韌帶的生物力學特性

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韌帶的生物力學特性范文第1篇

【摘要】目的 探討項韌帶鈣化與頸椎病的關系。方法 觀察210例項韌帶鈣化的X線特征,結合文獻分析與頸椎病的關系。結果 項韌帶鈣化與頸椎病的形成密切相關。結論 項韌帶鈣化單獨存在時可作為頸椎病的早期診斷。

【關鍵詞】項韌帶鈣化;頸椎病

項韌帶鈣化是項韌帶出現的一種鈣化現象,正確認識這一病理現象對預防及治療頸椎病意義重大,本文對210例項韌帶鈣化的X光四位片綜合分析,結合臨床和文獻總結出項韌帶鈣化與頸椎病的形成密切相關,項韌帶鈣化可作為頸椎病的早期診斷,報告如下。

1 臨床資料

1.1 一般資料本組210例,其中男121例,女89例,年齡41～79歲,平均年齡51.2歲。

1.2 臨床表現頸部僵硬105例,頸后疼痛91例,上肢麻木131例,頭痛39例,眩暈101例。

2 結 果

本組210例項韌帶鈣化者,其中193例頸椎椎體前后緣、鉤椎關節等處有不同程度的骨質增生現象,47例有生理曲度的改變,89例伴有頸部不同程度的椎間盤膨出、突出表現,僅有2例為單純的項韌帶鈣化,此2例年齡均為41歲,臨床均以頸部僵硬一月以內為主訴就診,其余208例患者均有一月以上病史,伴隨有不同程度的頸椎病。

3 討 論

3.1 項韌帶的功能及鈣化的意義項韌帶有協助頸部肌肉支持頭頸的作用,并有對抗頸椎屈曲保持頸椎挺直的作用,其主要功能為限制脊柱前屈。當項韌帶受到拉伸負荷時,韌帶變長;當拉伸解除后,膠原纖維在其周圍彈力纖維的牽拉下,恢復其原有的彎曲結構。膠原纖維本身的伸展性較差,而項韌帶內膠原纖維與彈力纖維有著微妙的比例關系,這樣既允許椎骨間有一定的活動度,又參與了脊柱的穩定作用。多數學者認為:項韌帶鈣化可理解為項韌帶超負荷的一種表現[1,2]。

3.2 項韌帶鈣化的病因及病理多數學者們認為項韌帶鈣化與創傷有關[3],外傷性的急性牽拉,頭部過度前屈、持久低頭工作或睡眠時枕頭過高均可牽拉項韌帶引起疲勞性損傷,肌輕微撕裂、出血、滲出、水腫,在不斷損傷和修復的過程中,肌與肌、肌與韌帶間發生粘連、攣縮、瘢痕、變形、硬化、局部微循環發生障礙,從而使大量的軟骨細胞增生,甲苯胺藍染色使膠原纖維及軟骨細胞呈強陽性,強異染物質系酸性粘多糖,其主要成分是硫酸軟骨素,研究表明其與鈣鹽的沉著密切相關。此外,軟骨細胞具有合成堿性磷酸酶的能力,這也是基質鈣化所必須的。項韌帶鈣化的上述病理改變表明它最終是朝著骨化的方向演變。

3.3 項韌帶鈣化與頸椎病的關系頸椎病是中老年的常見病和多發病,是由于頸椎椎體、椎間盤、鉤椎關節、關節突關節及頸部軟組織發生退行性改變而壓迫或刺激頸部血管、神經根和脊髓引起的一系列臨床癥狀。隨著年齡的增長,頸椎發生退行性變、側彎、旋轉、椎間關節紊亂、失穩等狀態下,此時頸椎的運動功能及生物力學特性發生了變化,椎體承受力量不均勻,項韌帶負荷過重,受損傷的機會也增加,進一步加劇頸椎骨骼-肌肉系統的退變。頸椎生物力學失衡是引起頸椎病的重要原因。項韌帶的代償性拉長及剝離,打破了生物力學的平衡及協調的肌群,而導致頸椎的不穩定和序列紊亂,進一步加劇頸椎病的發生。目前普遍認為頸椎生物力學失衡是引起頸椎病的外因,頸椎病的發展可視為正常頸椎生物力學平衡的破壞,而項韌帶在頸椎穩定性中起著重要的作用。以上所述均說明項韌帶損傷、鈣化與頸椎病有著密切的關系,是引起頸椎病的一個因素或是頸椎病的早期形成[1-3]。

總之,當頸椎椎間盤及頸椎關節發生退行性變化時,則出現頸椎關節節段性失穩,于是破壞了頸椎正常的生物力學平衡,并有椎體側彎或關節突關節移位、滑脫,在相當于該段水平的項韌帶可發生鈣化。人們長期前傾或低頭工作引起項韌帶肌肉痙攣、勞損,久之肌力減弱,使動力平衡破壞影響了靜力平衡,從而促使頸椎病的發生。作者認為在項韌帶鈣化單獨存在時,應視為頸椎病的早期診斷依據,此階段是治療及預防頸椎病的最有利時機。

【參考文獻】

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韌帶的生物力學特性范文第2篇

[關鍵詞] 頸椎；胸椎；腰椎；脊柱畸形；有限元

[中圖分類號] R682[文獻標識碼] A[文章編號] 1673-7210（2014）05（a）-0167-03

Application progress and prospect of finite element analysis in spine malformation

QIU Yunpeng HUO Hongjun

Department of Spine Surgery, the Second Affiliated Hospital of Inner Mongolia Medical University, Inner Mongolia Autonomous Region, Hohhot 010059, China

[Abstract] Spinal finite element method is a relatively new research method in recent years in spine biomechanics, which has been widely used now. This study describe the development process of the finite element method, finite element method in cervical, thoracic and lumbar spinal; the article evaluate the present situation of the development and prospects of the finite element model in scoliosis and kyphos.

