(jù)計(jì)算及統(tǒng)計(jì)學(xué)處理。

本研究對關(guān)節(jié)角度的定義如下：

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

肘關(guān)節(jié)屈伸角：前臂與上臂間夾角。

腕關(guān)節(jié)屈伸角度：前臂與手之間的夾角。

關(guān)節(jié)角度運(yùn)用Q-tools軟件計(jì)算后，導(dǎo)入EXCEL進(jìn)行計(jì)算分析。

2結(jié)果與分析

根據(jù)射門動作的運(yùn)動學(xué)特征及其目的任務(wù)，可將射門動作分為兩個(gè)動作階段。

首先是超越器械階段。該階段運(yùn)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(yuǎn)時(shí)刻結(jié)束，該時(shí)刻為運(yùn)動員最大超越器械時(shí)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(guān)鍵階段，受試者肩、肘、腕肢體各環(huán)節(jié)依次加速與制動，使末端環(huán)節(jié)(手尖)產(chǎn)生極大速度，最后轉(zhuǎn)化為球的動能。

下面對受試運(yùn)動員射門過程兩個(gè)階段的動作技術(shù)根據(jù)實(shí)驗(yàn)結(jié)果進(jìn)行說明與分析。

2.1超越器械階段動作技術(shù)分析受試者在超越器械結(jié)束時(shí)(相對向后引臂到極限點(diǎn)時(shí))，腕關(guān)節(jié)成角平均約為153.4°肘關(guān)節(jié)平均約為105.8°。其中腕關(guān)節(jié)角度與Brucec.Elliott和JulieArmour所研究的女子運(yùn)動員158°接近，但是肘關(guān)節(jié)卻比其研究結(jié)果(85°)多出20°，接近他們當(dāng)時(shí)研究的男運(yùn)動員(107°)水平[5]。

受試者在相對向后引臂最大幅度時(shí)，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(yùn)動員(0.13m)大，接近了當(dāng)時(shí)他們研究的男運(yùn)動員(0.19m)[5]。這與受試者身體自然情況有關(guān)，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(yùn)動員在射門技術(shù)超越器械階段相對向后引臂到最高點(diǎn)時(shí)肘關(guān)節(jié)角度及這兩個(gè)指標(biāo)更接近當(dāng)時(shí)國外水球男子動作幅度，但腕關(guān)節(jié)角度相對當(dāng)時(shí)女子指標(biāo)還小。

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

受試者軀干扭轉(zhuǎn)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(shù)特征。從表中數(shù)據(jù)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(zhuǎn)幅度很小，而其他5名選手的扭轉(zhuǎn)幅度則非常大。造成這種差異的原因在于運(yùn)動員初始位置不同，觀察她們的技術(shù)圖像可以看出，高翱剛開始拿球時(shí)身體已經(jīng)側(cè)對球門，而馬歡歡的初始身體為面對球門。根據(jù)肌肉工作的生物力學(xué)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(chǎn)生牽張反射，進(jìn)而在后繼向心收縮過程中轉(zhuǎn)變?yōu)閯幽?，加快動作速度，提高動作質(zhì)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(zhuǎn)射門過程的動作速度。而側(cè)對球門的運(yùn)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(chǎn)生的力量。但是，側(cè)對球門運(yùn)動員由于沒有軀干后旋動作，使得整個(gè)射門動作的時(shí)間短，可使對手來不及防守，出其不意而得分。

從表3數(shù)據(jù)還可以看出，受試者軀干向前扭轉(zhuǎn)角度的差異并不明顯。這說明，不管是側(cè)對球門還是面對球門，運(yùn)動員軀干都將盡量大幅度向前扭轉(zhuǎn)，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(guān)鍵階段，是受試者肩、肘、腕肢體各環(huán)節(jié)依次加速與制動,使末端環(huán)節(jié)(手尖)產(chǎn)生極大速度的動作過程，并最終轉(zhuǎn)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(huán)節(jié)獲得最大的速度。為了達(dá)到這一目的,軀干和上肢各環(huán)節(jié)不但要盡力向投擲方向運(yùn)動,而且必須協(xié)調(diào)配合。因此,運(yùn)動員在做鞭打動作時(shí),各肢體的運(yùn)動形式必然表現(xiàn)出一定的配合特征即時(shí)序性。如圖6所示受試者高翱的數(shù)據(jù)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(huán)節(jié)最后傳遞到球，發(fā)揮出較高球速。如果這個(gè)時(shí)序性被打亂，必將影響最后球的出手速度。這個(gè)時(shí)序性，不僅與各個(gè)轉(zhuǎn)動中心出現(xiàn)最大速度的時(shí)間先后有關(guān)，還與其時(shí)間間隔相關(guān)。如表4所示，研究發(fā)現(xiàn)孫雅婷時(shí)序性好，且各環(huán)節(jié)出現(xiàn)最大速度間隔大，表明其作用時(shí)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(xiàn)在肘最大速度之后0.02s?？赡苓@個(gè)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(gè)環(huán)節(jié)依次加速、制動的時(shí)序性的重要性。

從表4中還可以看出,各環(huán)節(jié)動作達(dá)到最大速度的時(shí)間間隔非常小，都小于0.1s，這與其他研究者的結(jié)論[7]是一致的。這提示我們上肢鞭打動作各環(huán)節(jié)的配合需要十分的精確。因此對這些項(xiàng)目的運(yùn)動員不但要進(jìn)行肌肉力量的訓(xùn)練,還要有專門的方法訓(xùn)練各環(huán)節(jié)的動作協(xié)調(diào)與配合[7]。本研究建議受試者于雪可專門訓(xùn)練動作的協(xié)調(diào)與配合。

本研究統(tǒng)計(jì)了受試者手尖最大速度出現(xiàn)時(shí)刻與出手時(shí)刻的時(shí)間差，平均為0.015，有四個(gè)受試者是在出手時(shí)同時(shí)手尖達(dá)到最大速度。

