生物力学的定义范文

导语：如何才能写好一篇生物力学的定义，这就需要搜集整理更多的资料和文献，欢迎阅读由公务员之家整理的十篇范文，供你借鉴。

篇1

2011年版义务教育课标要求：对几何定理的教学，要以探索与证明的流程来进行.对一些基本定理如三角形内角和定理、平行四边形的性质定理、三角形中位线定理、三角形相似的预备定理等，如何有效引导学生发现、悟出证明的基本思路，来提高课堂效率呢？经过探索、总结近几年课改成功经验和优秀课例得出：基本定理的教学应按照“生成、发现、分离、复原与论证”这样一条基本思路来进行.实践也证明：基本定理的证明方法和证明时运用的数学思想方法，对其相关定理的教学起到奠基作用.现以课例的形式，将基本定理用这一基本思路来操作介绍如下：

2基本操作方法介绍

三角形的内角和

（一）（生成）如图1，直线a、b与直线c分别相交于A、B两点，且a∥b.问学生：

1.此时，∠1与∠2的和是多少？（180°）为什么？（两直线平行，同旁内角互补）.

2.若将直线a绕A点顺时针旋转一定的角度θ（不妨让0

3.设直线a′与b相交于C点，如图2所示，那么点A、点B、点C所构成的几何图形是什么图形？（三角形）.

4.在图（2）中，∠θ与哪个角相等？为什么？（∠θ=∠ACB，两直线平行，内错角相等）.

5.（发现）问图2中∠CAB+∠ABC+∠ACB与∠1+∠2有何大小关系呢？是多少？（相等，180°）.

（二）（分离）若从图2中分离出ABC来，即图3，那么∠A+∠B+∠C的和变吗？（不变）.

1.请同学们想一想，如何运用已学知识来证明如图3所示的ABC的内角和是180°呢？

预设引导：（根据学生情况可能用到的提示.下同）

①问初中已学几何知识中，与180°有关的知识有哪些？（平角；邻补角；两直线平行，同旁内角互补）.

②如何将三角形的三个内角转化成一个平角或邻补角或两直线平行后的同旁内角呢？请同学们联系前面发现结论的过程想一想，该如何做？

2.（复原与论证）过任意一个顶点作另一边的平行线：如

方法①如图4所示，过B点作BE∥AC的射线BE；

方法②如图5所示，过B点作BE∥AC的直线EF，注意∠1，∠2分别与哪个角相等？

方法③如图6所示，过B点作BE∥AC的射线，并延长AB至F等.

3.反问学生，对任意一个三角形，采用上述方法能够证明它的内角和是180°吗？（能）

从而说明上述方法具有一般性：即三角形的内角和等于180°.证明的基本方法是将其转化为邻补角或平角或互补角来实现.

平行四边形的性质定理

（一）（生成）如图7，在ABC中，不妨过C点作CD∥BA，过A作AD∥BC，CD与AD交于点D.问学生：

1.图中四边形ABCD在小学称之为什么四边形？（平行四边形）.

2.（发现）运用你已掌握的知识，说一说图形中有无相等的线段，相等的角呢？（AB=CD，AD=BC，∠B=∠D，∠BAD=∠DCB）并给出得到结论的理由.（利用ABC≌CDA）.

（二）（分离）若将图7中的线段AC擦去，就得到图8.问：

1.上面得到的线段相等、角相等还相等吗？（相等）

2.在图8中，已知CD∥BA，AD∥BC，怎样去证明AB=CD，AD=BC，∠B=∠D，∠A=∠C呢？

预设引导：

①说明与证明线段相等的已学知识有哪些？（线段中点知识；等腰三角形知识；全等三角形知识），结合图8、已知内容，根据你的理解，哪些知识与本证明问题联系不上？（线段中点知识；等腰三角形知识）.

②如何将平行四边形转化成两个全等三角形呢？

3.（复原与论证）连接任意一条对角线.

方法①：如图9所示，连接AC，通过证明ABC≌CDA来得出结论.

方法②：连接BD，通过证明ABD≌CDB来得出结论.

4.任意画一个平行四边形ABCD，那么它的对边相等、对角相等吗？（相等）如何证明呢？（方法同上）.

平行四边形的对边相等，对角相等，证明的基本方法是将其转化在两个全等三角形中来实现.

三角形的中位线

（一）（生成）如图10所示，ABCD中，E，F分别是AB，CD的中点，连接EF，AC（BD），H是EF与AC的交点.问学生：

1.EF与BC（AD）有怎样的位置关系？（平行）有怎样的数量关系？（相等）为什么呢？（用平行四边形的判定方法与性质来说明）.

2.H点具有什么样的特殊性？（H点为AC的中点）怎样去证明呢？（利用AHE≌CHF来说明）.

3.（发现）在ABC中，E，H点分别是AB，AC的中点，那么EH与BC有怎样的位置和数量关系呢？（EH∥BC，EH=12BC）.

（二）（分离）若将图10中的ABC分离出来即图11，那么EH∥BC，EH=12BC还成立吗？（成立）.

1.请同学们想一想，在图11中，当E、H分别为AB、AC中点时，有EH∥BC，EH=12BC吗？

预设引导：

①你学过哪些知识可供用来判断两线平行呢？（平行线的判断方法；借助某个四边形，先判定它是平行四边形，再得两线平行）.

②在图11中，有角等或互补的条件吗？（无）.

因此证明EH要平行BC，就只剩下构造并证明某个四边形是平行四边形后，再来得出结论了.

③在图11中，如何构造出的平行四边形，才能有EH的2倍等于BC或BC的一半等于EH呢？

2.（复原与证明）

方法①：延长EH（或HE，略.下同）至F，使EH=HF，连接CF，如图12所示，通过证明AHE≌CHF，得到∠A=∠HCF，AE=CF，从而说明四边形BCFE是平行四边形，则EH∥BC，EH=12BC.

方法②：过C（或B）点作CF∥AB，延长EH与CF交于点F，先说明CFH≌AEH，进而得到HF=EH，CF=AE=BE来说明四边形BCFE是平行四边形，则EH∥BC，EH=12BC.

方法③：过A点作AD∥BC，过H（或E）点作HD∥AB，HD与AD交于点D，与BC交于点F，如图13所示，易得∠FCH=∠DAH，四边形ABFD是平行四边形，AD=BF，进而说明ADH≌CFH，则AD=CF，DH=HF，所以四边形AEHD是平行四边形，则EH∥BC，EH=12BC.

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关键词： 足部； 应力分析； 跖骨； 有限元； Abaqus

中图分类号： R6；TB115.1文献标志码： B

引言

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

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

（a）足部骨组织 （b）足部韧带与关节图 1足部结构

1CAE分析

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

1.1几何模型

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

（1）为减少计算量，对足部剖面视图进行研究，即建立二维模型.

（2）将足部韧带与关节简化成线单元.

（3）忽略骰骨和籽骨，将足舟骨与楔骨合为一体.

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

（a）足部轮廓 （b）足部模型图 2建模过程

1.2单元类型和材料属性

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

（a）网格划分 （b）载荷与边界条件图 3计算过程

1.3载荷和边界条件

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

1.4计算结果

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

（a）应力分布 （b）位移分布图 4分析结果

2不同工况分析

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

（a）施加载荷 （b）路径应力图 5变工况分析

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

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

3结论

对人体足部进行二维建模，并分析其受力情况，得到以下结论.

（1）人正常站立时，足部各个骨组织中骨关节和跖骨受力较大.

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

（3）本文的研究方法为损伤模拟等生物力学问题提供一种参考手段.参考文献：

[1]杨琳， 梁栋柱， 钟世镇， 等. 足部生物力学实验研究进展[J]. 医学综述， 2011， 17（5）： 712714

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

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

[4]胡辉莹， 钟世镇， 聂晨阳. 人体骨骼生物力学中有限元分析的研究进展[J]. 广东医学， 2007， 28（9）： 15321534.

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

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

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关键词：生物力学 跳台跳水 起跳技术

一、前言

竟技体育的目标是“更高、更快、更强”。运动员通过不断 克服自我来提高速度、力量、动作的准确性。除了刻苦的训练 之外,科学的训练方法和手段是提高运动员成绩的有效途径。提高运动技术训练科学化水平的重要前提条件就是吸收各学科最新发展成果,采用先进的测量手段进行定量研究。 信息技术或者计算机技术的广泛深人应用引起了社会的巨大变革,对运动训练和体育科学研究也带来了前所未有 的机遇,正在改变体育科学研究与训练的模式。

二、研究方法与研究对象

1、研究对象河北省跳水队优秀的运动员

2、 研究方法

（1）文献资料法查阅国内外关于高台跳水起跳技术的研究现状，有关计算机模拟的相关文献

（2） 计算机仿真模拟

①以三维方式逼真模拟技术动作。 通过形象化的方式让运动员更容易、更快速地掌握技术动作要领，从而大幅度地提高运动员整体运动技能水平。

②新动作设计与技术动作标准化。可以编辑、修改、设计新动作，通过该工具还可以让教练员设计出自己头脑中“理想”的动作，据此建立标准技术动作库，用于教学与(国际)裁判培训，提高比赛成绩。

③技术动作分析。可以对技术动作做量化分析，并以图形方式展示分析结果。包括位移、速度、力等。在此基础上，可以对“理想”动作与运动员技术动作做深层次的分析，并给出运动员改进技术动作的指导性意见。

④动作编排模拟与设计。从模拟的单个技术动作中，教练可以挑选出需要编排的候选动作，系统将按照教练的意愿模拟编排结果，教练员可以从各种编排结果中挑选最优的编排，从而辅助教练确定方案。

三、分析与讨论

我国跳台跳水技术在世界上已居前列，在重大的国际比赛中我国选手多次获得金牌。跳水技术的发挥是多方面的，其中起跳技术是整个跳水技术的关键。在动作多周翻腾的方向上发展的今天起跳技术，大有改进的潜力。当前国内外选手在跳台跳水动作的起跳技术上都采用助跑2～3步单脚起跳、双脚落地制动缓冲，同时两臂上举，向后弯屈小臂，在蹬地同时两小臂快速向上摆动以增大蹬踏力使身体沿一弧线跃起的技术动作(简称上摆臂式起跳技术)。

设定人体质量不变(同一个人)，在动作技术过程中，水平助跑速度相同，下肢制动缓冲速度也相同，上肢摆动小臂的速度不一样(取上肢重心移动速度的平均值计算)。起跳瞬间身体躯干姿态相同，用体操中的下摆臂起跳技术来模拟跳水的起跳技术。