[Key words] Cervical vertebra; Thoracic vertebra; Lumbar vertebra; Spine malformation; Finite element method

有限元法又稱有限元素法[1]，其基本思想是20世紀40年代由國外學者首先提出，并在20世紀60年代由平面彈性論文中用“有限元法”這個名稱命名，這標志著有限元法的正式誕生。1970年，隨著計算機和軟件的發展，有限元又跟醫學的發展緊密相連，并在骨科方面中得到充分的利用。通過有限元合理賦值得到接近正常的人體模型，從而可以有效地對人體結構的應力、應變及模擬分析，得出正確的結論，由于有限元模型具有重建不規則、復雜材料特性結構的能力以及易于重復模擬復雜靜止或動態負重狀態下的應力而應用越來越廣泛。現階段開發的有限元軟件總體功能強大，模塊齊全，在我國的市場占有量也最大，現在有限元分析法已經成為動物模型和尸體模型研究方法之后單獨作為骨科生物力學研究有效方法和手段之一。

1 有限元分析法在脊柱外科中的應用優勢

近年來由于隨著計算機技術發展和軟件的開發的不斷進步，有限元法已經成為了解脊柱力學變化及脊柱疾患的研究非常有用的工具之一，模擬的條件不斷進步并越來越接近正常、結果使人更加信服。與其它方面研究生物力學方法如動物標本和尸體標本相比較，有限元法更具有的優勢，體現在多方面，可以顯示脊柱內部生物結構受力及形變等情況[2]，并能將這種受力和形變情況以直觀的圖形來展示，如對脊柱的椎體、椎間盤和小關節在受力和形變情況下應力分布的顯現，描述局部椎體及椎間盤在各種內固定條件下承受的應力變化等；可以對脊柱手術應用的內固材料本身的受力分布情況，分析內置物局部應力集中點等數據，如直觀的顯示椎弓根螺釘的局部應力分布等；可以在同一脊柱模型上反復進行試驗研究，從而確保所施加的對象完全一致，從而在比較不同干預措施下的脊柱生物力學效果及所得數據更加準確等[3]。

2 有限元分析法在人體脊柱中的應用現狀

有限元在人體脊柱外科領域的應用發展迅速。自國外學者首先建立腰椎的三維有限元模型，并進行模擬生物力學分析之后，國內外相關脊柱方面的研究逐漸從腰椎、頸椎、胸椎模型建立到全脊柱模型并從脊柱有限元模型的構建發展到脊柱疾患發病機制的研究、脊柱手術術前規劃及術后療效評估等方面的研究。

2.1 頸椎有限元模型的研究

1991年Saito等[4]建立了二維有限元模型，此模型是比較簡單，它是在簡化小關節的基礎上的幾何生物模型，導致了模型內部的壓力分布、負荷分配的結果與實際結果相差較多。1993年，Kleinberger等[5]建立了第一個頸椎三維有限元模型，它雖然簡化了許多重要結構，如缺乏關節突關節等，其應力結果分析不太理想。但是將頸椎的模型帶入了三維時代。1997年Voo等[6]建立了局部節段頸椎模型，包括椎間盤及椎體使頸椎三維有限元模型構建了較為成熟的。固定下位椎體使上位椎體在其各個方向旋轉時受力所得結果與體外實驗相對比，結果較為符合實際。2006年陳強等[7]應用CT掃描所得的斷層圖像并對其重建的方法，建立了全頸椎三維有限元模型。2011年林國中等[8]建立了全頸椎三維有限元模型具有詳細解剖結構，最終驗證結果表明，該模型具有良好的生物逼真度。頸椎有限元分析經歷了相對簡單的二維模型到以CT掃描和三維重建技術為基礎的單一椎體精細有限元網格構建，在到多節段頸椎椎體建模并在一定程度上再現椎間盤、小關節、韌帶等非骨性結構的發展過程以及具有高仿真度仿真模型出現，經歷了30余年時間，把對頸椎生物力學的研究帶入了一個全新的領域，開辟了新的天地。有限元在頸椎模型方面研究及生物力學應用發展迅速。