本研究還統(tǒng)計(jì)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(dá)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(jìn)行相關(guān)性研究，發(fā)現(xiàn)其相關(guān)系數(shù)為-0.072。說明對于高水平運(yùn)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(guān)性。這個(gè)結(jié)論與BrucecElliott和andJulieArmour所研究的結(jié)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(guān)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(nèi)，本研究發(fā)現(xiàn)孫雅婷與其他幾個(gè)受試者腕關(guān)節(jié)表現(xiàn)不一樣，如圖7所示，孫雅婷在出手前0.04s時(shí)明顯有一個(gè)壓腕動作，即腕關(guān)節(jié)角度從原來的伸的狀態(tài)變到曲的狀態(tài)，而其他受試者都沒有做到這點(diǎn)，其腕關(guān)節(jié)都是始終是伸的狀態(tài)，雖然也有壓住腕的動作，即腕關(guān)節(jié)角度始終是處于伸狀態(tài)，其角度是在增加，但是只能描述成是頂住腕，而沒有出現(xiàn)有扣腕動作，其中受試著莫鳳敏在出手前0.08s已經(jīng)達(dá)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(shí)塌腕了[3],在水球的訓(xùn)練中要求運(yùn)動員在出手時(shí)要壓腕，最后是手尖撥球，類似于投擲鉛球時(shí)的撥球動作，但本研究所的的數(shù)據(jù)表明除孫雅婷外其他受試者沒有充分用到腕關(guān)節(jié)來加速球，沒有完全把動量傳遞給球，使得球沒有達(dá)到可能的最大速度。

研究統(tǒng)計(jì)了受試者出手速度平均約為18.82m/s。這個(gè)水平已經(jīng)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(shù)據(jù)是1988年的。從國際泳聯(lián)的官方網(wǎng)站上看到，2005年國際最高水平接近22m/s。

3結(jié)論

1)水球大力射門動作技術(shù)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(shù)的理論基礎(chǔ)。

2)超越器械階段，軀干躍起高度雖然與出手速度無相關(guān)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(zhuǎn)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(shí)現(xiàn)關(guān)鍵階段，動作的好環(huán)很大程度上決定了出手速度。該階段個(gè)動作時(shí)序性很重要。出手時(shí)的壓腕動作很重要，它是用力的最后一個(gè)環(huán)節(jié)，與投擲鉛球的“撥球”動作類似。

4)受試運(yùn)動員為中國國家隊(duì)現(xiàn)役隊(duì)員，從對測試結(jié)果的分析顯示她們射門動作技術(shù)已具有較高水平，但也存在許多不足，主要表現(xiàn)為：①普遍存在射門時(shí)躍起位移小，射門威脅不大。②小部分受試者鞭打動作時(shí)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(huán)節(jié)沒有發(fā)上力，扣腕動作沒有做好，只是把球推出去。

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篇8

【摘要】 目的 比較復(fù)合樹脂修復(fù)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(fù)體應(yīng)力大小和分布的影響，分析其可能對牙體組織和修復(fù)體造成的損害。方法 以復(fù)合樹脂修復(fù)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(shù)建立三維有限元模型，在同一模型牙合面分別進(jìn)行模擬加載，比較不同載荷情況下牙釉質(zhì)、牙本質(zhì)、修復(fù)體的最大Von Mises應(yīng)力及最大主應(yīng)力的分布情況。結(jié)果 無論在垂直加載還是在側(cè)向加載情況下，隨著牙合力增大，牙釉質(zhì)、牙本質(zhì)、修復(fù)體的最大Von Mises應(yīng)力及最大主應(yīng)力值均增大。牙釉質(zhì)、修復(fù)體的最大應(yīng)力值明顯大于牙本質(zhì)的最大應(yīng)力值。垂直加載情況下，牙釉質(zhì)、修復(fù)體的應(yīng)力較小，以壓應(yīng)力為主且分布均勻，而側(cè)向加載(由舌向頰)情況下，牙釉質(zhì)、修復(fù)體的應(yīng)力分布不均勻，在牙釉質(zhì)與修復(fù)體舌側(cè)交界處拉應(yīng)力明顯增高。在修復(fù)體內(nèi)，最大應(yīng)力值位于修復(fù)體表面，越往下應(yīng)力值越小。結(jié)論 1.三維有限元分析法是一種簡捷有效的生物力學(xué)分析方法；2臨床上應(yīng)注意修整窩洞形態(tài)及對牙合牙牙尖形態(tài)，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(fù)合樹脂與牙釉質(zhì)的粘結(jié)強(qiáng)度可以大大降低復(fù)合樹脂修復(fù)的失敗率。

【關(guān)鍵詞】 Ⅰ類洞型 復(fù)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(dān)負(fù)著咀嚼的主要任務(wù)，第一恒磨牙萌出早，溝、裂、點(diǎn)隙又多，容易齲壞，上下頜第一恒磨牙的位置和關(guān)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(yīng)及時(shí)修復(fù)，以免鄰牙向缺隙處傾倒，影響正常的咬牙合關(guān)系。I類洞型是牙體齲壞后制備的常見洞形。復(fù)合樹脂具有色澤好，無汞害、與牙體組織有粘結(jié)性，可以進(jìn)行保守的牙體預(yù)備等優(yōu)點(diǎn)，應(yīng)用日漸廣泛。本研究中選擇復(fù)合樹脂作為修復(fù)材料，從生物力學(xué)角度出發(fā)，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(fù)體應(yīng)力大小和分布的影響，分析其可能對牙體組織和修復(fù)體造成的損害。所謂有限元法，就是將連續(xù)的彈性體分割成有限個(gè)單元，以其結(jié)合體來代替原彈性體，并逐個(gè)研究每個(gè)單元的性質(zhì)，以獲得整個(gè)彈性體性質(zhì)。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(shí)驗(yàn)?zāi)Ｐ偷倪x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(tài)正常，牙冠長、寬、高及牙根長度接近正常［1］，經(jīng)X線攝片確定為3個(gè)根管(近中頰根管、近中舌根管和遠(yuǎn)中根管)的雙根牙(近中根和遠(yuǎn)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(yán)密充填24小時(shí)后進(jìn)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(jī)（掃描條件120kV，186mA，750ms）。應(yīng)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(jìn)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(yī)學(xué)圖像通訊標(biāo)準(zhǔn)(DICOM)格式直接從CT機(jī)中導(dǎo)出。