良好的起跳技术主要是为获得较大的垂直起跳力和绕身体重心的转动力矩，从而保证有较长的滞空时间和翻转角速度。

下摆臂式起跳优于上摆臂式起跳的主要原因是：上摆臂动作主要是小臂在摆动，因此上升距离(小臂重心移动)小，参予摆动的质量也小。而下摆臂动作是上肢进行摆动，蹬伸期间整个上肢重心摆动距离大，参予摆动的质量也大，从而获得较大的蹬踏力。一个高难度旋转动作的优劣，与身体腾空高度相关甚大，蹬踏力越大，腾空越高，腾空时间就越长，就越能保证运动员在该段时间内完成动作。

摆动臂对人体重心的力臂――取起跳瞬间相邻图片两小臂重心连线至总重心距离

人体总质量为50 kg、蹬伸阶段重心位移0.3 m、蹬伸时间0.2 s

从技术要点分析我们把蹬踏力定义为沿脚、髋关节连线方向上行下摆臂式起跳动作蹬踏力偏后，而上摆臂式则偏前，与水平夹角分别为75°86，前者更有利于制动。从表1中看出下摆臂式的起跳比上摆臂式起跳技术能获得更大的转动力矩，当踏跳时间相同时将获得更大的冲量矩。另外上摆臂式起跳动作由于两臂上举人体质量分布距人体质心较远，起跳瞬间的转动惯量大于下摆臂式起跳的转动惯量。根据动量矩定理(MΔt=I2ω2-I1ω1)，当冲量矩不变时，转动惯量大的角速度必然小，也进一步证明了上摆臂式起跳技术不利于获得较大的转动角速度。

总结

力学分析计算证明下摆臂提肘式的助跑前空翻起跳技术比上摆臂式起跳技术能获得更大的前翻冲量矩，对发展向前的多周翻腾动作有利。跳台跳水动作向多周翻腾发展难度时(109C、109B)建议采用下摆臂后提肘式的起跳技术为宜。

参考文献：

[1]丁海曙，等. 人体运动信息检测与处理. 北京宇航出版社，第1版，1992年7月

[2]国家体委科研所生物力学组. 中国亚运会巴赛罗那奥运会跳水运动员参数测试评估. 中国体育科技，1997年7月

[3]袁晋纯. 运动生物力学研究方法. 广州体院出版社，1984

[4]国家体委. 竞技体操竞赛规则. 1994

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[关键词]下颌角截骨整形;三维有限元;生物力学

[中图分类号]R782.2[文献标识码]A[文章编号]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.

随着计算机技术不断进步,有限元法逐渐成为力学研究中最为重要的分析方法之一,并广泛应用于工程设计制造领域,近年来在生物力学研究中也得到广泛的应用。由于生物体在几何形状和材料性质上的特殊性和复杂性,快速、准确地建立生物组织结构的三维有限元模型是生物力学有限元研究的难题,同时也是进行三维有限元分析的基础。以往的生物力学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种软件结合方式针对单一组织结构建立具有共性的有限元模型。随着医学影像技术的进步计算机软件系统的发展,使用统一标准的数字化影像文件结合单一软件建立三维有限元模型成为可能。本文应用薄层CT扫描技术,采用DICOM标准格式导入Mimics软件处理,最终应用Ansys有限元软件快速有效建成无牙下颌骨和TMJ三维有限元模型。

1材料和方法

1.1 样本来源:选择颅颌系统发育正常的健康女性青年志愿者,I类磨牙关系,牙周健康,无TMJ 疾患。

1.2 试验设备:①CT扫描机:采用飞利浦Brilliance 64排螺旋CT 扫描机;②试验所用计算机系统硬件配置:CPU Core 2 双核2.8G,4G DDR2内存,640G硬盘;③试验用计算机操作系统:Windows XP Professional Sp3;④试验用软件:Mimics12.0(Materialise's Interactive Medical Image Control System):Ansys12.0(Analysis System)。

1.3 方法

1.3.1 CT扫描:头颅固定架对患者头颅进行固定,进行颅颌面(全颅)的轴向断层扫描,连续无间隔扫描。扫描基准线平行于眶-耳平面。层厚0.67mm,扫描参数为120kV,230mas,扫描矩阵512×512。颞下颌关节区及下颌骨连续进行170 层扫描。所得图像经联机工作站处理DICOM格式数据文件,刻录存盘。

1.3.2 CT图像的处理:CT扫描所获得DICOM格式数据文件导入Mimics12.0软件。根据实验设计要求通过对蒙罩(Mask)的分割(segementation)操作,在CT图像上确定需要进行三维成像的组织结构边界,提取出不含下牙列的下颌骨和颞下颌关节窝,设定参数后重建三维图像。得到的三维模型是原始三维表面模型,表面粗糙,直接利用其进行表面网格划分将会产生单元形状畸形,单元数量过多等问题,影响到后续力学计算的速度和结果分析精确性。因此必须利用Mimics的Remesh模块对三维模型的表面进行平滑(smooth),见图1。再通过Remesh模块对模型表面的三角形面片数量和质量进行优化。表面三角形数量由126178减少到18008个,且三角形底边与高之比均大于0.3,符合有限元分析要求,见图2。

1.4 三维有限元模型建立:将优化好的表面网格输出为Ansys12.0软件可以识别的Ansys element文件,在Ansys12.0导入该文件,选择10节点四面体单元Solid92进行三维网格划分,生成实体模型,共生成161788单元189057节点。

材料力学参数:下颌骨的皮质骨、松质骨及其他组织(髁突软骨、关节盘等)均为各向同性、均匀连续的线弹性材料。骨组织力学参数由下颌骨CT值计算得出。利用颌骨CT值、表观密度和骨弹性模量之间的对应关系,根据构成骨的像素的灰度值(CT值)来进行插值计算,得到此骨的表观密度,并由表观密度推算出它的弹性模量[1]。

在本模型中,骨表观密度由CT值(Hounsfield)导出。根据以下公式计算出单元的表观密度 :

骨组织弹性模量由以下经验公式计算:

由已知水的CT值和表观密度,皮质骨平均CT值和表观密度,取已知皮质骨最大弹性模量,公式(2)简化为:

则得,k =4249 GPa(g/cm3)-3,

由于不同部位下颌骨皮质骨和松质骨的CT值有一定变化,所以测量下颌骨五个部位,求得皮质骨最大CT值平均为1600HU,松质骨最大CT值平均为600HU,导入公式(1)和(3)计算出该模型皮质骨和松质骨的弹性模量分别为14963.78 MPa和1179.75MPa。

将Ansys前处理模块中生成的实体模型导回,在Mimics的FEA模块中根据下颌骨各单元CT值分别赋材料性质。

1.5 模型的边界约束设计:对咀嚼肌、下颌韧带采用杆单元模拟其约束,杆单元材料定义为只受拉不受压的非线性材料,单元横截面积与各自模拟的肌肉和韧带截面积相同。根据Spronsen等[5-6]的研究结果获得咀嚼肌的有关参数(见表1)。参考周学军等[7]的实验结果,获得关节韧带的参数(表2),并采用“面-面接触对” 模拟牙合面和关节窝之间的连接。

2结果

建立了一个包括下颌骨、颞下颌关节、肌肉和韧带的下颌骨三维有限元总体模型,可根据实验不同需要调用,见图3。

3讨论

与传统实验性应力分析相比,有限元技术具有更多的优点。但有限元方法分析结果受诸多因素的影响。例如:模型的相似性,单元划分的粗细程度,载荷情况及边界条件与真实情况的差异等,均影响分析结果的精确性[8]。提高有限元分析结果的可靠性,模型精确程度及边界条件设置等都是十分重要的。由于牙颌组织中的牙齿、牙周膜、牙槽骨、颌骨以及修复体的结构外形多样性、不规则性、受力的复杂性,如何准确获取上述结构的几何形态并将其计算机数字化,建立完整准确的下颌骨三维有限元模型是有限元分析能否实现的关键。

生物体三维有限元建模方法经历了数代演进,主要包括:①磨片、切片法[9-10];②三维测量法[11-12];③CT图像处理法;④DICOM数据直接建模法等[13]。磨片、切片法是破坏性建模方法并且磨切片厚度难以控制,图像的拍摄处理,边缘提取等环节都可能产生误差,因此该方法目前很少采用。三维扫描测量的方法进行数据采集的成本高,数据采集后处理的时间长,生成CAD模型后还要进行数据转换后才能供有限元建模使用,且测量只能得到表面数据,不能够区分结构材料性质的变化,更适用于实物的测量反求。CT图像处理方法需要人工把CT胶片上的每一张图像扫描转换为计算机能识别的位图格式,并且使用图像处理软件中人工定位配准。不仅需要花费大量的人力、物力,而且在通过胶片扫描传递数据的过程中容易丢失很多信息;配准精度也直接影响着所建立模型精确性[13-15]。

本实验采用DICOM数据直接建模法其过程为:①CT扫描输出DICOM格式数据文件;②DICOM数据的读入专用软件。分割图像,生成3D模型,优化表面网格;③通过与有限元分析软件的良好的数据接口,直接导入有限元分析软件前处理模块生成体网格;④根据各单元的CT值给单元赋材料性质;⑤最后将赋完材料性质的实体导入有限元分析软件进行装配,完成建模。

DICOM格式数据文件直接建模,可以直接读取数据并处理,避免反复的数据导入、导出,文件格式的转换造成的数据失真或丢失,大大提高了模型的精确度。本研究将DICOM数据直接导入Mimics软件直接生成三维模型,再通过Ansys element文件接口将模型导入Ansys12.0,由表面单元直接生成体单元,避免了过去由面生成体以后再划分体单元,造成的体单元质量下降。利用DICOM文件中包含的CT值信息,根据模型每个单元密度赋材料性质,使数据得到最大限度的利用。避免了过去建模中将皮质骨和松质骨进行分割,分别建模的繁琐,同时极大提高了模型的精度。

三维有限元模型的几何相似性、单元的大小、形状、数目、载荷情况、边界条件与真实情况的差异等,均影响应力分析结果。目前根据不同研究需要已建立的下颌骨三维有限元模型[7, 16-18],边界约束设计也各不相同,周学军等[7]考虑到肌肉的柔索性质,即只能限制物体沿着柔索伸长方向的运动,而不能限制物体在其他方向的运动[19],采用缆索元模拟肌肉约束,更符合分析下颌骨经矫形力作用下的受力情况。史真等建立了下颌牵张成骨三维有限元模型[20],李勇等正常人下颌升支矢状截骨术的三维有限元模型[21]李慧超建立了下颌角整形手术术前术后模型[22],Frivo等建立了单侧TMJ有限元模型[23]。柳大烈等建立了咬肌牵动的颧骨复合体三维有限元模型用于研究颧骨缩小整形手术的生物力学[24]。因此,本实验在ANSYS软件中采用只受拉的Link10单元模拟咀嚼肌及韧带的约束。此外,与以往主要研究咬合力的有限元模型不同的是,在研究下颌角整形手术时,必须考虑颞下颌关节及其韧带作用,本实验在模拟嚼肌、颞肌、翼内肌和翼外肌约束的同时,模拟了颞下颌关节韧带包括颞下颌韧带、茎突下颌韧带、蝶下颌韧带对颞下颌关节的约束,提高了模型的生物和力学相似性。为进一步研究下颌截骨整形手术提供了基础。