2.2 胸椎有限元模型研究

人體胸椎連接胸廓結構復雜，從而使胸椎的有限元模性建立較晚，模型建立與生物力學研究結果與實際相差較大，2008年胡輝瑩[9]等利用有限元軟件輔助建立的人體胸廓三維有限元模型具有較高的真實性和精確度，為下一步人體胸椎包括胸廓有限元模型的分析提供了基礎。2010年費琦等[10]建立了胸椎后凸的三維有限元模型，實驗結果表明，當給予軸向壓力后，椎間盤、終板及椎體整體的應力也成相應增加。2010年李筱賀等[11]在CT掃描結合逆向工程軟件建立下胸椎三維有限元模型，通過計算機軟件實現從CT圖像中提取數據建立下胸椎，完成數據與逆向工程軟件間的銜接，并將逆向工程技術引入模型的建立中，成功建立了表面形態和內部組織結構都與實體一致的模型，該模型具有結構完整、空間結構準確度高及單元劃分精細等特點。實現了以用于計算機輔助設計、快速成型、有限元分析等領域的研究，從簡單的胸椎模型到加入胸廓三維模型重建到生物力學的研究胸椎有限元模型真實性、精確度不斷完善，并隨著計算機軟件技術成熟完善，得到進一步完善，應用越來越廣。

2.3 腰椎有限元模型的研究

腰椎的有限元研究較早，自1975年Liu等[12]建立了第一個真正包括椎間盤的腰椎三維有限元模型，并模擬不同情況下的椎體的受力情況，將腰椎有限元的建立分析帶入了全新時期，但對其椎體附件等結構未進行詳細分析，1998年Goel等[13]首次通過應用CT掃描建立了局端腰椎的復雜三維有限元模型，此后又連續進行了脊柱外傷、椎體融合及椎間盤退變等臨床研究。2004年Zander等[14]利用L3/～4的有限元模型，模擬依次切斷部分韌帶計算剩余韌帶的應力。結果顯示韌帶的存在明顯影響腰椎各節間的活動范圍。2006年Rohlmann等[15]利用有限元模型評估在不同下所需軀干肌的肌力，通過考慮肌肉的作用后，脊柱三維有限元更逼真，有限元分析更符合實際情況。2009年閆家智等[16]研究表明，在給予施加軸向壓縮力時，腰椎纖維環最大應力集中于髓核和終板中央，應力隨軸向壓縮力的增加而增大。EI-Rich等[17]建立了L2/3活動節段三維有限元模型，該研究表明，俯屈和伸展時應力的分布不同，從而使骨折的發生部位亦明顯不同，該實驗認為椎體后部結構在維持脊柱穩定性上起著重要作用。腰椎有限元從基礎的椎體模型的建立到分節段椎體生物力學分析，再到腰椎全節段的模型建立在治療腰椎疾病及術后評估發展迅速如，已成為研究脊柱外科的重要方法之一，并隨著計算機軟件的開發將越來越普及的應用。

3 有限元在脊柱畸形方面的研究現狀

目前有限元分析法已進入脊柱側凸、后凸及兩者合并存在等熱點的研究領域，學者們借助有限元分析方法，構建脊柱側凸后凸的模型并深入的探討了脊柱畸形的發病機制，相關結構的應力分布及結構改變所致身體其他部位的所連帶的身體機能的改變，同時應用有限元研究脊柱疾患生物力學分析、內固定器械受力分布及脊柱手術術前規劃、術后評估等問題。

3.1 脊柱側凸畸形三維有限元研究

脊柱側凸畸形有限元及內固定器材料的研究現階段非常廣泛，國內外的相關報道較多，Stokes等[18]將有限元模型應用于脊柱側凸，將內固定器械應用于側凸矯形生物力學的研究。2002年Grealou等[19]利用有限元對切除肋骨對脊柱側凸畸形矯形的生物力學影響，并檢測對胸廓的整體影響機制。2008年汪學松等[20]利用計算機軟件成功地建立特發性脊柱側彎的有限元模型，具有良好的仿生效果及生物逼真度，2010年韋興等[21]腰椎側凸螺釘內固手術矯正效果影響的定節段對有限元分析中建立了高仿真度腰椎側凸模型，并得出結論：在保持一定固定范圍條件下，間斷減少非弧頂固定螺釘。在三維有限元模型上可得到較好的矯形效果。目前，對脊柱側凸畸形的有限元模型的重建、對于脊柱側凸的發生機制、脊柱側凸畸形病程不斷惡化的過程、脊柱側凸形成過程中存在的相關機制以及對脊柱側凸畸形手術術前規劃，術后效果評估成為了大家關注的焦點。

3.2 脊柱后凸畸形的三維有限元研究

2003年程立明等[22]利用有限元軟件構建脊柱后凸畸形的有限元模型，證實脊柱胸腰段后凸畸形改變了相應椎間盤的負荷應力分布，可能加快椎間盤退變并使其椎間盤后方易受損破壞。同年張美超等[23]利用三維有限元模型在正常與后凸畸形胸腰椎體力學性能比較中的應用中"在縱向壓縮載荷下正常脊柱T12～L1段椎體后部容易損傷和骨折后T12～L1后凸脊柱T12～L1段椎體前部容易損傷和骨折。2004年國內學者建立了頸椎后凸畸形有限元模型并驗證全椎板切除可以明顯改變頸椎正常前凸轉變為后凸：頸椎間盤和韌帶結構對全椎板切除后頸椎曲度有顯著影響，頸椎椎間盤、韌帶結構對頸椎生理曲度有雙重作用，頸椎椎間盤、韌帶結構彈性模量減少，將加劇頸椎后凸曲度。另有學者利用CT掃描資料，輸入有限元軟件重建胸腰段椎體的三維有限元模型，其結構完善、外觀逼真、數據精確性好，并模擬L1椎體骨質疏松性壓縮性骨折及椎體后凸成形術治療，總體來看對于脊柱后凸模型的建立及生物力學分析相對于脊柱側凸研究較少，但未來的發展空間較大，利用模型應用于脊柱后凸矯形術前規劃反面作用突出，將成為研究脊柱后凸畸形的重要方法之一[24-25]。