1.1.3 CT圖像的處理：將DICOM格式導(dǎo)出的CT影像位圖用Acculite軟件讀取，經(jīng)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(diào)整窗寬、窗位，增強(qiáng)CT圖像中牙釉質(zhì)、牙本質(zhì)、牙髓腔和修復(fù)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(shí)體模型：牙可分為牙釉質(zhì)、牙本質(zhì)、牙骨質(zhì)、牙髓腔和修復(fù)體5個(gè)部件，由于牙骨質(zhì)非常薄，且材料性質(zhì)與牙本質(zhì)相同，本實(shí)驗(yàn)將其與牙本質(zhì)一起考慮。本實(shí)驗(yàn)采用的建模方法是先分別建立牙釉質(zhì)、牙本質(zhì)、牙髓腔和修復(fù)體4個(gè)部件的實(shí)體，然后再將各部件實(shí)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(shí)體模型。下面以牙釉質(zhì)為例敘述各部件實(shí)體的建立過程。

1.1.4.1 左下頜第一恒磨牙牙釉質(zhì)輪廓線的提?。涸贏utoCAD2000軟件中，以實(shí)際尺寸插入CT斷層影像作為參考圖層，插入坐標(biāo)為(0，0，0)，插入比例為180，旋轉(zhuǎn)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(zhì)的輪廓線。提取輪廓線時(shí)要求各層樣條曲線的點(diǎn)分布均勻且位置基本一致。

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

1.1.4.3 三維實(shí)體建立：用Rhinoceros軟件將具有空間坐標(biāo)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(dǎo)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(dǎo)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(zhì)、牙髓腔和修復(fù)體實(shí)體。然后將各部件實(shí)體以*.IGES格式導(dǎo)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(shí)體模型。

1.1.5 三維實(shí)體模型的網(wǎng)格化：將完整的左下頜第一恒磨牙I類洞型三維實(shí)體模型以*.IGES格式文件導(dǎo)入ANSYS7.0以后，軟件識別確定對象，經(jīng)過ANSYS前置處理:單元類型、材料參數(shù)、實(shí)體對象確定后進(jìn)行網(wǎng)格化。建立了具有較好的力學(xué)相似性和幾何學(xué)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(jìn)行對牙體組織及修復(fù)體應(yīng)力大小和分布影響的實(shí)驗(yàn)研究，得到了與國外文獻(xiàn)相似的結(jié)果［2］。

圖1 左下頜第一恒磨牙I類洞型三維實(shí)體圖(舌側(cè)觀)

圖2 左下頜第一恒磨牙I類洞型網(wǎng)格化圖（舌側(cè)觀）

1.2 研究內(nèi)容及參數(shù)

本實(shí)驗(yàn)只研究牙冠，根據(jù)實(shí)驗(yàn)-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(wǎng)格，共產(chǎn)生節(jié)點(diǎn)25370個(gè)，單元17076個(gè)。

1.2.1 實(shí)驗(yàn)假設(shè)和材料力學(xué)參數(shù)：a）實(shí)驗(yàn)中各種材料均假設(shè)為連續(xù)均勻的各向同性的線彈性材料。b)假設(shè)復(fù)合樹脂修復(fù)后與牙釉質(zhì)、牙本質(zhì)完全粘結(jié)一起。c)邊界約束假設(shè)牙齒固定于牙槽骨內(nèi)，即牙冠底部視為固定面，其在X、Y、Z三個(gè)軸的位移等于零。D)實(shí)驗(yàn)加載部位為下頜第一恒磨牙牙合面，加載方向?yàn)榇怪奔虞d或側(cè)向30°加載(由舌向頰)，加載方式為靜態(tài)加載，大小為50 N、100 N、150 N。

1.2.2 各種材料的力學(xué)參數(shù)（見表1）和機(jī)械性能參數(shù)（見表2） 表1有關(guān)材料的力學(xué)參數(shù)

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

表2有關(guān)材料的機(jī)械性能參數(shù)

材料抗拉強(qiáng)度(MPa)抗壓強(qiáng)度(MPa) 參考文獻(xiàn)牙釉質(zhì)10288～400【6】牙本質(zhì)48232～297【6】復(fù)合樹脂41～69170～300【6】

1.3 計(jì)算方法

采用ANSYS7.0有限元分析軟件，分別計(jì)算出A模型(50N垂直加載)、B模型(50N側(cè)向加載)、C模型(100N垂直加載)、D模型(100N側(cè)向加載)、E模型(150N垂直加載)、F模型(150N側(cè)向加載)牙釉質(zhì)、牙本質(zhì)及修復(fù)體的最大Von Mises應(yīng)力及最大主應(yīng)力。

2 結(jié)果

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

表3牙釉質(zhì)在不同牙合力情況下的最大應(yīng)力值(MPa)

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

表4牙本質(zhì)在不同牙合力情況下的最大應(yīng)力值(MPa)

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

表5修復(fù)體在不同牙合力情況下的最大應(yīng)力值(MPa)

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

3 討論

齲病的治療有其特殊性。首先，齲病是一種進(jìn)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(fù)，必須用人工材料填補(bǔ)，才能恢復(fù)牙齒的形態(tài)與功能。其次，牙體組織與牙髓組織關(guān)系密切，治療過程中必須盡量少損傷牙體組織，以保護(hù)牙髓的健康。如何提高齲病修復(fù)性治療的成功率，是牙科醫(yī)生共同關(guān)心的問題，也是齲病研究的熱點(diǎn)?？谇簧锪W(xué)是一門由生物學(xué)、醫(yī)學(xué)、工程力學(xué)和數(shù)學(xué)物理學(xué)相結(jié)合的前沿科學(xué)，是應(yīng)用力學(xué)的方法和理論，研究口腔中細(xì)胞、組織器官的力學(xué)性質(zhì)與力學(xué)行為。分析口腔功能過程中的各種力學(xué)現(xiàn)象與力學(xué)過程，可進(jìn)一步解釋生命活動過程的特點(diǎn)和本質(zhì)?？谇簧锪W(xué)研究的方法可分為實(shí)驗(yàn)應(yīng)力分析法和理論應(yīng)力分析法。由于受口腔各組織結(jié)構(gòu)的粘彈性、幾何形態(tài)的不規(guī)則性、受力的復(fù)雜性的局限，實(shí)驗(yàn)應(yīng)力分析法的應(yīng)用已日趨減少。理論應(yīng)力分析法是指用材料力學(xué)和彈性理論求得應(yīng)力分布的理論解答，其代表是有限元法。自20世紀(jì)60年代以來，隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)的進(jìn)步，有限元分析法已逐步發(fā)展成為工程中廣泛應(yīng)用的方法。有限元法也是生物力學(xué)研究中的重要手段之一。它可對復(fù)雜幾何形狀物體建模，求得整體和局部的應(yīng)力和位移值及其分布規(guī)律，并可根據(jù)需要改變受載與邊界條件等力學(xué)參數(shù)，在維持原模型幾何形狀不變的情況下，可方便地對其應(yīng)力大小和分布的變化進(jìn)行對比分析。