下颌角截骨整形的一种方法是通过沿截骨线进行钻孔后凿断。目前用有限元法模拟下颌截骨整形手术的研究还鲜见报道。Remmler等[25]用有限元法建立预测模型,进行颅面部牵张成骨的术前分析,认为有限元法能以数学形式反映颅面组织的材料特征、物理特征和反应特性,可以模拟多种外科手术、生理活动和头部外伤。利用本模型的下一步实验,拟通过布尔运算模拟下颌角截骨,在下颌角部根据实验手术设计改变工况和边界条件,加载冲击载荷,模拟手术操作过程,分析不同条件下下颌骨及相关结构的生物力学变化。同时还可以模拟不同体积的下颌角骨组织截除后正常咬合时和下颌骨受到撞击时生物力学性能的变化。

需要强调的一点是,由于有限元需要对复杂的实体中的一些次要结构和因素进行简化,再加上一些实验条件假设,所以,有限元的计算结果的绝对值很难代表人体的真实值,而且生物体的个体差异也无法考虑到实验模型中。目前尚无法达到完全模拟复杂的人体生物力学环境建立计算模型。

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篇5

【关键词】膝关节；有限元；应力；应变

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

经过长期的进化过程，人体形成了一个近乎完美的力学结构。由于通常的力学实验手法基本上无法直接应用于人体，对人体力学行为进行有限元数值模拟就成为深化对人体认识的一种有效手段。膝关节是人体最主要也是最重要的关节之一，由于其在临床医学、康复工程、生物机械工程等领域的重要研究价值和应用前景，长期以来吸引了大量生物力学研究者投入对其的研究。膝关节属于滑车球状关节，由股骨远端、胫骨近端及髌骨后面的关节面构成，是人体最复杂的关节。膝关节上下骨端均为松质骨，周围软组织包容少，遭受直接或间接暴力时，极易受到损伤。膝关节负重大，结构复杂且浅，骨杠杆又长，易受损伤，前后或两侧受踢击时均可使韧带、肌腱、半月板、膝关节造成裂伤、脱位，且难治愈。因而运用有限单元法深入进行膝关节的研究成为重要课题，随着认识的深入，必将促进骨科疾病诊断和修复计算机辅助设计的实现，使临床治疗技术跃上新台阶，给骨科临床应用提供科学的理论依据，促进生物力学向更深入、更广泛、更光明的前景发展［1，2］。

1 膝关节有限元模型的建立

1.1 边界条件设置 由于建立完整膝关节解剖模型是一件非常费时且非常复杂的工作，所以本文不考虑有关膝关节肌肉、韧带及半月板的模型。在本文中用边界条件来实现韧带的限制位移功能，来保证关节不产生横向及前后位移，以使关节保持稳定，约束限制情况见图1、2。另外，由于关节液的作用而假设在胫-股接触面上无摩擦，即将胫-股接触面的摩擦忽略。

在正常行走情况下，膝关节约承受人体重量的85.6%［3］。假设人体重为60kg，则膝关节承受的作用力为60kg×9.8N×85.6%=503.33N。膝关节受力则是通过在模型上表面作用面载荷，大小为体重的85.6%，并设载荷变化服从线性规律。

1.2 材料特性设置［4~6］ 人体骨骼材料的性质极为复杂，主要由密质骨和松质骨组成，而其密质骨和松质骨的性质也完全不同，涉及的参数多，模型复杂，计算量大。考虑到膝关节骨骼实际承重部分为松质骨，并且在正常情况下骨骼材料并不产生塑性变形，故本文假设骨骼材料为线弹性材料，其Young’s 模量大小为800MPa，泊松比为0.2，剪切模量为300MPa。

1.3 接触条件设置 本研究旨在考察关节在受力接触后上下关节面上的弹性变形及应力分布状况，所以将关节上下两部分分别做设置，并作为变形体处理。另设人膝关节由胫-股关节咬合接触组成，且胫-股关节咬合接触服从赫茨（Hertz）理论假设，即：胫骨和股骨均为均匀连续、各向同性、线弹性的材料组成；股骨与胫骨咬合接触表面的摩擦力由于关节液的存在而忽略不计，亦即咬合表面是理想光滑的；接触表面的尺寸与两接触体股骨与胫骨的曲率半径相比非常小。另外，增加一个刚体用于支撑胫骨下端［7］。

1.4 工况、作业设置及提交 一般情况下，人在行走时大约每分钟可走120步，因而每一步时间大约为60/120=0.5s。本研究将时间工况设为0.5s，并使用固定时间步长0.05s，共计10个增量步。

本文采用的模型为3D实体模型，因而分析类型定义设定为3D分析，输出结果为等效Von Mises应力和等效弹性应变。单元元素类型为八节点六面体实体元素。完成以上设置后，将作业提交计算机进行分析计算。

2 有限元仿真计算

2.1 股骨应力、应变分析 本文选取Von Mises应力作为衡量应力水平的主要指标。Von Mises应力是按照第四强度理论定义的一种综合应力，它反映了材料内部各点的平均应力水平，是有限元分析中最客观的指标之一［3］。股骨在与胫骨平台的接触挤压过程中将发生一定量的弹性变形，从而在接触面上产生一定的应力、应变。0.25s（增量步为5）后膝关节股骨下端等效Von Mises应力云图见图3。股骨轴向应力云图见图4。后交叉韧带（应力最大点用a表示）及股骨与胫骨接触处（应力最大点用b表示）的Von Mises应力随时间变化的曲线如图5和图6。由图3~8可见，产生的应力主要集中在股骨的下端面与胫骨平台接触区及韧带位置处，并且随着时间的增加而不断增大，在时间达到0.25s（即增量步为5）时，应力达到最大值。而且应力不仅集中于表面区域，在内部也有较大的应力产生。而应变的发生位置与应力的情形基本一致，主要集中于股骨的下端面与胫骨平台接触区和韧带位置，并且随着时间增加而不断增大。

图5 不同体重a点Von Mises应力曲线

Fig 5 Von Mises Stress Curve of

Different Weight of Node a

图6 不同体重b点Von Mises应力曲线

Fig6 Von Mises Stress Curve of

Different Weight of Node b

图7 a点的轴向应力曲线

Fig 7 Com 11 of Stress Curve of Node a

图8 b点的轴向应力曲线Fig 8 Com 11 of Stress Curve of Node b

另外，从图5及图6可见，在关节接触面上等效Von Mises应力随着体重增加而增大，其随时间的变化趋势也基本呈抛物线形状。50kg与60kg及60kg与70kg体重的等效Von Mises应力最大值与最小值仅有2MPa左右的差值，约为总应力的10%，可见体重差异并不会导致在关节面上产生较大应力差异。

对于轴向应力来说，其也随着体重的增加而增大，基本呈现线性变化。在关节面上有较大应力产生，最大值与最小值的差异约为1MPa，约占总应力的10%～20%，可见体重对轴向应力有较大影响。另外，在后交叉韧带位置处有较大应力集中产生，并且分布范围也相对较大。股骨轴向应力云图也可以得出上述结论，这也与实际经常发生膝关节损伤的位置相吻合。尤其对于运动员来说，由于运动中有冲击载荷的产生，从而常常导致在胫骨平台及韧带处发生伤害，这也与模拟结果相吻合。

2.2 股骨应力、应变分析 胫骨平台在与股骨的接触挤压过程中将发生一定量的弹性变形，从而在接触面上产生一定的应力、应变。计算结果如图9~14所示。由图9~10可见，应力主要集中在胫骨平台面与股骨接触区和韧带位置，并且随着时间增加应力、应变不断增大。由图10~14可见（胫骨与股骨接触处应力最大点用c表示，前交叉韧带处应力最大点用d表示），在时间达到0.25s（即增量步为5）时，Von Mises应力的大小达到最大值，随着时间的向前推移，应力又开始减小，直至为零。Von Mises应力及轴向应力曲线也基本是抛物线形状，最大值与最小值的差异也很小，仅有2MPa左右，约占总应力的10%左右。与股骨相似的是不仅在表面区域有较大的应力产生，而且在内部也有较大的应力产生，在胫骨平台与股骨接触面下七到八个单元的整个高度范围内都有较大的应力产生。这与实际膝关节胫骨骨折的位置相吻合，证明实际运动中由于冲击载荷的存在而在胫骨平台上产生很大的应力集中。

图11 c点的Von Mises应力随时间变化曲线

Fig 11 Von Mises Stress Curve of Node c

图12 c点的轴向应力随时间变化曲线

Fig 12 Com 11 of Stress Curve of Node c图13 d点的Von Mises应力随时间变化曲线

Fig 13 Von Mises Stress Curve of Node d

图14 d点的轴向应力随时间变化曲线

Fig 14 Com 11 of Stress Curve of Node d

3 体重对应力影响的分析

本文采用较为典型的中国人体重50～70kg段来作对比研究，未对更重或更轻的体重进行研究，而重点是研究Von Mises应力及等效弹性应变随体重的变化规律。通过计算可以发现，无论是应力还是应变，都会随着体重的增加而增大，变化趋势也基本一致，呈抛物线状，并且最大值都出现在0.25s处。Von Mises应力在数值上的差异也并不是很大，顶点处最小值与最大值仅有2MPa左右的差距，约占总应力的10%左右。可见，体重对应力大小差异并不是决定性因素。弹性应变的差异则更不显著，仅有300Pa左右。

4 结论

（1）膝关节模型由胫-股关节咬合接触组成，且胫-股关节咬合接触服从赫茨（Hertz）理论假设，即：胫骨和股骨均为连续、各向同性、线弹性的材料组成；接触表面的尺寸与两接触体股骨与胫骨的曲率半径相比非常小。

（2）该模型能较真实的反映出膝关节的解剖结构，忽略半月板等结构有利于减小计算量。

（3）在股骨与胫骨平台接触位置处产生较大应力集中，韧带处同样也产生了较大应力集中，比较符合实际情况。

（4）对不同体重人行走时，在膝关节面上产生的应力分析认为，体重对关节面上应力的大小并不产生较大影响，10kg体重仅带来约2MPa应力差异，只占总应力的10%。（本文图片1~4、9、10见封三）

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篇6

摘 要 通过文献资料法、专家调查法等方法，对网球发球技术中核心力量训练的原理、手段与效果进行了研究。通过对网球发球动作进行生物力学与解剖学的分析，我们了解到，发球动作是否合理要看全身的动量能否最终在击球瞬间传达到肢体末端。核心区作为之一动力链的中心环节，也是整体发力的主要环节，对上下肢的协同用力起着承上启下的枢纽作用。使得发球技术更加稳定、协调，发出的球速度更快，同时也在一定程度上预防着运动的损伤。