4 三維有限元在脊柱畸形方面應用的展望

高質量人體脊柱模型的建立成為進行有限元分析的關鍵，是進行脊柱畸形方面疾病研究的基礎。現國內外已有脊柱的各節段高仿真有限元模型的建立的報道，并隨著計算機軟件開發及聯合應用建模功能的發展強大，成功仿真模擬了脊柱側凸、脊柱后凸的三維模型的建立，這種有限元分析方法將能夠為脊柱側凸、脊柱后凸的發病機制的及生物力學研究提供量化指標，協助醫生研究脊柱畸形發病機制，預測患者的矯形過程和效果，并能針對具體患者進行個體化的仿真模擬操作和生物力學分析，為臨床實踐提供一定的理論依據，并為今后醫生制定和優化脊柱側凸、脊柱后凸的臨床治療方案開辟了新的途徑。隨著脊柱矯形生物力學研究的深入和計算機可視化技術發展，計算機輔助制訂矯形策略可能是臨床的發展趨勢。

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韌帶的生物力學特性范文第3篇

摘 要 肌肉的主動收縮和舒張控制之下動物會產生各種不同的運動形態，這屬于肌肉力矩的主動改變而肢體運動又會反作用于肌肉力矩。在不斷的進化中人類逐漸形成自身完善的神經肌肉系統負責自身運動的控制與協調。除了主動的肌肉力矩之外，接觸力矩、重力力矩以慣性力矩也會對肢體運動的具體方式和表現產生影響，生物力學是研究人類運動控制機制的基礎，因而本文就生物力學在運動控制與協調研究中的作用進行了分析。

關鍵詞 生物力學 運動 控制協調 應用

人體運動需要在多個部分的共同協調配合下完成，而單純運動學角度只針對物體的運動效果以及其他外作用力的影響進行研究，無法對人體肢體運動控制和協調的具體機制作出判斷。生物力學從關節力矩的角度并結合運動動力學方法可以對肢體運動的產生方式和作用機制進行科學合理的分析，推動人體運動控制機制理論研究的發展。

一、生物力學與運動控制的關系分析

肌肉的收縮是人類肢體運動最直接的動力，人體神經系統可以對不同部位的新陳代謝速率和能量釋放方式進行調整，從而起到控制骨骼肌腱可控張力的效果，肌腱又將動力傳給關節、韌帶以及骨骼等，最終實現對各個運動單位的控制。神經肌肉骨骼系統包括肌肉運動單位與神經元之間的突觸連接、運動單位疊加與肌腱上的合力、肌肉骨骼系統的整合以及關節力矩整合協作四個層次。人體的骨骼、肌肉結構都十分復雜，因而神經中樞系統很難直接對每個運動單位進行控制，目前猜測中樞神經系統對運動目標協作實現方式或者是關節水平運動方式進行控制，再由該環節傳達至各個運動單元。

二、運動控制的生物力學研究技術

（一）生物傳感器技術

目前生物傳感器技術在科學研究中的應用已經較為廣泛，包括力量、肌電圖、加速度以及位移傳感器等等，這些技術相關專業的教科書以及很多文獻中都有涉及到。隨著研究的深入和技術的發展三維陀螺儀運動測量技術應運而生，在生物力學測量中可以對物體的運動速度、不同時間點的方位、角度等數據進行測量和記錄，因而可以應用于疾病診斷和治療康復中，該技術在醫療領域的應用也日益廣泛。

（二）生物力學建模與仿真

當人體運動時除了肢體的外部狀態，肌肉狀態、關節連接處軟組織的形狀等也會發生一定的變化，而對這種形變進行觀察和研究的難度較大，因而可以將整個人體作為一個完整的運動系統并以此為基礎建立相應的人類肢體運動動力學研究方程，也可以將其稱為生物力學模型。研究方向以及研究切入點的不同都會對最終的模型構建產生影響，一般來說任意運動的計算機模擬或者仿真需要應用正向動力學知識和技術，而對肢體運動的外力因素進行測量時則需要應用逆向運動學。

（三）運動學影像技術

影像技術在生物力學研究領域的應用由來已久，隨著科技的進步和科研領域投入的提高，更多新型的運動學影像技術開始出現。高速熒光透視技術可以對人體運動狀態下的骨骼、關節的情況進行精確的分析，拍攝速度更快且由于無侵入性對人體的傷害也更小。將該技術應用于人體醫療中將大大提高骨科檢驗的準確性。即時超聲波成像技術可以將人體運動狀態下的肌肉、肌腱等的形態包括肌纖維排列、肌肉羽狀角的情況進行成像。