建立正確的有限元模型是進(jìn)行有限元分析的基礎(chǔ)，目前國內(nèi)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(shí)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(huán)節(jié)都可能產(chǎn)生誤差，難以精確地反映牙齒的實(shí)際情況，而且建模過程中要破壞標(biāo)本［7］。CT圖像處理法采用螺旋CT掃描，無創(chuàng)傷、分辨率高，所得到的斷層信息可較清晰地顯示牙釉質(zhì)、牙本質(zhì)、牙髓腔等結(jié)構(gòu)，又不破壞標(biāo)本的完整性，這是其優(yōu)點(diǎn)，但目前國內(nèi)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(shù)據(jù)，容易丟失一些頗有價(jià)值的信息［8］。本實(shí)驗(yàn)中將CT原始數(shù)據(jù)直接以DICOM格式導(dǎo)出，能夠比較充分地利用CT數(shù)據(jù)，使建立的模型更加準(zhǔn)確。在由二維模型向三維實(shí)體轉(zhuǎn)化過程中，有些學(xué)者采用在AutoCAD2000軟件中將二維模型拉伸、粘貼建成三維實(shí)體，這樣會致實(shí)體臺階過多，既不利于實(shí)體的網(wǎng)格化，而且分析過程中易產(chǎn)生應(yīng)力集中現(xiàn)象影響實(shí)驗(yàn)結(jié)果。本實(shí)驗(yàn)中相鄰的兩層通過引導(dǎo)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(zhǔn)確所致的應(yīng)力集中，應(yīng)力分析結(jié)果更接近真實(shí)情況。

下頜第一恒磨牙牙合面形態(tài)細(xì)微復(fù)雜，給建模工作帶來較大難度。本實(shí)驗(yàn)中對牙合面形態(tài)作了一定的簡化處理，但“簡化”過程同時(shí)意味著部分信息的喪失，可能對整個(gè)模型的幾何相似性和力學(xué)相似性造成影響。

本實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示垂直加載情況下，牙釉質(zhì)、修復(fù)體的應(yīng)力較小，以壓應(yīng)力為主且分布均勻，而側(cè)向加載(由舌向頰)情況下，牙釉質(zhì)、修復(fù)體的應(yīng)力分布不均勻，在牙釉質(zhì)與修復(fù)體舌側(cè)交界處拉應(yīng)力明顯增高。從表2可以看出，牙釉質(zhì)、牙本質(zhì)、復(fù)合樹脂修復(fù)體均具有抗壓不抗拉的特點(diǎn)，這在牙釉質(zhì)表現(xiàn)得尤為突出，而側(cè)向加載情況下，牙釉質(zhì)受到極大的拉應(yīng)力。從表3～6可以看出，在牙合 面?zhèn)认蚣虞d100 N的載荷時(shí)，牙釉質(zhì)與修復(fù)體界面的最大拉應(yīng)力達(dá)13.62 MPa，超過牙釉質(zhì)的抗拉強(qiáng)度，這會引起牙釉質(zhì)相應(yīng)部位產(chǎn)生細(xì)小裂紋，而國外學(xué)者的研究已證實(shí)牙釉質(zhì)與修復(fù)體交界處的細(xì)小裂紋對于復(fù)合樹脂充填失敗具有很大的影響。在臨床上經(jīng)?？梢杂^察到，由于牙合面形態(tài)改變而導(dǎo)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(fù)失敗。因此在齲洞修復(fù)時(shí)，應(yīng)強(qiáng)調(diào)對齲洞形態(tài)及對頜牙牙尖的調(diào)整，使齲洞修復(fù)后所受的牙合力盡量與牙體長軸平行。

復(fù)合樹脂用于磨牙會有過度的磨耗是許多牙科醫(yī)生不愿意在后牙使用復(fù)合樹脂的重要原因。本實(shí)驗(yàn)的結(jié)果很好地解釋了后牙樹脂修復(fù)體常出現(xiàn)表面磨耗很多，而少見修復(fù)體折裂的原因。從修復(fù)體內(nèi)應(yīng)力變化(表7、表8)中可以看出，自下而上越靠近表層應(yīng)力越大，提示在這種情況下，修復(fù)體表層易出現(xiàn)磨耗、破損或折裂現(xiàn)象。耐磨性能是評價(jià)復(fù)合樹脂質(zhì)量的重要指標(biāo)。

本實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示在一定的載荷下，牙釉質(zhì)、修復(fù)體的最大應(yīng)力值明顯大于牙本質(zhì)的最大應(yīng)力值，牙釉質(zhì)與修復(fù)體的交界處是應(yīng)力集中區(qū)。這提示我們提高復(fù)合樹脂與牙釉質(zhì)的粘結(jié)強(qiáng)度可以大大降低復(fù)合樹脂修復(fù)的失敗率。無論在垂直加載還是在側(cè)向加載情況下，隨著牙合力增大，牙釉質(zhì)、牙本質(zhì)、修復(fù)體的最大Von Mises應(yīng)力及最大主應(yīng)力值均增大。牙釉質(zhì)、修復(fù)體的最大應(yīng)力值明顯大于牙本質(zhì)的最大應(yīng)力值。提示我們提高復(fù)合樹脂與牙釉質(zhì)的粘結(jié)強(qiáng)度可以大大降低復(fù)合樹脂修復(fù)的失敗率。在齲洞修復(fù)時(shí)，應(yīng)強(qiáng)調(diào)對齲洞形態(tài)及對頜牙牙尖的調(diào)整，使齲洞修復(fù)后所受的牙合力盡量與牙體長軸平行。

參考文獻(xiàn)