关键词 核心力量 网球发球 动力链 枢纽

一、核心力量的释义

（一）何为核心

人体的骨骼肌系统的核心包括脊柱，髋，盆骨，下肢近端和腹部。核心肌群包括有躯干和盆骨肌肉，它的主要作用是保持脊柱和盆骨的稳定性。因此，有必要评估核心的位置，核心的运动方式和核心的作用[1]。

（二）核心稳定性

核心稳定性是使得运动功能最大有效化的重要因素。本文采用的一般性定义是：在经过整合的运动链上，控制腿和髋以上躯干部位的姿势和躯干运动、是肌肉完成最佳的做功、是力量在运动链上的各个环节一直到肢体末端能有效的传输和控制力量的能力。

二、核心力量训练的作用

核心力量存在于所有运动项目中，所有体育动作都是以中心肌群为核心的运动链，强有力的核心肌群对运动中的身体姿势、运动技能和专项技术动作起着稳定和支持作用。任何竞技项目的技术动作都不是依靠某单一肌群就能完成的，它必须要动员许多肌肉群协调做功。核心肌群在此过程中担负着稳定重心、环节发力、传导力量等作用，同时也是整体发力的主要环节，对上下肢体的协同工作及整合用力起着承上启下的枢纽作用。包括：稳定脊柱和骨盆；改善控制力和平衡性；提高能量输出；提高肢体协调工作效率；降低能量消耗；预防运动损伤。

三、网球运动发球技术的动作原理及发力机制

正因为发球在网球比赛中所占有的重要地位，因此它受到了国内外网球界的极大重视，并对其进行了大量深入的研究。其实，当我们从系统论的视角来分析网球发球，可以看出它应是一个体系，包括很多重要的要素，在这些要素之间形成相对稳定的联系方式、组织秩序及其时空关系的内在表现的综合，并产生最大的功能，即最好的发球效果[3]。从发球的结果来说，它包含了发球者的目的和意图，因此它又是一种战术；而从发球者发球时的心理变化来看，它又包括心理因素成分；而对发球者发球时的身体状态来说，它还包括体能方面的因素等[4]。

（一）网球发球技术的生物力学分析

质量高的发球，其特点之一是速度快、力量大，给对手很大的压力。在发球过程中，运动员要尽可能的提高拍触球的瞬间的速度，以获取尽可能大的对网球的冲击力。重力和空气阻力对拍的作用力，不会提高拍击球时的速度，相反会部分抵消人对拍的作用力[5]。

在运动实践中，由于作用力的路程的局限性较大，因此只要掌握熟练而准确的技术动作和具有良好的核心力量素质，尽最大可能提高左后用力阶段动作速度，就可增大最后用力阶段的冲量。

四、核心力量训练在网球发球技术中的运用

（一）训练方法

15次瑞士球俯卧挺起；15次瑞士球撑姿收腿；15次瑞士球转髋所用；15次瑞士球屈腿举球；15次瑞士球背桥；15次跪地前伸；15次侧身直腿举球；15次瑞士球上蹲起练习；15次弓步后腿撑球双手举哑铃蹲起；15次站立平衡盘抓举杠铃蹲起；15次分钟坐姿单臂后拉。

（二）训练原理

核心力量训练主要表现在稳定状态与不稳定状态中加强身体肌肉协调的训练。通过自身调整不稳定的身体状态，达到训练神经―肌肉系统的平衡和控制能力以及本体感觉的一种训练方式。使用不稳定的装置进行力量训练不仅仅可以提高所训练肌肉的力量水平和本体感受能力，还可以激活核心肌群的参与[6]。

（三）运用效果

坚固稳定的核心稳定性可以将来自地面的力量有效传递至上肢，以达到对上肢或所持器械的最大加速或减速的作用，也可以将上肢动量传递给下肢，调整下肢肌群对地面的作用力度，从而提高上下肢或技术动作间的协调工作效率，所以核心力量训练提高网球发球的球速[7]。

五、结论

（一）通过核心力量的训练，对网球发球速度有着一定程度的提高。

（二）通过核心力量的训练，对网球发球技术的稳定性会有相应的提升。

（三）强化核心力量训练，可以提高网球运动员发球技术的协调性和平衡能力，预防运动损伤。

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篇7

关键词：罚球射门；出手速度；肘角；腕角；水球

中图分类号：G804.66

文献标识码：A

文章编号：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

在我国，水球是落后项目，女子水球国家队刚刚组建不久，在国际上名次很低，男子水球虽在亚洲称雄，但亚洲水球目前尚不足以与欧美洲强队抗衡。射门技术是水球运动的一项基本技术，同时又是一项关键技术，并且是水球运动中最复杂、难度最大的技术，特别是水球运动迅猛发展的今天，激烈对抗越来越强，在势均力敌的比赛中，射门成功率的高低常常成为决定胜负的关键，许多比赛只以一球定胜负，从而对射门技术提出更高的要求。本研究试图应用运动生物力学的研究方法，分析射门动作的主要环节，掌握影响射门技术的主要因素，揭示射门动作技术的基本规律和特点，为有针对性的进行训练和改进技术动作提供科学、客观的依据。

1研究对象与方法

1.1研究对象

试验对象为现役我国女子水球国家队8名运动员。平均身高达174.6cm，其他具体人体测量学数据如表1。

1.2研究方法

运用三维高速录像与解析系统对上述8名运动员罚球时大力射门动作技术运动学特征进行研究。

1.2.1录像系统

采用录像系统(包括两台录像机及一个三维标定框架)，录像拍摄频率为50fps。三维标定框架置于水中罚球线位置，标定框架的尺寸为2m×3m×2m，近一半的框架位于水面下，水面上共有12个标定点，能较好的使整个动作范围位于框架标定空间内。

1.2.2射门动作过程

射门动作于2006年1月11日在广西游泳中心水球训练馆进行。实验现场布置如图1。

录像机如图架设完毕后，用三维标定框架对运动范围进行标定。框架被拿开后，受试者在同一位置进行射门。正式射门前，受试者进行足够数量的射门练习(以需要为准)。正式射门时，运动员进行大力射门，同时进行录像三个大力射门动作。然后对下一名运动员进行如上程序的射门试验。

1.2.3录像解析过程

根据教练员目测，选取三次射门中最好的一次动作进行解析。每个射门动作定量分析水球离开水面至出手后3幅所有画面。录像分析采用视讯录像分析系统。解析点为：头顶点、胸骨下缘、左右肩、持球臂肘、持球臂腕、持球侧手及水球。

1.2.4运动学数据的计算

本研究中数据采用“视讯运动图像采集与分析系统”进行解析，应用Qtools及Execl软件进行数据计算及统计学处理。

本研究对关节角度的定义如下：

躯干扭转角度：某一动作过程左右肩连线在水平面的投影转过的角度。用来衡量身体扭转程度。

肘关节屈伸角：前臂与上臂间夹角。

腕关节屈伸角度：前臂与手之间的夹角。

关节角度运用Q-tools软件计算后，导入EXCEL进行计算分析。

2结果与分析

根据射门动作的运动学特征及其目的任务，可将射门动作分为两个动作阶段。

首先是超越器械阶段。该阶段运动员从水中提起水球，展开肩部，重心前移，球及持球臂位于躯干后方，形成背弓。该阶段以球与头水平距离最远时刻结束，该时刻为运动员最大超越器械时刻。

第二阶段是大力向前挥臂射门动作阶段。该阶段是受试者射门动作的关键阶段，受试者肩、肘、腕肢体各环节依次加速与制动，使末端环节(手尖)产生极大速度，最后转化为球的动能。

下面对受试运动员射门过程两个阶段的动作技术根据实验结果进行说明与分析。

2.1超越器械阶段动作技术分析受试者在超越器械结束时(相对向后引臂到极限点时)，腕关节成角平均约为153.4°肘关节平均约为105.8°。其中腕关节角度与Brucec.Elliott和JulieArmour所研究的女子运动员158°接近，但是肘关节却比其研究结果(85°)多出20°，接近他们当时研究的男运动员(107°)水平[5]。

受试者在相对向后引臂最大幅度时，球置于头上方平垂直距离均约0.173m，明显比Brucec.Elliott和andJulieArmour所研究的女子运动员(0.13m)大，接近了当时他们研究的男运动员(0.19m)[5]。这与受试者身体自然情况有关，为消除身高因素影响其距离，求得球与头在垂直方向上的距离与身高的比值，平均为0.099。在水平方向上头与球的距离平均约为0.45m。为消除臂展因素影响其距离，求得球与头在水平面上的距离与臂展的比值，平均为0.249(表3)。从表中可以看出，中国女子水球运动员在射门技术超越器械阶段相对向后引臂到最高点时肘关节角度及这两个指标更接近当时国外水球男子动作幅度，但腕关节角度相对当时女子指标还小。

本研究测算了受试者躯干扭转角度。发现受试者身体向后扭转平均约24.42°。而在大力向前挥臂动作阶段时，身体平均转过了101.8°(表2)。

受试者躯干扭转动作的幅度可在一定程度上说明其超越器械的程度与技术特征。从表中数据可以看出，高翱、郑颖和莫凤敏躯干在超越器械阶段向后扭转幅度很小，而其他5名选手的扭转幅度则非常大。造成这种差异的原因在于运动员初始位置不同，观察她们的技术图像可以看出，高翱刚开始拿球时身体已经侧对球门，而马欢欢的初始身体为面对球门。根据肌肉工作的生物力学原理可知，肌肉被动的离心收缩可以在拉长的肌肉中储存弹性势能，并产生牵张反射，进而在后继向心收缩过程中转变为动能，加快动作速度，提高动作质量。因此，面对球门的初始姿势可以使躯干有充分后旋的空间，肌肉被动拉长，有利于提高躯干向前扭转射门过程的动作速度。而侧对球门的运动员躯干肌肉没有或很少拉长，后继的射门动作则只有肌肉向心收缩产生的力量。但是，侧对球门运动员由于没有躯干后旋动作，使得整个射门动作的时间短，可使对手来不及防守，出其不意而得分。

从表3数据还可以看出，受试者躯干向前扭转角度的差异并不明显。这说明，不管是侧对球门还是面对球门，运动员躯干都将尽量大幅度向前扭转，增加投掷用力的距离，从而增加出手速度。