三、運動控制的生物力學原理

運動控制涉及的生物力學原理較多，本文就其中幾個較為重要的原理進行分析闡述。人們在做出某個動作之前，為了提高動作的完成效果，往往會先做一個跟目標動作方向相反的動作，例如扣籃時先將手臂抬高，一方面下扣動作的幅度更大，另一方面肌肉的彈力也會有所增大，下扣的力量隨之提高，這就是反向動作最佳起始力原理的典型表現。人體神經肌肉系統功能的完善性，以及個體肌肉力量和爆發力量對于體育競賽成績有著重要的影響，在某些體育活動中，人們為了獲取運動速度的最大沖量會采取一些助力措施，例如對于跳遠運動員來說，他們在進行跳遠前都會有助跑，鐵餅投擲運動員在投擲鐵餅時，也會有身體的旋轉運動等等，以上各項體育運動都是通過延長加速度時間和距離來增加力的作用效果，這體現的是運動速度的最大沖量原理。物體之間的碰撞效果一般會受到以下兩方面因素的影響，即物體質量和速度這兩方面的影響，質量與速度的乘積稱之為動量，生物力學中有打擊碰撞動量保持原理，該原理在運動控制中的體現有：網球的擊球、拳擊等等，運動員為了提高碰撞效果在確保撞擊速度時還會提高撞擊的力度。因此，對于運動員來說，一定要掌握運動控制的生物力學原理，進而將其在際運動中得到充分運用，這對提高運動員成績來說起著非常重要的作用。

四、結束語

綜上所述，生物力學的應用可以在對關節力矩和分量進行分析的基礎上研究神經肌肉系統對肌肉收縮力矩的調節模式，主動的肌肉力矩在神經系統的控制之下對運動產生的被動力矩進行對抗，在平衡的狀態之下完成肢體運動動作要求，生物力學的應用大大降低了運動控制協調相關問題的理解難度。

參考文獻：

韌帶的生物力學特性范文第4篇

【摘要】 以應力松弛的試驗方法研究氣管軟骨的應力松弛特性，為臨床提供氣管軟骨的應力松弛特性參數。在日本島津電子萬能試驗機上對10個軟骨進行應力松弛實驗，應力松弛實驗應變增加速度為50%/min，實驗溫度為(36.5±0.65)℃，設定實驗時間7 200 s，采集100個實驗數據，以一元線性回歸分析的方法處理實驗數據。結果表明：氣管軟骨7 200 s應力松弛量為0.316 MPa，7 200 s時應力松弛曲線基本達到平衡。氣管軟骨應力松弛曲線是以對數關系變化的，氣管軟骨為非線性粘彈性材料。

【關鍵詞】 氣管軟骨;應力松弛;粘彈性;力學特性

Abstract：To research the tracheal cartilage stress relaxation characteristic and provide the tracheal cartilage stress relaxation characteristic parameter for the clinical.10 cartilages were taken on the electronic universal testing machine to carry on the stress relaxation experiment.The increasing speed of the stress relaxation experiment strain was 50%/min.Experimental temperature was (36.5±0.65)℃，the experimental time was set at 7 200 s.Then 100 empirical data were gathered and processed by the method of Unary Linear Regression Analysis.The tracheal cartilage 7 200 s stress relaxation quantity was 0.316 MPa，the 7 200 s stress relaxation curve achieved the balance basically.The tracheal cartilage stress relaxation curve is changed by the logarithm relations，the tracheal cartilage is the non-linear viscoelastic material.

Key words：Tracheal cartilage;Stress relaxation;Viscoelastic;Mechanics characteristic

1 引 言

國內外學者對氣管損傷氣道功能重建，對人工氣管的基礎研究和臨床實踐做了一定的研究，但對氣管軟骨的生物力學研究報道較少。前田富興等[1]對人工氣管的抗變形能力進行了研究。ToomesH等[2]以人工氣管氣道再建進行運動物實驗研究。劉德若等[3]對人工氣管進行了實驗研究。徐艷等[4]研究了紡織結構復合材料人工氣管。關于氣管軟骨的生物力學特性實驗國內、外學者們也進行了一定的研究，鄧衛軍等[5]對成年離體豬氣管進行了生物力學的特性實驗。王憶勤[6]等對大鼠氣管的零應力狀態進行了研究。 楊林等[7]對旋轉生物反應器用于提高組織工程氣管軟骨力學強度進行了研究。以往對氣管軟骨力學特性研究多以動物氣管軟骨和一維拉伸實驗居多[5-7]，對人氣管軟骨應力松弛粘彈性力學特性研究較少。生物材料的粘彈性主要以應力松弛蠕變為表現形式，應力松弛是軟組織在恒應變作用下，對載荷松弛適應性的反應，雖然機制尚不清楚，但氣管軟骨的應力松弛力學特性對于認識吻合口張力，確定氣管損傷后的張力臨界點具有重要意義。