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篇9

關(guān)鍵詞 生物科學(xué);交叉學(xué)科;編輯加工

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

生物科學(xué)是研究生物的結(jié)構(gòu)、功能、發(fā)生和發(fā)展規(guī)律的一門自然學(xué)科，它既研究各種生命活動的現(xiàn)象和本質(zhì)，又研究生物與生物之間、生物與環(huán)境之間的相互關(guān)系，以及生命科學(xué)原理和技術(shù)在人類經(jīng)濟(jì)、社會活動中的應(yīng)用。目前，科學(xué)的協(xié)同作用及相互激勵(lì)作用逐漸被人們所認(rèn)識，隨著各國政府和科學(xué)界對生命科學(xué)的日益重視，化學(xué)家、物理學(xué)家和數(shù)學(xué)家從已經(jīng)獲取的新的生命信息中，不斷修改、增添各自學(xué)科的理論、定義，從而使得一大批生物科學(xué)交叉學(xué)科蓬勃發(fā)展，如生物地理學(xué)、生物力學(xué)、生物光學(xué)、結(jié)構(gòu)生物學(xué)、納米生物學(xué)、計(jì)算生物學(xué)、生物信息學(xué)、耦合仿生學(xué)、合成生物學(xué)、生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)、系統(tǒng)生物學(xué)、生物倫理學(xué)等。

加工這類交叉學(xué)科的稿件，對編輯人員的業(yè)務(wù)能力要求較高，如知識結(jié)構(gòu)、科學(xué)認(rèn)知能力、邏輯分析能力、文字表達(dá)能力等。尤其是進(jìn)行規(guī)范性編輯加工時(shí)，要求編輯具有掌握不同學(xué)科行業(yè)規(guī)范的能力。下面根據(jù)生物學(xué)與所交叉學(xué)科的不同，舉例子說明編輯加工此類稿件的要點(diǎn)。需要說明的是，本文主要介紹稿件中遇到的相關(guān)學(xué)科內(nèi)容的加工重點(diǎn)，至于生物學(xué)范疇內(nèi)的基礎(chǔ)知識加工規(guī)范，在此不再贅述。

1 與物理學(xué)的交叉

生物學(xué)與物理學(xué)交叉的學(xué)科主要有生物力學(xué)、生物光學(xué)、生物聲學(xué)等，這類稿件中，除了對生物學(xué)基礎(chǔ)知識的加工外，主要涉及對數(shù)學(xué)公式、數(shù)學(xué)符號規(guī)范方面的加工。

數(shù)學(xué)公式和數(shù)學(xué)符號的特點(diǎn)是字母多（英文、希文等）、符號多（各種運(yùn)算符號和數(shù)學(xué)符號）、層次多（上下角標(biāo)、行列式、矩陣等），因此編輯加工難度較大，且極易出現(xiàn)錯(cuò)誤。為了使科技類圖書做到標(biāo)準(zhǔn)化、規(guī)范化，使數(shù)學(xué)公式更加簡明、規(guī)范、準(zhǔn)確、直觀，下面從數(shù)學(xué)公式和數(shù)學(xué)符號兩個(gè)方面介紹加工要點(diǎn)。

1.1 數(shù)學(xué)公式

1）數(shù)學(xué)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(shí)，其后不加任何標(biāo)點(diǎn)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(shí)，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(fù)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?dāng)?shù)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(yùn)算符號在同一水平線上。

7）方程組在編排時(shí)應(yīng)盡量排在一面上。

8）編排行列式和矩陣時(shí)，應(yīng)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(gè)字距;對角矩陣的對角元素所在的列應(yīng)明顯區(qū)分，不能上下重疊，混淆不清。

1.2 數(shù)學(xué)符號

數(shù)學(xué)符號的字體以國家標(biāo)準(zhǔn)為依據(jù)，主要有大、小寫的區(qū)別，白、黑體的區(qū)別，正、斜體的區(qū)別。

1）未知量的符號，表示變量的字母、變量符號，以及表示點(diǎn)、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(yīng)特別注意公式里出現(xiàn)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?dāng)?shù)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(shí)一定要認(rèn)真、仔細(xì)地標(biāo)識清楚，以避免排版人員在排版時(shí)出錯(cuò)。

另外，一些物理學(xué)和數(shù)學(xué)家的名字也會有常用錯(cuò)別字，如“傅利葉”應(yīng)該為“傅里葉”、“笛卡爾”應(yīng)該為“笛卡兒”。

當(dāng)然，關(guān)于數(shù)學(xué)公式和數(shù)學(xué)符號的使用還有很多詳細(xì)的要求，以上列出的僅是生物類交叉學(xué)科圖書中最容易遇到的問題。

2 與化學(xué)的交叉

生物學(xué)與化學(xué)交叉的學(xué)科中，主要任務(wù)是對化學(xué)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(yīng)單向進(jìn)行，雙箭頭表示反應(yīng)雙向進(jìn)行。

2）化學(xué)元素符號用整體，表示反應(yīng)組分?jǐn)?shù)量的變量符號用斜體。

3）有機(jī)化學(xué)式中，化學(xué)鍵的鍵長要統(tǒng)一。

4）有機(jī)化學(xué)式中，元素符號和鍵號必須對準(zhǔn)。

3 與計(jì)算機(jī)科學(xué)的交叉

隨著后基因組時(shí)代的到來，生物學(xué)與計(jì)算機(jī)科學(xué)的交叉學(xué)科應(yīng)運(yùn)而生，包括生物信息學(xué)、計(jì)算生物學(xué)、合成生物學(xué)等。這類稿件的加工通常注意以下幾點(diǎn)。

1）會出現(xiàn)數(shù)學(xué)公式和符號，加工重點(diǎn)見上。

2）有較多的計(jì)算機(jī)軟件生成圖或者屏幕抓圖，因此加工時(shí)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(xiàn)較多的縮略詞、簡寫，包括計(jì)算模型的縮略詞、研究機(jī)構(gòu)的縮略詞、數(shù)據(jù)庫的縮略詞等，因此加工時(shí)要注意這些縮略詞是否前后一致;同時(shí)要盡量保證這些縮略詞的拼寫正確。例如，“GenBank數(shù)據(jù)庫”不能寫成“GeneBank數(shù)據(jù)庫”。

4）稿件中有時(shí)會出現(xiàn)一些代碼程序，特別注意，這時(shí)不能根據(jù)我們已有的編輯加工知識去隨意修改，因?yàn)榇a有其本身固有的格式。