2.2大力向前挥臂射门动作阶段

此阶段是受试者射门动作的关键阶段，是受试者肩、肘、腕肢体各环节依次加速与制动,使末端环节(手尖)产生极大速度的动作过程，并最终转化为球的动能。该动作类似人体鞭打动作。上肢鞭打动作的主要目的是使末端环节获得最大的速度。为了达到这一目的,躯干和上肢各环节不但要尽力向投掷方向运动,而且必须协调配合。因此,运动员在做鞭打动作时,各肢体的运动形式必然表现出一定的配合特征即时序性。如图6所示受试者高翱的数据图，可以看出,该受试者肩、肘、腕依次加速，制动，使得动量依次通过上肢各环节最后传递到球，发挥出较高球速。如果这个时序性被打乱，必将影响最后球的出手速度。这个时序性，不仅与各个转动中心出现最大速度的时间先后有关，还与其时间间隔相关。如表4所示，研究发现孙雅婷时序性好，且各环节出现最大速度间隔大，表明其作用时间长，最后出手速度也最大。而只有受试者于雪肩最大速度出现在肘最大速度之后0.02s。可能这个原因使得其出手速度较其他受试者都低。这也说明了鞭打动作个环节依次加速、制动的时序性的重要性。

从表4中还可以看出,各环节动作达到最大速度的时间间隔非常小，都小于0.1s，这与其他研究者的结论[7]是一致的。这提示我们上肢鞭打动作各环节的配合需要十分的精确。因此对这些项目的运动员不但要进行肌肉力量的训练,还要有专门的方法训练各环节的动作协调与配合[7]。本研究建议受试者于雪可专门训练动作的协调与配合。

本研究统计了受试者手尖最大速度出现时刻与出手时刻的时间差，平均为0.015，有四个受试者是在出手时同时手尖达到最大速度。

本研究还统计了受试者出手前躯干在垂直轴上的位移范围，平均为0.269m(国外可达0.5～0.8m)[5]，通过对受试者躯干在垂直轴上的位移与出手速度进行相关性研究，发现其相关系数为-0.072。说明对于高水平运动员，球的出手速度与身体在垂直方向上的位移不存在明显的相关性。这个结论与BrucecElliott和andJulieArmour所研究的结论一致，表明出手速度与身体在垂直方向上的位移无明显相关性。但是鉴于身体在垂直方向上的位移越大，越容易越过防守对方，加大射门的威胁，所以本研究还是建议在不影响球速的条件下尽量增加身体在垂直方向上的位移。

在出手前0.22s阶段内，本研究发现孙雅婷与其他几个受试者腕关节表现不一样，如图7所示，孙雅婷在出手前0.04s时明显有一个压腕动作，即腕关节角度从原来的伸的状态变到曲的状态，而其他受试者都没有做到这点，其腕关节都是始终是伸的状态，虽然也有压住腕的动作，即腕关节角度始终是处于伸状态，其角度是在增加，但是只能描述成是顶住腕，而没有出现有扣腕动作，其中受试着莫凤敏在出手前0.08s已经达到最大值，之后开始减少，似乎表明该受试者在射门前0.08秒时塌腕了[3],在水球的训练中要求运动员在出手时要压腕，最后是手尖拨球，类似于投掷铅球时的拨球动作，但本研究所的的数据表明除孙雅婷外其他受试者没有充分用到腕关节来加速球，没有完全把动量传递给球，使得球没有达到可能的最大速度。

研究统计了受试者出手速度平均约为18.82m/s。这个水平已经接近BrucecElliott和andJulieArmour所研究的男子水平(19.1m/s)，他们研究的女子水平为14.7m/s[5]，但此数据是1988年的。从国际泳联的官方网站上看到，2005年国际最高水平接近22m/s。

3结论

1)水球大力射门动作技术特征为鞭打类动作。因此可将鞭打动作的基本理论作为水球射门动作技术的理论基础。

2)超越器械阶段，躯干跃起高度虽然与出手速度无相关性，但是为加大射门威胁，提倡尽可能加大跃起高度。面对球门的初始姿势可影响到躯干肌肉完成拉长－缩短活动，躯干向前扭转的速度。

3)大力向前挥臂射门动作阶段，该阶段是鞭打动作的实现关键阶段，动作的好环很大程度上决定了出手速度。该阶段个动作时序性很重要。出手时的压腕动作很重要，它是用力的最后一个环节，与投掷铅球的“拨球”动作类似。

4)受试运动员为中国国家队现役队员，从对测试结果的分析显示她们射门动作技术已具有较高水平，但也存在许多不足，主要表现为：①普遍存在射门时跃起位移小，射门威胁不大。②小部分受试者鞭打动作时序性不好，影响了出手速度。③大部分受试者出手瞬间末端环节没有发上力，扣腕动作没有做好，只是把球推出去。

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【摘要】 目的 比较复合树脂修复I类洞型后在不同牙合力情况下，定量研究牙合力因素对牙体组织及修复体应力大小和分布的影响，分析其可能对牙体组织和修复体造成的损害。方法 以复合树脂修复后的下颌第一恒磨牙I类洞型为研究对象，采用有限元法，通过螺旋CT扫描技术建立三维有限元模型，在同一模型牙合面分别进行模拟加载，比较不同载荷情况下牙釉质、牙本质、修复体的最大Von Mises应力及最大主应力的分布情况。结果 无论在垂直加载还是在侧向加载情况下，随着牙合力增大，牙釉质、牙本质、修复体的最大Von Mises应力及最大主应力值均增大。牙釉质、修复体的最大应力值明显大于牙本质的最大应力值。垂直加载情况下，牙釉质、修复体的应力较小，以压应力为主且分布均匀，而侧向加载(由舌向颊)情况下，牙釉质、修复体的应力分布不均匀，在牙釉质与修复体舌侧交界处拉应力明显增高。在修复体内，最大应力值位于修复体表面，越往下应力值越小。结论 1.三维有限元分析法是一种简捷有效的生物力学分析方法；2临床上应注意修整窝洞形态及对牙合牙牙尖形态，使作用于患牙上的牙合力较小且方向尽量平行于牙体长轴。提高复合树脂与牙釉质的粘结强度可以大大降低复合树脂修复的失败率。

【关键词】 Ⅰ类洞型 复合树脂 牙合力 三维有限元

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

磨牙担负着咀嚼的主要任务，第一恒磨牙萌出早，沟、裂、点隙又多，容易龋坏，上下颌第一恒磨牙的位置和关系，对建立正常咬合起重要作用，故保留和治疗上下颌第一磨牙很有必要。拔牙后也应及时修复，以免邻牙向缺隙处倾倒，影响正常的咬牙合关系。I类洞型是牙体龋坏后制备的常见洞形。复合树脂具有色泽好，无汞害、与牙体组织有粘结性，可以进行保守的牙体预备等优点，应用日渐广泛。本研究中选择复合树脂作为修复材料，从生物力学角度出发，采用三维有限元法，定量研究牙合力因素变化对牙体组织及修复体应力大小和分布的影响，分析其可能对牙体组织和修复体造成的损害。所谓有限元法，就是将连续的弹性体分割成有限个单元，以其结合体来代替原弹性体，并逐个研究每个单元的性质，以获得整个弹性体性质。简言之，就是化整为零分析，积零为整研究。

1 材料与方法

1.1 三维有限元模型的建立和处理

1.1.1 实验模型的选择：选用成人头颅下颌骨，其左下颌第一恒磨牙牙体完整，磨耗少，牙冠解剖形态正常，牙冠长、宽、高及牙根长度接近正常［1］，经X线摄片确定为3个根管(近中颊根管、近中舌根管和远中根管)的双根牙(近中根和远中根)。在左下颌第一恒磨牙上制备直径3.0 mm、深4.0 mm的I类洞型，用氧化锌丁香油粘固粉严密充填24小时后进行CT扫描。

1.1.2 CT扫描：采用德国西门子公司Somaton Volume Zoom CT扫描机（扫描条件120kV，186mA，750ms）。应用螺旋CT垂直于下颌第一恒磨牙牙体长轴，从下颌颏部下缘开始，至高于左下颌第一恒磨牙牙冠1.0 mm平面为止进行横断面扫描，层厚1.0 mm，共获得45张断层影像，将所得影像位图以医学图像通讯标准(DICOM)格式直接从CT机中导出。

1.1.3 CT图像的处理：将DICOM格式导出的CT影像位图用Acculite软件读取，经筛选共得CT影像位图20张(其中1～13张为牙根，13～20张为牙冠)，在Acculite软件中调整窗宽、窗位，增强CT图像中牙釉质、牙本质、牙髓腔和修复体的对比，最后将选取的CT影像位图以BMP格式保存。

1.1.4 建立三维实体模型：牙可分为牙釉质、牙本质、牙骨质、牙髓腔和修复体5个部件，由于牙骨质非常薄，且材料性质与牙本质相同，本实验将其与牙本质一起考虑。本实验采用的建模方法是先分别建立牙釉质、牙本质、牙髓腔和修复体4个部件的实体，然后再将各部件实体整合在一起，形成完整的左下颌第一恒磨牙I类洞型三维实体模型。下面以牙釉质为例叙述各部件实体的建立过程。

1.1.4.1 左下颌第一恒磨牙牙釉质轮廓线的提取：在AutoCAD2000软件中，以实际尺寸插入CT断层影像作为参考图层，插入坐标为(0，0，0)，插入比例为180，旋转度为0，在新建图层中以样条曲线沿左下颌第一恒磨牙的影像轮廓绘出该层的牙釉质的轮廓线。提取轮廓线时要求各层样条曲线的点分布均匀且位置基本一致。

1.1.4.2 定义坐标，建立二维模型：利用CT标尺位置和比例的统一性，将所得牙釉质轮廓坐标转化为统一坐标系下的坐标，并将坐标值和CT所在层数转换为统一坐标系下的三维坐标。在AutoCAD2000中应用移动命令将所画的只有X、Y二维坐标值的左下颌第一恒磨牙牙釉质的轮廓线转化成有X、Y、Z三维坐标值的轮廓线。Z值的确定按所在层数-起始层数确定。如此即将CT影像转换成具有空间坐标的二维模型。

1.1.4.3 三维实体建立：用Rhinoceros软件将具有空间坐标的二维模型文件打开，以*.IGES的文件格式保存。将*.IGES格式文件导入ANSYS7.0中，首先通过各层的边界线(即AutoCAD2000中绘制的样条曲线)生成面，然后将相邻的两层通过引导线由蒙皮生成光滑曲面，最后通过面边界定义体，建立起三维模型。用同样的方法建立牙本质、牙髓腔和修复体实体。然后将各部件实体以*.IGES格式导入到ANSYS7.0同一窗口中，形成完整的左下颌第一恒磨牙I类洞型三维实体模型。

1.1.5 三维实体模型的网格化：将完整的左下颌第一恒磨牙I类洞型三维实体模型以*.IGES格式文件导入ANSYS7.0以后，软件识别确定对象，经过ANSYS前置处理:单元类型、材料参数、实体对象确定后进行网格化。建立了具有较好的力学相似性和几何学相似性的左下颌第一恒磨牙I类洞型三维有限元模型(如图1～2)，在所建模型上进行对牙体组织及修复体应力大小和分布影响的实验研究，得到了与国外文献相似的结果［2］。