氣管由于炎癥、腫瘤、損傷等疾患需要進行氣道再建，現代呼吸道(氣道)外科手術對氣管病變不超過1/2程度，可切除病變部位氣管后直接縫合吻接，修復和重建氣管的功能。當氣管切除超過其直接的吻合長度，則需要置換人工氣管。鑒于臨床實際需要，我們對正常國人尸體氣管軟骨進行了應力松弛實驗，得出了氣管軟骨7 200 s應力松弛量，得出了應力松弛曲線和歸一化應力松弛函數曲線。以一元線性回歸分析的方法處理實驗數據，得出了應力松弛函數方程。

2 材料與方法

2.1 材料

實驗標本正常國人新鮮尸體氣管標本2個，均為男性，25歲尸體1具，30歲尸體一具。由白求恩醫科大學解剖教研室提供。將氣管標本生理鹽水浸泡的紗布包裹，裝入塑料袋中密封后置于-20℃冰箱內保存。實驗前取出標本在常溫下解凍后，以手術刀切取軟骨環試樣10個。

2.2 試驗裝置

日本島津AG-10TA自動控制電子萬能試驗機，該機具有自動控制應力、應變增加速度和使應力或應變保持恒定的功能。載荷通過載荷傳感器傳遞，載荷傳感器最大量程100 N，使用量程10 N。

2.3 應力松弛實驗方法

首先測量式樣的原始尺寸。在軟組織測量實驗中，測量試樣的原始尺寸非常關鍵。作者采用國內外均認可的準長度理論，即在每一給定條件下式樣的長度等尺寸。將試樣裝夾在軟組織實驗夾具上，給予滿量程1%的初載做為準長度的基礎。利用讀數顯微鏡測量其長度、寬度和厚度，試樣的長度為25 mm，寬度為5 mm，厚度為1.8～2.2 mm，韌帶和其他軟組織一樣，其彈性主要來自熵的改變。因而不存在唯一的自然狀態，所以首先對試樣進行預調處理，即在同一應力水平下加載-卸載20次。對每個試樣分別預調處理后進行實驗。

將經過預調的10個試樣分別裝夾到軟組織專用夾具上，夾具與有機玻璃缸連接，玻璃鋼內裝pH值為7.4的生理鹽水，試樣置于生理鹽水中，裝有試樣的夾具與實驗機上、下頭連接。試驗機帶有-35℃～250℃環境溫箱。可自動調節溫度并保持恒溫。本實驗模擬正常人體溫，在(36.5±5)℃的溫度場下進行。預先設定好程序，記錄方式為X-T，其中X軸為應力，T軸為時間。本實驗以50%/min的速度對試樣施加載拉應變，當應變達到9.28%，應力達到1.207 MPa時保持恒定，應力隨時間的改變不斷下降。

計算機程序設定從時間t0開始采集數據，每10 s采集一個數據40次，之后每136 s采集一個數據，采集50次，共采集90個數據，歷時7 200 s達到設定時間后，計算機自動輸出實驗曲線和數據。

3 結果

3.1 應力松弛實驗數據和歸一化應力松弛函數數據

10個氣管軟骨試樣應力松弛實驗數據經統計分析后結果見表1。10個氣管軟骨試樣歸一化應力松弛函數數據見表2。表1 應力松弛實驗數據(x±s)表2 歸一化應力松弛函數數據

3.2 應力松弛曲線

對每組10個應力松弛試樣的實驗數據擬合應力松弛曲線見圖1。對每組10個試樣歸一化應力松弛函數數據擬合曲線見圖2。圖1 應力松弛曲線

Fig 1 The stress relaxation curve

圖2 歸一化應力松弛函數曲線

Fig 2 Normalized stress relaxation function curve

3.3 歸一化應力松弛函數方程的計算歸一化應力松弛函數方程的建立：以一元線性回歸方法處理實驗數據，松弛曲線是以對數關系變化的，因此設

G(t)=1

c lnt+d t=0

t>0(1)

令φ(a，d)=∑nt=1[G(t)-G(實)]2

則φc=0 φd=0

c∑11i=1ln2t+d∑11i=1lnt-∑11i=1G實=0

c∑11i=1lnt+d∑11i=1d-∑11i=1G實=0(2)

將實驗數據帶入(2)式，結出屈肌腱c=-0.0396，d=1.0306。將c、d代入(1)式得出氣管軟骨：

G(t)=1t=0

-0.0313lnt+1.0626t>0

4 討論

試驗結果表明，氣管軟骨7 200 s應力松弛量為0.316 MPa，應力松弛最初600 s變化較快，達總松弛量的30%，之后應力緩慢下降，達到7 200 s時曲線基本達到平衡，氣管軟骨的應力松弛曲線是以對數關系變化的。氣管軟骨在生理上主要是具有一定的舒張性，吸氣時伸長而變粗，呼氣時復原。氣管具有一定的屈、伸性，屈、伸時氣管和氣管軟骨都承受著一定的生理載荷。氣管的力學性能的保持主要是膠原纖維的合理排列分布為彈性支架，通過蛋白多糖的親水作用來形成局部的張力和滲透張力，當組織受載時，由于壓力差大于局部張力使水緩慢流出，當去載時由于組織的膨脹壓和滲透壓使水流回組織內[8]。在正常的生理狀態下，氣管軟骨能在生理載荷范圍內適應外力的牽拉，表現出一定抗張性。