4 與醫(yī)學(xué)的交叉

生物學(xué)與醫(yī)學(xué)的交叉學(xué)科包括生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)、生物醫(yī)學(xué)影像學(xué)、生物制藥、醫(yī)學(xué)細(xì)胞生物學(xué)等。這類稿件的加工難點(diǎn)主要是一些常見醫(yī)學(xué)術(shù)語的規(guī)范。例如，“羅音”應(yīng)該為“音”、“愛滋病”應(yīng)該為“艾滋病”、“抗菌素”應(yīng)改為“抗生素”、“心肌梗塞”應(yīng)改為“心肌梗死”等。

4.1 與環(huán)境科學(xué)、地理學(xué)的交叉

生物學(xué)與環(huán)境科學(xué)、地理學(xué)的交叉主要涉及一些生態(tài)學(xué)科類的圖書，如水資源、森林資源、農(nóng)業(yè)氣候資源等。這類稿件的加工中，除了涉及生物學(xué)的基礎(chǔ)知識外，加工的重點(diǎn)主要為地圖、插圖類問題和數(shù)據(jù)錯(cuò)誤。

1）地圖、插圖類問題。

（1）島點(diǎn)差錯(cuò)（漏標(biāo)主要島點(diǎn)）。

（2）界限畫法錯(cuò)誤（國界、未定界）。

（3）注記差錯(cuò)（級別、字色、錯(cuò)別字）。

（4）區(qū)域設(shè)色差錯(cuò)（如臺灣底色）。

（5）比例尺差錯(cuò)。

2）數(shù)據(jù)錯(cuò)誤。

（1）求和、求平均值、計(jì)算增長率等錯(cuò)誤。

（2）正文中的數(shù)據(jù)與表中的數(shù)據(jù)不一致。

（3）同一個(gè)數(shù)據(jù)，前后文不一致。

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

5 與社會科學(xué)的交叉

生命倫理學(xué)關(guān)注的是生物學(xué)、醫(yī)學(xué)、控制論、政治、法律、哲學(xué)和神學(xué)這些領(lǐng)域的相互關(guān)系中產(chǎn)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(xiàn)就要特別引起重視，屬于政治性差錯(cuò)的范疇。

另外需要注意的是，在科技類圖書中會出現(xiàn)很多專業(yè)名詞，特別是交叉學(xué)科的圖書，涉及的專業(yè)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(yè)名詞，一定要核查準(zhǔn)確，確定是錯(cuò)誤的字、詞才可以改動，絕對不能妄改。關(guān)于專業(yè)名詞，可以在全國科學(xué)技術(shù)名詞審定委員會網(wǎng)站上進(jìn)行核實(shí)。

隨著我國科學(xué)技術(shù)的不斷進(jìn)步和發(fā)展，科技類圖書承載“介紹新知、推廣技術(shù)、傳播資訊、傳承文化”的使命不斷增強(qiáng)。因此，科技類圖書的編輯應(yīng)當(dāng)密切跟蹤相關(guān)學(xué)科發(fā)展前沿，以此為基礎(chǔ)增強(qiáng)科技類稿件的科學(xué)性，判斷稿件的真理性，提高稿件的邏輯性。作為聯(lián)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(lǐng)域，只有這樣才能編輯加工出高質(zhì)量、高水平的科技稿件。

參考文獻(xiàn)

[1]張祖權(quán).科技文獻(xiàn)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(nèi)腫瘤,較之全椎板切除，對脊柱的損傷小,術(shù)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(wěn)定的解剖學(xué)基礎(chǔ)與生物力學(xué)基礎(chǔ) , 使脊柱的穩(wěn)定性得到了較好的保持，研究表明:經(jīng)一側(cè)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(fā)展為處理椎管內(nèi)腫瘤提供了可靠的保障。

【關(guān)鍵詞】 椎管內(nèi)腫瘤 半椎板切開 椎管重建

1 椎管內(nèi)腫瘤

椎管內(nèi)腫瘤約占中樞神經(jīng)系統(tǒng)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(jīng)鞘瘤和脊膜瘤多見，這兩種腫瘤均為WHOⅠ級, 單發(fā)者手術(shù)全切可以治愈［1］。硬膜外的主要是轉(zhuǎn)移性腫瘤,多為惡性,所占比例較小。手術(shù)切除是椎管內(nèi)腫瘤的唯一有效的治療方法。椎管內(nèi)腫瘤大多是良性腫瘤,因此手術(shù)切除可獲得痊愈。

2 半椎板手術(shù)切除椎管內(nèi)腫瘤

對椎管內(nèi)腫瘤的手術(shù)治療，在1887年由Gowers和 Horsly首先開展。全椎板切除術(shù)是椎管內(nèi)腫瘤常規(guī)手術(shù)方法,術(shù)中需切斷棘上韌帶、棘間韌帶 ,切除棘突及雙側(cè)椎板,有時(shí)還需切除部分關(guān)節(jié)突,對脊椎穩(wěn)定性造成了較大的破壞,往往導(dǎo)致術(shù)后遠(yuǎn)期椎體滑脫及脊柱畸形。而且,咬骨鉗反復(fù)操作咬除椎板過程中容易產(chǎn)生對脊髓的機(jī)械損傷或刺激。全椎板切除不僅破壞了椎管的管性結(jié)構(gòu),而且還使硬脊膜與肌肉創(chuàng)面形成粘連［2］。局部軟組織粘連、癱痕形成可導(dǎo)致醫(yī)源性椎管狹窄癥。