图1 左下颌第一恒磨牙I类洞型三维实体图(舌侧观)

图2 左下颌第一恒磨牙I类洞型网格化图（舌侧观）

1.2 研究内容及参数

本实验只研究牙冠，根据实验-方法建立左下颌第一恒磨牙I类洞型的牙冠的三维有限元模型。I类洞型宽3.0 mm，深4.0 mm。采用Solid92单元类型划分网格，共产生节点25370个，单元17076个。

1.2.1 实验假设和材料力学参数：a）实验中各种材料均假设为连续均匀的各向同性的线弹性材料。b)假设复合树脂修复后与牙釉质、牙本质完全粘结一起。c)边界约束假设牙齿固定于牙槽骨内，即牙冠底部视为固定面，其在X、Y、Z三个轴的位移等于零。D)实验加载部位为下颌第一恒磨牙牙合面，加载方向为垂直加载或侧向30°加载(由舌向颊)，加载方式为静态加载，大小为50 N、100 N、150 N。

1.2.2 各种材料的力学参数（见表1）和机械性能参数（见表2） 表1有关材料的力学参数

材料弹性模量(MPa)泊松比参考文献牙釉质8.41×100.30【3】牙本质1.86×100.31【4】牙髓腔2.070.45【5】复合树脂1.66×100.24【3】

表2有关材料的机械性能参数

材料抗拉强度(MPa)抗压强度(MPa) 参考文献牙釉质10288～400【6】牙本质48232～297【6】复合树脂41～69170～300【6】

1.3 计算方法

采用ANSYS7.0有限元分析软件，分别计算出A模型(50N垂直加载)、B模型(50N侧向加载)、C模型(100N垂直加载)、D模型(100N侧向加载)、E模型(150N垂直加载)、F模型(150N侧向加载)牙釉质、牙本质及修复体的最大Von Mises应力及最大主应力。

2 结果

无论在垂直加载还是在侧向加载情况下，随着牙合力增大，牙釉质、牙本质、修复体的最大Von Mises应力及最大主应力值均增大。牙釉质、修复体的最大应力值明显大于牙本质的最大应力值。垂直加载情况下，牙釉质、修复体的应力较小，以压应力为主且分布均匀，而侧向加载(由舌向颊)情况下，牙釉质、修复体的应力分布不均匀，在牙釉质与修复体舌侧交界处拉应力明显增高。在修复体内，最大应力值位于修复体表面，越往下应力值越小。不同模型牙釉质、牙本质、修复体的应力情况见表3～8。

表3牙釉质在不同牙合力情况下的最大应力值(MPa)

最大VonMises应力最大拉应力最大压应力A模型(50N垂直加载) 8.012.63-6.31B模型(50N侧向加载) 11.386.81-5.62C模型(100N垂直加载)16.025.27-12.62D模型(100N侧向加载)22.7613.62-11.25E模型(150N垂直加载)24.027.90-18.93F模型(150N侧向加载)34.1620.43-16.88

表4牙本质在不同牙合力情况下的最大应力值(MPa)

最大Von Mises应力最大拉应力最大压应力A模型(50N垂直加载)0.480.32-0.58B模型(50N侧向加载)0.510.37-0.52C模型(100N垂直加载)0.950.64-1.15D模型(100N侧向加载)1.020.75-1.03E模型(150N垂直加载)1.430.97-1.73F模型(150N侧向加载)1.541.13-1.54

表5修复体在不同牙合力情况下的最大应力值(MPa)

最大VonMises应力最大拉应力最大压应力A模型(50N垂直加载)5.516.66-9.34B模型(50N侧向加载)8.7310.34-7.77C模型(100N垂直加载)11.0213.32-18.68D模型(100N侧向加载)17.4720.69-15.53E模型(150N垂直加载)16.5319.98-28.02F模型(150N侧向加载)26.2031.04-23.32 表6垂直加载和侧向加载情况下牙釉质、牙本质、修复体的最大应力分布情况最大Von Mises应力最大拉应力最大压应力垂直加载牙釉质牙釉质与修复体牙釉质与修复体牙釉质与修复体交界处交界处交界处牙本质牙本质与修复体底部牙本质与修复体底部牙本质与修复体底部交界面交界面交界面修复体加载点加载点加载点侧向加载牙釉质牙釉质与修复体舌侧牙釉质与修复体舌侧牙釉质与修复体舌侧交界处交界处交界处牙本质牙本质与修复体底部牙本质与修复体底部牙本质与修复体底部交界处交界处交界处修复体修复体舌侧与牙釉质修复体舌侧与牙釉质修复体舌侧与牙釉质交界面交界面交界面表7100N垂直加载情况下修复体沿高度方向之各层最大应力变化表8100N侧向加载情况下修复体沿高度方向之各层最大应力变化

3 讨论

龋病的治疗有其特殊性。首先，龋病是一种进行性疾病，牙体硬组织被破坏所致的组织缺损，不可能自行修复，必须用人工材料填补，才能恢复牙齿的形态与功能。其次，牙体组织与牙髓组织关系密切，治疗过程中必须尽量少损伤牙体组织，以保护牙髓的健康。如何提高龋病修复性治疗的成功率，是牙科医生共同关心的问题，也是龋病研究的热点。口腔生物力学是一门由生物学、医学、工程力学和数学物理学相结合的前沿科学，是应用力学的方法和理论，研究口腔中细胞、组织器官的力学性质与力学行为。分析口腔功能过程中的各种力学现象与力学过程，可进一步解释生命活动过程的特点和本质。口腔生物力学研究的方法可分为实验应力分析法和理论应力分析法。由于受口腔各组织结构的粘弹性、几何形态的不规则性、受力的复杂性的局限，实验应力分析法的应用已日趋减少。理论应力分析法是指用材料力学和弹性理论求得应力分布的理论解答，其代表是有限元法。自20世纪60年代以来，随着计算机技术的进步，有限元分析法已逐步发展成为工程中广泛应用的方法。有限元法也是生物力学研究中的重要手段之一。它可对复杂几何形状物体建模，求得整体和局部的应力和位移值及其分布规律，并可根据需要改变受载与边界条件等力学参数，在维持原模型几何形状不变的情况下，可方便地对其应力大小和分布的变化进行对比分析。

建立正确的有限元模型是进行有限元分析的基础，目前国内常用的建模方法有磨片、切片法和CT图像处理法两种。前者多采用实物及切片测绘外形及根管尺寸，误差来源多。包埋料的选择，图像的拍摄、处理，边缘提取等环节都可能产生误差，难以精确地反映牙齿的实际情况，而且建模过程中要破坏标本［7］。CT图像处理法采用螺旋CT扫描，无创伤、分辨率高，所得到的断层信息可较清晰地显示牙釉质、牙本质、牙髓腔等结构，又不破坏标本的完整性，这是其优点，但目前国内常用的CT建模多采用“拍摄胶片和胶片扫描”这一过程，通过胶片来传递数据，容易丢失一些颇有价值的信息［8］。本实验中将CT原始数据直接以DICOM格式导出，能够比较充分地利用CT数据，使建立的模型更加准确。在由二维模型向三维实体转化过程中，有些学者采用在AutoCAD2000软件中将二维模型拉伸、粘贴建成三维实体，这样会致实体台阶过多，既不利于实体的网格化，而且分析过程中易产生应力集中现象影响实验结果。本实验中相邻的两层通过引导线由蒙皮生成光滑曲面，所建模型光滑无台阶，避免了由于建模不准确所致的应力集中，应力分析结果更接近真实情况。

下颌第一恒磨牙牙合面形态细微复杂，给建模工作带来较大难度。本实验中对牙合面形态作了一定的简化处理，但“简化”过程同时意味着部分信息的丧失，可能对整个模型的几何相似性和力学相似性造成影响。

本实验结果显示垂直加载情况下，牙釉质、修复体的应力较小，以压应力为主且分布均匀，而侧向加载(由舌向颊)情况下，牙釉质、修复体的应力分布不均匀，在牙釉质与修复体舌侧交界处拉应力明显增高。从表2可以看出，牙釉质、牙本质、复合树脂修复体均具有抗压不抗拉的特点，这在牙釉质表现得尤为突出，而侧向加载情况下，牙釉质受到极大的拉应力。从表3～6可以看出，在牙合 面侧向加载100 N的载荷时，牙釉质与修复体界面的最大拉应力达13.62 MPa，超过牙釉质的抗拉强度，这会引起牙釉质相应部位产生细小裂纹，而国外学者的研究已证实牙釉质与修复体交界处的细小裂纹对于复合树脂充填失败具有很大的影响。在临床上经常可以观察到，由于牙合面形态改变而导致异常方向的牙合力不断作用于患牙上，最终引起龋洞修复失败。因此在龋洞修复时，应强调对龋洞形态及对颌牙牙尖的调整，使龋洞修复后所受的牙合力尽量与牙体长轴平行。

复合树脂用于磨牙会有过度的磨耗是许多牙科医生不愿意在后牙使用复合树脂的重要原因。本实验的结果很好地解释了后牙树脂修复体常出现表面磨耗很多，而少见修复体折裂的原因。从修复体内应力变化(表7、表8)中可以看出，自下而上越靠近表层应力越大，提示在这种情况下，修复体表层易出现磨耗、破损或折裂现象。耐磨性能是评价复合树脂质量的重要指标。

本实验结果显示在一定的载荷下，牙釉质、修复体的最大应力值明显大于牙本质的最大应力值，牙釉质与修复体的交界处是应力集中区。这提示我们提高复合树脂与牙釉质的粘结强度可以大大降低复合树脂修复的失败率。无论在垂直加载还是在侧向加载情况下，随着牙合力增大，牙釉质、牙本质、修复体的最大Von Mises应力及最大主应力值均增大。牙釉质、修复体的最大应力值明显大于牙本质的最大应力值。提示我们提高复合树脂与牙釉质的粘结强度可以大大降低复合树脂修复的失败率。在龋洞修复时，应强调对龋洞形态及对颌牙牙尖的调整，使龋洞修复后所受的牙合力尽量与牙体长轴平行。

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篇9

关键词 生物科学;交叉学科;编辑加工

中图分类号Q-0 文献标识码 A 文章编号 1674-6708（2015）131-0034-02

生物科学是研究生物的结构、功能、发生和发展规律的一门自然学科，它既研究各种生命活动的现象和本质，又研究生物与生物之间、生物与环境之间的相互关系，以及生命科学原理和技术在人类经济、社会活动中的应用。目前，科学的协同作用及相互激励作用逐渐被人们所认识，随着各国政府和科学界对生命科学的日益重视，化学家、物理学家和数学家从已经获取的新的生命信息中，不断修改、增添各自学科的理论、定义，从而使得一大批生物科学交叉学科蓬勃发展，如生物地理学、生物力学、生物光学、结构生物学、纳米生物学、计算生物学、生物信息学、耦合仿生学、合成生物学、生物医学工程学、系统生物学、生物伦理学等。