氣管組織內含有膠原纖維，膠原纖維具有一定的韌性，膠原蛋白是動物體內含量最豐富的蛋白質，它是一種高級結構，可形成最佳的力學特性。膠原蛋白最最重要的力學性質是拉伸剛度和抗拉強度。

軟骨是一種多孔的粘彈材料，組織間隙為液體所充滿。在應力作用下，液體可在組織中流進或流出(當組織膨脹時流進，收縮時流出)，軟骨力學性能隨液體的含量而變化。事實上，液體在應力下的流動似乎是這種無血管組織取得營養的主要途徑。因此，研究氣管軟骨應力-應變的關系不僅對于了解軟骨傳遞載荷的特性有必要，而且對于了解組織的健康狀況也是非常重要的[9]，軟骨是由一種液相和固相組成，液相主要是水，固相主要是包括膠原纖維和彈性纖維，蛋白多糖和細胞成份。液相主要功能是通過自身的媒介作用把小的溶質傳送或擴散于組織內外，固相膠原纖維的網狀支架是張應變和張應力的表述[10-11]。蛋白多糖的親水性很強，對維持軟骨的粘彈性及對抗壓力起著重要作用。

本實驗初始應力與文獻[12]相同，但本實驗7 200 s應力松弛量低于文獻[12]中髖關節軟骨和膝關節軟骨。承重部位軟骨和非承重部位軟骨具有不同的力學特性。本實驗結果支持軟骨的力學性質與軟骨的膠原含量呈正相關的觀點。軟骨所處不同的生理解剖位置及不同的生理功能決定了其粘彈性的存在和其間的差異。

本實驗以正常人青年新鮮尸體氣管軟骨為研究對象。更充分地揭示氣管軟骨作為生物粘彈性材料的力學特性，對臨床更具有實際意義。

參考文獻

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[2]ToomesH.Experinen tal with prostheticre constructionofthe trachea and bafu-rcation[J].Thorax，1985，40(1)：32-36.

[3]劉德若，王福忠.人工氣管的實驗研究[J].白求恩醫科大學學報，1888，14(增刊)：147-150.

[4]徐艷，張佩華，王文祖.紡織結構生物復合材料人工氣管的開發[J].安徽教育學院學報，2004 20(4)：11-13.

[5]鄧衛軍，史宏燦，裴昶.成年離體豬氣管生物力學特性的實驗研究[J].醫用生物力學，2008，(5)：389-393.

[6]王憶勤，滕忠照.大鼠氣管零應力狀態[J].醫用生物力學，2001，(1)：6-9.

[7]楊林，武延格，紀靈，等.旋轉生物反應器用于提高組織工程氣管軟骨力學強度的實驗研究[J].中國生物醫學工程學報，2009，28(1)：103-107.

[8]李振宇，馬洪順，姜洪志.關節軟骨力學性能研究[J].試驗技術與試驗機，1989，(2)：7-9.

[9]馮元楨著.生物力學[M].北京：科學出版社，1983：251.

[10]Askew M J and Mow V C. The biome chanical function of collagen fibril ultrastructure of articular.cartilage[J].J Biomechanical Engineering，1978，22(1):5-8.

韌帶的生物力學特性范文第5篇

【關鍵詞】 腰椎融合術后； 臨近節段； 椎間盤應力； 有限元分析

中圖分類號 R681.5 文獻標識碼 A 文章編號 1674-6805（2014）17-0020-03

【Abstract】 Objective：To analysis model under different loads and stress changes by posterior lumbar discectomy through the establishment of normal， L4-5 and L4-S1 fusion and internal fixation model. Method： Analyzed 98 image nodes from 1 volunteers what were divided unit to establish the normal lumbar motion segment （L1-S1） finite element model and L4-5， L4-S1 segment of posterior lumbar interbody fusion and internal fixation model， the three models with five direction load， calculation of adjacent segment disc shall be stress variation， and the results were statistically analyzed. Result： The research showed that the upper two segments adjacent segment than the single disc fusion segment average effective stress in flexion， extension ， lateral flexion ， rotation load difference was statistically significant（P0.05）， whether it was single or double segment L4-5 segment L4-S1 was fixed ， the neighboring L3～4 disc effective stress in flexion， extension ， vertical compression ， lateral flexion， rotation were greater than unfused fixed， the difference was statistically significant（P

【Key words】 Lumbar spinal fusion； Adjacent segment disc； Stress； Finite element analysis

First-author’s address： Nan’an Hospital，Nan’an 362300，China

脊柱融合術被廣泛用于治療脊柱創傷、不穩、腫瘤、畸形及退行性變中，1988年Lee[1]首先報告了一組腰椎融合術患者在隨訪8.5年后部分出現了鄰近節段椎間盤退變（adjacent segment disc degeneration，ASD）。腰椎融合術后出現鄰近節段椎間盤退變引起眾多學者的重視，目前學者普遍認為引起ASD與其椎間盤纖維環及關節突應力變化有關[2-3]。但是到目前為止，對腰椎融合術臨近椎間盤受力情況的評價和報道不多，本組研究中將采用Super-SapV（超級空間有限元計算軟件）建立正常的腰椎運動節段（L1～S1）模型及L4～5、L4～S1節段腰椎后路減壓椎間融合內固定模型，分別對三種模型加載五個方向的負荷（垂直、前屈、后伸、側屈及扭轉），計算鄰近節段椎間盤（纖維環）的應力變化，單、雙節段融合內固定術對鄰近節段椎間盤的力學影響，為臨床治療提供依據。