半椎板手術(shù)切除椎管內(nèi)腫瘤能較好的保持脊柱的解剖結(jié)構(gòu)［3］。其對脊柱的穩(wěn)定性影響較小，手術(shù)的創(chuàng)傷小，并發(fā)癥少。手術(shù)后病人恢復(fù)的時(shí)間較快，術(shù)后癥狀消失快，生活質(zhì)量有了較大的提高，半椎板手術(shù)的缺點(diǎn)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(shù)咬除椎板到關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的內(nèi)側(cè),寬度只有 1.5 cm左右,手術(shù)的空間狹小。根據(jù)我們的經(jīng)驗(yàn),頸段椎管最寬,可暴露的寬度達(dá) 2 cm。其次是腰椎,胸椎由于肋骨及橫突關(guān)節(jié)的影響,半椎板暴露的寬度最窄。但多數(shù)硬膜下和硬膜外的占位病變體積較小,且偏向一側(cè)生長,因此這一寬度已經(jīng)足夠。手術(shù)中可以完整地暴露硬脊膜［4］。由于手術(shù)空間狹小,不要勉強(qiáng)完整的切除腫瘤,以免損傷脊髓或是神經(jīng)根。椎管內(nèi)腫瘤半椎板手術(shù)適用于體積較小 (一般小于2 cm,而且腫瘤多限2～3個(gè)椎體 ) ,腫瘤大部分偏向一側(cè)生長的髓外硬脊膜下腫瘤,以神經(jīng)鞘瘤為最佳?？傊?，采用半椎板手術(shù)切除椎管內(nèi)腫瘤,脊柱的解剖結(jié)構(gòu)和穩(wěn)定性完全符合神經(jīng)外科微創(chuàng)理念,而其在避免了全椎板切除的同時(shí),還為病人節(jié)約了內(nèi)固定材料的費(fèi)用。根據(jù)我們的經(jīng)驗(yàn)，椎管內(nèi)大部份的腫瘤均可經(jīng)半椎板切開進(jìn)行顯微手術(shù)治療。對于半椎板入路應(yīng)以病灶側(cè)或病灶中心側(cè)為手術(shù)切口進(jìn)入 ,術(shù)中應(yīng)在骨膜下分離椎旁肌 ,保留棘上、棘間韌帶與棘突 ,開窗側(cè)盡量保留關(guān)節(jié)突;開窗范圍可達(dá) 1.5～2.0cm，棘突基底部可楔形咬除或磨除 ,盡可能增加手術(shù)視野,保留脊柱的解剖結(jié)構(gòu)完整性。適用于背側(cè)或外側(cè)的髓外腫瘤,及病灶小、邊界清的髓內(nèi)腫瘤。但對于腫瘤大、與脊髓粘連緊密或髓內(nèi)無邊界浸潤生長的腫瘤 ,為減少對脊髓和神經(jīng)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(fā)展：在椎管內(nèi)腫瘤切除中行椎板截骨原位再植術(shù)，即椎管重建，可進(jìn)一步恢復(fù)脊柱的穩(wěn)定性，并將發(fā)生手術(shù)并發(fā)癥的機(jī)會降到最低。采用半椎板或次半椎板切除術(shù)行脊髓腫瘤切除，其對于防止椎體后方支持結(jié)構(gòu)的削弱已經(jīng)是一個(gè)有力的措施，但該術(shù)式僅適用于啞鈴型或偏一側(cè)的較小腫瘤。如遇腫瘤較大，只能行瘤內(nèi)分塊切除或刮除腫瘤，若腫瘤血供豐富，將很難保持清晰術(shù)野，使靠近脊髓一側(cè)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(jīng)根漂移，過小的骨窗會導(dǎo)致腫瘤定位及切除操作的困難，增加神經(jīng)牽拉和誤傷的機(jī)會，從而使術(shù)后脊髓、神經(jīng)根癥狀加重，影響手術(shù)效果，有違微侵襲手術(shù)的初衷。臨床上發(fā)現(xiàn)半椎板術(shù)后行椎管重建更加符合微創(chuàng)手術(shù)的標(biāo)準(zhǔn)。關(guān)于經(jīng)半椎板入路術(shù)后椎板重建的手術(shù)方式 ,國外報(bào)道甚少 ,2003年國內(nèi)趙愛國等人［5］始有類似報(bào)道 ,就其手術(shù)方法而言 ,術(shù)中切除了一側(cè)的椎板及棘突術(shù)后回植的方法 ,大大減輕了對椎管穩(wěn)定性的破壞 ,但對于“微創(chuàng)”的概念而言, 創(chuàng)傷仍然不小。Banczerowski等采用的單側(cè)部分半椎板切除并術(shù)后回植重建椎管的做法幾乎達(dá)到了“無創(chuàng)”的效果［6］。

3.2 脊柱穩(wěn)定的理論基礎(chǔ)：脊柱是人體主要的支持結(jié)構(gòu) ,在維持人體的穩(wěn)定以及運(yùn)動方面發(fā)揮著重要的用。脊柱解剖結(jié)構(gòu)的完整性是維持其生理功能的基礎(chǔ)。脊柱穩(wěn)定性定義為:在生理載荷情況下,保護(hù)神經(jīng)結(jié)構(gòu)的功能單位既無異常的應(yīng)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(jìn)一步理解脊柱的生物力學(xué)特點(diǎn)奠定了基礎(chǔ)，即前縱韌帶、椎體的前半部分和纖維環(huán)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(huán)的后半部分組成中柱，由椎弓根、黃韌帶、關(guān)節(jié)囊和棘間韌帶組成后柱。生物力學(xué)證實(shí)后柱和中柱共同承受60%的載荷。在后柱中,關(guān)節(jié)突除引導(dǎo)節(jié)段的運(yùn)動外,還承受壓縮、 拉伸、 剪切、 扭轉(zhuǎn)等不同類型的負(fù)荷,對脊柱的運(yùn)動有重要的影響。韌帶主要承擔(dān)大部分的牽張負(fù)荷,它可以限制脊柱運(yùn)動在一定的范圍內(nèi),同時(shí)它可以通過限制位移,吸收能量來保護(hù)脊髓免受損傷。傳統(tǒng)認(rèn)為單純后柱結(jié)構(gòu)缺失、無小關(guān)節(jié)突損傷的情況下對脊柱尤其胸腰段的穩(wěn)定性影響甚微。但實(shí)際上，椎板切除后,脊柱整體穩(wěn)定性明顯減弱,椎管后壁骨性結(jié)構(gòu)缺失使硬脊膜囊和脊神經(jīng)根完露,日久因局部纖維化和瘢痕組織增生可形成醫(yī)源性椎管狹窄癥,從而出現(xiàn)新的癥狀和體征［8］。景治濤等發(fā)現(xiàn)兒童椎管內(nèi)腫瘤術(shù)中椎板切除范圍>3個(gè)易發(fā)生脊柱畸形。陳贊等認(rèn)為切除過多的椎板勢必影響脊柱的穩(wěn)定性,甚至導(dǎo)致脊柱后凸畸形,造成醫(yī)源性脊髓壓迫損傷。