加工这类交叉学科的稿件，对编辑人员的业务能力要求较高，如知识结构、科学认知能力、逻辑分析能力、文字表达能力等。尤其是进行规范性编辑加工时，要求编辑具有掌握不同学科行业规范的能力。下面根据生物学与所交叉学科的不同，举例子说明编辑加工此类稿件的要点。需要说明的是，本文主要介绍稿件中遇到的相关学科内容的加工重点，至于生物学范畴内的基础知识加工规范，在此不再赘述。

1 与物理学的交叉

生物学与物理学交叉的学科主要有生物力学、生物光学、生物声学等，这类稿件中，除了对生物学基础知识的加工外，主要涉及对数学公式、数学符号规范方面的加工。

数学公式和数学符号的特点是字母多（英文、希文等）、符号多（各种运算符号和数学符号）、层次多（上下角标、行列式、矩阵等），因此编辑加工难度较大，且极易出现错误。为了使科技类图书做到标准化、规范化，使数学公式更加简明、规范、准确、直观，下面从数学公式和数学符号两个方面介绍加工要点。

1.1 数学公式

1）数学公式一般以另行居中排为原则。

2）公式前面，如上行末文字是“令”、“为”、“有”、“是”、“得”等字时，其后不加任何标点符号。

3）公式中常用的括号有圆括号、方括号、花括号，三种括号多重使用时，一般是圆括号外套方括号，外再套花括号。

4）一般情况下，如果公式不是特别复杂，则符号说明可在“式中，”之后按接排式的版式排（中间用分号隔开）。

5）公式需加排序号，采用阿拉伯数码，并用圆括号括起，放在公式右边行末版口处。

6）公式中的主辅线要分清（一般主线比辅线长），并且主线要与运算符号在同一水平线上。

7）方程组在编排时应尽量排在一面上。

8）编排行列式和矩阵时，应特别注意元素的行列要上下对齐，每一行的间距要均匀一致，行距通常为半个字距;对角矩阵的对角元素所在的列应明显区分，不能上下重叠，混淆不清。

1.2 数学符号

数学符号的字体以国家标准为依据，主要有大、小写的区别，白、黑体的区别，正、斜体的区别。

1）未知量的符号，表示变量的字母、变量符号，以及表示点、线段的符号用白斜体。

2）集合符号用黑正体，如集合B。

3）矢量（向量）符号、张量符号、矩阵符号都用黑斜体表示，如力F、张量T、矩阵A。

交叉类稿件的加工中还应特别注意公式里出现的容易混淆的字符，如英文字母的大小写容易混淆、英文字母O和阿拉伯数字0容易混淆、英文字母a和希腊文字α等。因此编辑在加工时一定要认真、仔细地标识清楚，以避免排版人员在排版时出错。

另外，一些物理学和数学家的名字也会有常用错别字，如“傅利叶”应该为“傅里叶”、“笛卡尔”应该为“笛卡儿”。

当然，关于数学公式和数学符号的使用还有很多详细的要求，以上列出的仅是生物类交叉学科图书中最容易遇到的问题。

2 与化学的交叉

生物学与化学交叉的学科中，主要任务是对化学式的加工，最容易出问题的主要有以下几处。

1）单箭头表示反应单向进行，双箭头表示反应双向进行。

2）化学元素符号用整体，表示反应组分数量的变量符号用斜体。

3）有机化学式中，化学键的键长要统一。

4）有机化学式中，元素符号和键号必须对准。

3 与计算机科学的交叉

随着后基因组时代的到来，生物学与计算机科学的交叉学科应运而生，包括生物信息学、计算生物学、合成生物学等。这类稿件的加工通常注意以下几点。

1）会出现数学公式和符号，加工重点见上。

2）有较多的计算机软件生成图或者屏幕抓图，因此加工时一定要注意图片的清晰度，图片模糊的话需要作者重新提供。

3）稿件中会出现较多的缩略词、简写，包括计算模型的缩略词、研究机构的缩略词、数据库的缩略词等，因此加工时要注意这些缩略词是否前后一致;同时要尽量保证这些缩略词的拼写正确。例如，“GenBank数据库”不能写成“GeneBank数据库”。

4）稿件中有时会出现一些代码程序，特别注意，这时不能根据我们已有的编辑加工知识去随意修改，因为代码有其本身固有的格式。

4 与医学的交叉

生物学与医学的交叉学科包括生物医学工程学、生物医学影像学、生物制药、医学细胞生物学等。这类稿件的加工难点主要是一些常见医学术语的规范。例如，“罗音”应该为“音”、“爱滋病”应该为“艾滋病”、“抗菌素”应改为“抗生素”、“心肌梗塞”应改为“心肌梗死”等。

4.1 与环境科学、地理学的交叉

生物学与环境科学、地理学的交叉主要涉及一些生态学科类的图书，如水资源、森林资源、农业气候资源等。这类稿件的加工中，除了涉及生物学的基础知识外，加工的重点主要为地图、插图类问题和数据错误。

1）地图、插图类问题。

（1）岛点差错（漏标主要岛点）。

（2）界限画法错误（国界、未定界）。

（3）注记差错（级别、字色、错别字）。

（4）区域设色差错（如台湾底色）。

（5）比例尺差错。

2）数据错误。

（1）求和、求平均值、计算增长率等错误。

（2）正文中的数据与表中的数据不一致。

（3）同一个数据，前后文不一致。

（4）文字描述与数据不一致，如“第一年是272t，第二年是230t，增长了……”。

5 与社会科学的交叉

生命伦理学关注的是生物学、医学、控制论、政治、法律、哲学和神学这些领域的相互关系中产生的问题。因此其通常会存在较大的争议。在这类稿件的加工过程中要特别留意是否存在宗教、信仰方面的敏感问题。这类问题可能并不多见，一旦出现就要特别引起重视，属于政治性差错的范畴。

另外需要注意的是，在科技类图书中会出现很多专业名词，特别是交叉学科的图书，涉及的专业类别很广，编辑的知识不肯能面面俱到，如果遇到不太熟悉的专业名词，一定要核查准确，确定是错误的字、词才可以改动，绝对不能妄改。关于专业名词，可以在全国科学技术名词审定委员会网站上进行核实。

随着我国科学技术的不断进步和发展，科技类图书承载“介绍新知、推广技术、传播资讯、传承文化”的使命不断增强。因此，科技类图书的编辑应当密切跟踪相关学科发展前沿，以此为基础增强科技类稿件的科学性，判断稿件的真理性，提高稿件的逻辑性。作为联系作者与读者的桥梁，科技类图书的编辑要着力拓宽自己的知识领域，只有这样才能编辑加工出高质量、高水平的科技稿件。

参考文献

[1]张祖权.科技文献中插图编辑加工刍议.科技期刊编辑研究文集（第四集），1996.

篇10

【摘要】 采用半椎板切除治疗椎管内肿瘤,较之全椎板切除，对脊柱的损伤小,术后行椎管重建后不仅保持了椎管的完整性 ,而且完全符合脊柱稳定的解剖学基础与生物力学基础 , 使脊柱的稳定性得到了较好的保持，研究表明:经一侧半椎板入路半椎板或部分半椎板切除后椎管重建 ,能够在不影响切除肿瘤的情况下 ,将损伤降低到最小限度。椎管重建的不断发展为处理椎管内肿瘤提供了可靠的保障。

【关键词】 椎管内肿瘤 半椎板切开 椎管重建

1 椎管内肿瘤

椎管内肿瘤约占中枢神经系统肿瘤的 15% ,而硬脊膜下脊髓外肿瘤所占比例约为 60%～70% ,以神经鞘瘤和脊膜瘤多见，这两种肿瘤均为WHOⅠ级, 单发者手术全切可以治愈［1］。硬膜外的主要是转移性肿瘤,多为恶性,所占比例较小。手术切除是椎管内肿瘤的唯一有效的治疗方法。椎管内肿瘤大多是良性肿瘤,因此手术切除可获得痊愈。

2 半椎板手术切除椎管内肿瘤

对椎管内肿瘤的手术治疗，在1887年由Gowers和 Horsly首先开展。全椎板切除术是椎管内肿瘤常规手术方法,术中需切断棘上韧带、棘间韧带 ,切除棘突及双侧椎板,有时还需切除部分关节突,对脊椎稳定性造成了较大的破坏,往往导致术后远期椎体滑脱及脊柱畸形。而且,咬骨钳反复操作咬除椎板过程中容易产生对脊髓的机械损伤或刺激。全椎板切除不仅破坏了椎管的管性结构,而且还使硬脊膜与肌肉创面形成粘连［2］。局部软组织粘连、瘫痕形成可导致医源性椎管狭窄症。

半椎板手术切除椎管内肿瘤能较好的保持脊柱的解剖结构［3］。其对脊柱的稳定性影响较小，手术的创伤小，并发症少。手术后病人恢复的时间较快，术后症状消失快，生活质量有了较大的提高，半椎板手术的缺点是暴露有限。由于半椎板切开,棘突留在原位,对视线及操作均有一定的影响。手术咬除椎板到关节突关节的内侧,宽度只有 1.5 cm左右,手术的空间狭小。根据我们的经验,颈段椎管最宽,可暴露的宽度达 2 cm。其次是腰椎,胸椎由于肋骨及横突关节的影响,半椎板暴露的宽度最窄。但多数硬膜下和硬膜外的占位病变体积较小,且偏向一侧生长,因此这一宽度已经足够。手术中可以完整地暴露硬脊膜［4］。由于手术空间狭小,不要勉强完整的切除肿瘤,以免损伤脊髓或是神经根。椎管内肿瘤半椎板手术适用于体积较小 (一般小于2 cm,而且肿瘤多限2～3个椎体 ) ,肿瘤大部分偏向一侧生长的髓外硬脊膜下肿瘤,以神经鞘瘤为最佳。总之，采用半椎板手术切除椎管内肿瘤,脊柱的解剖结构和稳定性完全符合神经外科微创理念,而其在避免了全椎板切除的同时,还为病人节约了内固定材料的费用。根据我们的经验，椎管内大部份的肿瘤均可经半椎板切开进行显微手术治疗。对于半椎板入路应以病灶侧或病灶中心侧为手术切口进入 ,术中应在骨膜下分离椎旁肌 ,保留棘上、棘间韧带与棘突 ,开窗侧尽量保留关节突;开窗范围可达 1.5～2.0cm，棘突基底部可楔形咬除或磨除 ,尽可能增加手术视野,保留脊柱的解剖结构完整性。适用于背侧或外侧的髓外肿瘤,及病灶小、边界清的髓内肿瘤。但对于肿瘤大、与脊髓粘连紧密或髓内无边界浸润生长的肿瘤 ,为减少对脊髓和神经的损伤 ,仍然需要采用全椎板入路。