1 資料與方法

1.1 一般資料

筆者所在醫院面向社會征集1名健康男性志愿者作為本組研究的觀察對象，對其脊柱（L1～S1）節段進行掃描，層厚0.6 mm，采集500張CT斷層圖像，從中選擇98張有代表性的圖像進行進一步分析。研究設備：SOMATOM Definition AS 128層螺旋CT機（Siemens，德國）；計算軟件采用Super-SapV（超級空間有限元計算軟件），坐標讀取及單元構建軟件采用Mimics 11.1，CT圖像處理軟件采用Xiphoid v1.0。

1.2 建立模型

1.2.1 建立正常腰椎節段（L1～S1）三維有限元模型 對所選取的98張圖像節點及劃分單元，共8836個節點，用Mimics 11.1自動獲取節點坐標，并編排成單元，共6388個單元，其中以L3～5節段為研究對象，將各個節點坐標及其所構成的單元號導入Super-SapV軟件中，對不同材料的腰椎組織的特性設定相應參數，模擬正常條件下腰椎運動節段的受力情況，并在該節段頂部及韌帶附著點處加力，建立正常腰椎有限元模型[4-5]。

1.2.2 建立L4～S1、L4～5節段后路椎間融合內固定模型 在后路以AO脊柱內固定器械為模板，依據其尺寸建立模型并與腰椎模型組合形成兩種（L4～S1，L4～5）腰椎運動節段后路椎間融合內固定模型。固定模型的材料特性與單元劃分均保持一致，只有內固定系統中螺釘的數量及棒的長度等參數有所改變。

1.3 加載負荷實驗

為了防止S1底面在加載負荷時出現平移和轉動，要在S1椎體下表面及后部結構各節點完全固定。分別對L4～S1、L4～5固定模型加載500 N生理負荷及五個方向的負荷各50 N，分別模擬人體在完成直立、前屈、后伸、側屈及扭轉時的運動條件，后分別于后外側纖維環均勻取12個節點，然后在上述加載情況下，計算各節點應力、分析比較融合前后及單，雙個節段的腰椎后路融合內固定模型在相同的載荷條件纖維環各節點應力分布情況。

1.4 統計學處理

因融合術后對上位節段影響較大[6]，因此本組研究中通過VonMises應力值（L3～4椎間盤節點）計算出各個節點融合前后在不同時負荷下的的應力差值，組間比較采用t檢驗；計數資料采用百分比表示，數據對比采取字2校驗，多個均數兩兩比較采用LSD檢驗，P

3 討論

有限元分析（finite element analysis，FEA）是指利用數學近似的方法對真實物理系統（幾何和載荷工況）進行模擬，是生物力學試驗的重要手段之一，通過FEA可以真實地模擬復雜的力學環境，同時可以直接測量結構內部的力學反應，從而獲得全域性信息，這是其他方法所不能做到的[7]。FEA最早應用于臨床生物力學研究與體外實驗生物力學研究可以追溯到上世紀八十年代，文獻[8]報道稱FEA的研究結果真實可靠，近年來國內大量文獻[9]也驗證了FEA的有效性。

本組研究中，雙節段腰椎融合有限元模型在上位臨近椎間盤（纖維環）應力在部分活動狀態下明顯高于單個節段的有限元模型，不管是單節段還是雙節段融合后上位臨近椎間盤（纖維環）應力均高于未融合節段，研究結果與國內外同類文獻一致。賈長青等[10]對脊柱內固定后椎間盤的超微結構進行為期6個月的觀察，并對比兩組在異常應力條件下椎間盤的退變情況，結果發現椎間盤纖維環后側相對較薄，而且沒有韌帶保護，因此極易發生髓核突出。

本研究結果表明，L4～5或L5～S1節段的旋轉力矩會明顯提高L3～4椎間盤的應力，隨后依次是側屈、后伸、前屈和垂直壓縮的應力，充分證實旋轉是引起椎間盤慢性損傷及退變的最大風險因素，因此術中醫生要注意，雙節段腰椎融合手術較單節段腰椎融合手術更容易發生鄰近節段病，在術前要通過影像檢查觀察患者鄰近節段的椎間盤及小關節情況，預測融合節段長度將引起的影響，以確定手術方式，避免鄰近節段病的發生，提高手術療效。另外，在患者術后康復期內要指導患者注意臥床休息，佩戴保護器具，限制脊柱出現旋轉、前屈、后伸、或側屈活動，避免鄰近椎間盤過度受力。

本組研究中的L1～S1運動節段模型的仿真度極高，模型建立數據均采集自于正常活體L1～S1節段的連續斷面圖像（98張，層厚僅0.6 mm）。研究設計完全按照手術方法，模型的內部結構與材料均與實際情況相符，為其原有的生物材料特性，而且在計算中將韌帶與肌肉的作用考慮在內，能夠客觀地反映患者術后鄰近節段纖維環應力的變化情況。

參考文獻

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