3.3 椎管重建的意義：手術(shù)對脊柱部件的切除必然要影響脊柱的穩(wěn)定性,手術(shù)后脊柱節(jié)段運(yùn)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(guān)。傳統(tǒng)的手術(shù)對脊柱的穩(wěn)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(xù)性,為維持脊柱的穩(wěn)定性提供了解剖基礎(chǔ)。同時(shí),椎管重建保持椎管的完整性,避免椎管后方結(jié)構(gòu)缺失而引起的椎管內(nèi)神經(jīng)粘連,保護(hù)了神經(jīng)功能,進(jìn)一步保持脊柱的穩(wěn)定性。

以往的椎板切除術(shù)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(chuàng)傷修復(fù)過程中形成的瘢痕可直接突入椎管內(nèi),與硬膜、神經(jīng)根粘連,引起腰腿痛癥狀復(fù)發(fā)。Scheuerma等(1951年) 和 LaRoc-ca等 (1974年)的實(shí)驗(yàn)中用明膠海綿用于椎板切除術(shù)后預(yù)防硬膜和神經(jīng)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(xué)者的實(shí)驗(yàn)均證明明膠海綿植入后可達(dá)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(xì)胞與血腫達(dá)到防粘連效果。硅膠、透明質(zhì)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(shù)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(shù)后硬膜和神經(jīng)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(fā)癥［9］。由此,可以看出單純用材料解決椎板切除術(shù)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(shù)后恢復(fù)脊柱后柱及椎管的完整性 ,有效的解決了椎板切除術(shù)后硬膜周圍瘢痕粘連的發(fā)生 ,提高了手術(shù)效果。椎板回植椎管重建主要適用于椎管內(nèi)占位病變，尤其是胸腰椎椎管內(nèi)原發(fā)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(fā)育性腰椎管狹窄、腰椎間盤中央型突出鈣化等。對轉(zhuǎn)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(fā)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(jìn)行椎板切除重建,Perkinson應(yīng)用普通線鋸進(jìn)行椎板切除重建,但兩種方法截骨時(shí)造成骨的丟失過多,在進(jìn)行回植時(shí)不易恢復(fù)原有的解剖結(jié)構(gòu),對于兒童由于脊柱骨更小,這一缺點(diǎn)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(jīng)的缺點(diǎn)［10］。高速銑刀可以迅速方便的銑開椎板,節(jié)省時(shí)間的同時(shí)明顯減少傳統(tǒng)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(dǎo)致的硬脊膜破損、脊髓、脊神經(jīng)根損傷。因?yàn)殂姷额^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(tǒng)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(dāng)于一根椎板鋼絲,而且非常柔韌,表面光滑,穿入時(shí)有塑料外套保護(hù),操作過程相當(dāng)于進(jìn)行開放的硬膜外導(dǎo)管穿刺,因此,從椎管內(nèi)穿出時(shí)非常安全,不易損傷硬脊膜和神經(jīng)。1999年日本的Tomita ［11］最早使用T型鋸進(jìn)行脊柱腫瘤手術(shù),對脊柱腫瘤進(jìn)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(wěn)定。Kawahara ［11］和Tomita等首先將這一技術(shù)用于椎板大塊切除原位精確回植重建,進(jìn)行椎管成形,對椎管內(nèi)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(nèi)骨科醫(yī)師較神經(jīng)外科醫(yī)師更早注意研究和探索重塑脊椎后柱結(jié)構(gòu)及穩(wěn)定性的理論和方法。早期,常采用椎板單開門技術(shù)結(jié)合棘突打孔絲線固定治療包括椎管狹窄在內(nèi)的部分脊椎病變，此技術(shù)雖然可以使椎板棘突解剖復(fù)位，但因術(shù)中椎板阻擋嚴(yán)重影響腫瘤暴露而無法應(yīng)用于椎管內(nèi)腫瘤切除術(shù)。近年來,頸椎后路鋼板螺釘固定技術(shù)廣泛應(yīng)用于頸椎管后部結(jié)構(gòu)的固定,這其中包括側(cè)塊螺釘和椎弓根螺釘?shù)氖褂?。綜觀骨科醫(yī)師在此方面所做的努力主要集中在應(yīng)用特殊固定器械重塑后柱的穩(wěn)定性,并非真正意義的椎管后部結(jié)構(gòu)的解剖復(fù)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(shù)中,采用多種特殊內(nèi)固定系統(tǒng)重建脊柱穩(wěn)定性,而最有創(chuàng)意并接近生理解剖復(fù)位的嘗試應(yīng)屬營風(fēng)增等采用頸椎后路單開門技術(shù)結(jié)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(cè)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(fù)合體進(jìn)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(dá)到脊柱應(yīng)力狀態(tài)下的堅(jiān)強(qiáng)固定。如何尋找一種既具有一定強(qiáng)度,又能方便塑形 ,操作簡單可靠,術(shù)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(bǔ)鈦板、鈦條、鈦釘基本符合了上述標(biāo)準(zhǔn)。近年來,我們應(yīng)用高速磨鉆、銑刀開窗，將相應(yīng)椎板及棘突完整取下，再選用相對較厚進(jìn)口鈦條,結(jié)合6mm防自脫的專用鈦釘重建椎管的解剖結(jié)構(gòu)，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(nèi)腫瘤切除手術(shù)中,選用半椎板切除術(shù)并使用椎管重建的方法不僅符合脊柱解剖學(xué)原理及生物動力學(xué)原理,而且也符合越來越被人們推崇的微創(chuàng)的理念。在不影響切除腫瘤的前提下保持了脊柱的穩(wěn)定性,維護(hù)了椎管的完整性,創(chuàng)傷小、疼痛輕、術(shù)后臥床時(shí)間短、恢復(fù)快。而且從遠(yuǎn)期效果講,可以避免傳統(tǒng)椎板切除手術(shù)創(chuàng)傷修復(fù)過程中形成的瘢痕突入椎管內(nèi)與硬脊膜、神經(jīng)粘連而帶來的疼痛或神經(jīng)功能缺失等一系列癥狀。在椎管內(nèi)腫瘤切除術(shù)中，我們正使用越來越先進(jìn)的工具、去發(fā)現(xiàn)越來越適合的材料，椎管重建得到了越來越多的應(yīng)用及開展,其優(yōu)越性也得到了越來越好的體現(xiàn)。相信,隨著科技的進(jìn)步和醫(yī)學(xué)的發(fā)展,椎管重建一定會有更好的明天。

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