3 椎管重建

3.1 椎管重建的发展：在椎管内肿瘤切除中行椎板截骨原位再植术，即椎管重建，可进一步恢复脊柱的稳定性，并将发生手术并发症的机会降到最低。采用半椎板或次半椎板切除术行脊髓肿瘤切除，其对于防止椎体后方支持结构的削弱已经是一个有力的措施，但该术式仅适用于哑铃型或偏一侧的较小肿瘤。如遇肿瘤较大，只能行瘤内分块切除或刮除肿瘤，若肿瘤血供丰富，将很难保持清晰术野，使靠近脊髓一侧的操作带有一定的盲目性；对下腰段的肿瘤，剪开硬脊膜，释出脑脊液后，肿瘤会随附着的马尾神经根漂移，过小的骨窗会导致肿瘤定位及切除操作的困难，增加神经牵拉和误伤的机会，从而使术后脊髓、神经根症状加重，影响手术效果，有违微侵袭手术的初衷。临床上发现半椎板术后行椎管重建更加符合微创手术的标准。关于经半椎板入路术后椎板重建的手术方式 ,国外报道甚少 ,2003年国内赵爱国等人［5］始有类似报道 ,就其手术方法而言 ,术中切除了一侧的椎板及棘突术后回植的方法 ,大大减轻了对椎管稳定性的破坏 ,但对于“微创”的概念而言, 创伤仍然不小。Banczerowski等采用的单侧部分半椎板切除并术后回植重建椎管的做法几乎达到了“无创”的效果［6］。

3.2 脊柱稳定的理论基础：脊柱是人体主要的支持结构 ,在维持人体的稳定以及运动方面发挥着重要的用。脊柱解剖结构的完整性是维持其生理功能的基础。脊柱稳定性定义为:在生理载荷情况下,保护神经结构的功能单位既无异常的应变 ,亦无过度的活动。1983Denis［7］提出了脊柱的三柱理论的概念,为进一步理解脊柱的生物力学特点奠定了基础，即前纵韧带、椎体的前半部分和纤维环的前半部分组成前柱，后纵韧带、椎体的后半部分以及纤维环的后半部分组成中柱，由椎弓根、黄韧带、关节囊和棘间韧带组成后柱。生物力学证实后柱和中柱共同承受60%的载荷。在后柱中,关节突除引导节段的运动外,还承受压缩、 拉伸、 剪切、 扭转等不同类型的负荷,对脊柱的运动有重要的影响。韧带主要承担大部分的牵张负荷,它可以限制脊柱运动在一定的范围内,同时它可以通过限制位移,吸收能量来保护脊髓免受损伤。传统认为单纯后柱结构缺失、无小关节突损伤的情况下对脊柱尤其胸腰段的稳定性影响甚微。但实际上，椎板切除后,脊柱整体稳定性明显减弱,椎管后壁骨性结构缺失使硬脊膜囊和脊神经根完露,日久因局部纤维化和瘢痕组织增生可形成医源性椎管狭窄症,从而出现新的症状和体征［8］。景治涛等发现儿童椎管内肿瘤术中椎板切除范围>3个易发生脊柱畸形。陈赞等认为切除过多的椎板势必影响脊柱的稳定性,甚至导致脊柱后凸畸形,造成医源性脊髓压迫损伤。

3.3 椎管重建的意义：手术对脊柱部件的切除必然要影响脊柱的稳定性,手术后脊柱节段运动的增加与手中切除脊柱的部位以及切除的范围直接相关。传统的手术对脊柱的稳定性破坏较大 ,必然对病人的脊柱功能造成影响。而椎管重建保持脊柱后柱骨与韧带的连续性,为维持脊柱的稳定性提供了解剖基础。同时,椎管重建保持椎管的完整性,避免椎管后方结构缺失而引起的椎管内神经粘连,保护了神经功能,进一步保持脊柱的稳定性。

以往的椎板切除术后 ,患者脊柱后柱的完整性遭到很大破坏,椎管后部丧失了椎板、黄韧带形成的天然阻隔屏障 ,创伤修复过程中形成的瘢痕可直接突入椎管内,与硬膜、神经根粘连,引起腰腿痛症状复发。Scheuerma等(1951年) 和 LaRoc-ca等 (1974年)的实验中用明胶海绵用于椎板切除术后预防硬膜和神经根周围的瘢痕粘连的材料收到了较好的效果,但以后不少学者的实验均证明明胶海绵植入后可达到止血的目的,却不具备良好的屏障作用,不能有效隔离成纤维细胞与血肿达到防粘连效果。硅胶、透明质酸钠、几丁糖、膨体聚四氟乙烯、聚乳酸膜、ADCON-L、自体脂肪、筋膜、异体硬脊膜等材料及 Gerzten等对动物模型在椎板切除术前、后施行低剂量外部照射 ,可显著降低硬膜外瘢痕粘连的范围及程度。这些用于临床防止术后硬膜和神经根周围的瘢痕粘连 ,虽然都取得了不同程度的效果 ,但是都存在不同的并发症［9］。由此,可以看出单纯用材料解决椎板切除术后硬脊膜周围粘连的问题非常困难。椎管重建使得椎板切除术后恢复脊柱后柱及椎管的完整性 ,有效的解决了椎板切除术后硬膜周围瘢痕粘连的发生 ,提高了手术效果。椎板回植椎管重建主要适用于椎管内占位病变，尤其是胸腰椎椎管内原发性肿瘤，还可用于退行性腰椎管狭窄症、腰椎间盘突出症合并发育性腰椎管狭窄、腰椎间盘中央型突出钙化等。对转移性肿瘤和合并感染的患者则不宜使用该方法。

3.4 方法和材料：在椎管重建的发展过程中，许多作者首先尝试了不同的截骨工具。Raimondi等对胸腰段肿瘤用高速气钻进行椎板切除重建,Perkinson应用普通线锯进行椎板切除重建,但两种方法截骨时造成骨的丢失过多,在进行回植时不易恢复原有的解剖结构,对于儿童由于脊柱骨更小,这一缺点显得更加突出。而且,普通线锯存在表面粗糙与容易损伤脊髓神经的缺点［10］。高速铣刀可以迅速方便的铣开椎板,节省时间的同时明显减少传统咬除椎板过程造成的出血，由于椎板与硬脊膜之间极少粘连,又可完全避免线锯开窗导致的硬脊膜破损、脊髓、脊神经根损伤。因为铣刀头的垫片厚度小于椎板钳和咬骨钳的厚度,故理论上不会对脊髓造成比传统咬骨方法更大的损伤。T型锯是一种新的截骨工具 ,直径仅有0.54mm，相当于一根椎板钢丝,而且非常柔韧,表面光滑,穿入时有塑料外套保护,操作过程相当于进行开放的硬膜外导管穿刺,因此,从椎管内穿出时非常安全,不易损伤硬脊膜和神经。1999年日本的Tomita ［11］最早使用T型锯进行脊柱肿瘤手术,对脊柱肿瘤进行了大块切除,切除更为彻底，由于T型锯造成的骨量丢失非常少,截下的椎板可以原位解剖重建,且位置稳定。Kawahara ［11］和Tomita等首先将这一技术用于椎板大块切除原位精确回植重建,进行椎管成形,对椎管内肿瘤治疗获得了非常理想的疗效。

由于治疗角度和对象的不同，国内骨科医师较神经外科医师更早注意研究和探索重塑脊椎后柱结构及稳定性的理论和方法。早期,常采用椎板单开门技术结合棘突打孔丝线固定治疗包括椎管狭窄在内的部分脊椎病变，此技术虽然可以使椎板棘突解剖复位，但因术中椎板阻挡严重影响肿瘤暴露而无法应用于椎管内肿瘤切除术。近年来,颈椎后路钢板螺钉固定技术广泛应用于颈椎管后部结构的固定,这其中包括侧块螺钉和椎弓根螺钉的使用。综观骨科医师在此方面所做的努力主要集中在应用特殊固定器械重塑后柱的稳定性,并非真正意义的椎管后部结构的解剖复位，这其中包括藤红林等在颈胸段脊柱骨肿瘤全脊椎切除术中,采用多种特殊内固定系统重建脊柱稳定性,而最有创意并接近生理解剖复位的尝试应属营风增等采用颈椎后路单开门技术结合微型钛板-钛钉固定治疗颈椎病的方法。

由于椎板宽度、大小、椎板侧块后表面的弧度因人而异，解剖变异较大,因此难以采用恒定的固定材料对游离的椎板棘突复合体进行牢固同定。既往采用的丝线、生物胶固定法,理论上也无法达到脊柱应力状态下的坚强固定。如何寻找一种既具有一定强度,又能方便塑形 ,操作简单可靠,术后MRI检查不受影响的理想固定材料呢？临床上普遍使用的专用颅骨修补钛板、钛条、钛钉基本符合了上述标准。近年来,我们应用高速磨钻、铣刀开窗，将相应椎板及棘突完整取下，再选用相对较厚进口钛条,结合6mm防自脱的专用钛钉重建椎管的解剖结构，可以获得理想的固定效果,随访期间未见置入材料的脱落、松动和移位。

4

椎管重建的展望

综上所述,在情况允许的椎管内肿瘤切除手术中,选用半椎板切除术并使用椎管重建的方法不仅符合脊柱解剖学原理及生物动力学原理,而且也符合越来越被人们推崇的微创的理念。在不影响切除肿瘤的前提下保持了脊柱的稳定性,维护了椎管的完整性,创伤小、疼痛轻、术后卧床时间短、恢复快。而且从远期效果讲,可以避免传统椎板切除手术创伤修复过程中形成的瘢痕突入椎管内与硬脊膜、神经粘连而带来的疼痛或神经功能缺失等一系列症状。在椎管内肿瘤切除术中，我们正使用越来越先进的工具、去发现越来越适合的材料，椎管重建得到了越来越多的应用及开展,其优越性也得到了越来越好的体现。相信,随着科技的进步和医学的发展,椎管重建一定会有更好的明天。

参考文献

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

［8］ 郑伟明,苏志鹏,吴哲褒等.椎管重建在椎管内肿瘤手术中的应用.2009年浙江省神经外科学术年会，2009：298-300

［9］ 杜秀玉，刘洪泉. 椎管内肿瘤切除术中椎管重建的研究进展. 国际神经病学神经外科杂志，2009，36（1）:45-48

［10］ 阎作勤，董健，冯振洲等.椎板整块切除后回植椎管成形术在椎管内肿瘤中的应用.复旦学报（医学版），2005 Jan,32(1):30-32