脊柱手法的力學(xué)研究概況

郭偉，李藝，韓磊，田飛鵬，閔亞青，周衛(wèi)，趙平

（1.空軍總醫(yī)院正骨科，100142；2.望京醫(yī)院，北京 100102）

脊柱手法治療脊柱損傷退變性疾病在我國已有數(shù)千年的歷史。對(duì)其作用機(jī)制曾有著豐富的論述。時(shí)至今日，脊柱手法仍然是眾多國家衛(wèi)生防治指南中最常建議使用的治療方法之一。目前手法主要有脊柱關(guān)節(jié)手法和椎旁軟組織手法，其中脊柱關(guān)節(jié)手法主流手法分為關(guān)節(jié)調(diào)整或沖擊手法和關(guān)節(jié)松動(dòng)手法。關(guān)節(jié)調(diào)整手法（Manipulation）或沖擊手法（Thrusting）[1]是利用作用于特殊解剖位置的長(zhǎng)或短杠桿手段達(dá)到的關(guān)節(jié)手法。其特征是在一定的速率、振幅和方向下振動(dòng)推力，既國際手法學(xué)術(shù)界慣常稱謂的（High Velocity Low Amplitude）HVLA特征。這種手法經(jīng)常伴有彈響聲（空腔效應(yīng)），比如傳統(tǒng)中醫(yī)的斜扳手法和美式整脊手法。關(guān)節(jié)松動(dòng)術(shù)（Mobilization）是一種被動(dòng)運(yùn)動(dòng)療法，可以提升關(guān)節(jié)活動(dòng)度，但不超過其解剖范圍，一個(gè)非推力的關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)通常不會(huì)超過關(guān)節(jié)的彈性界限，并不常見明顯的關(guān)節(jié)彈響聲。脊柱松動(dòng)術(shù)是一個(gè)在關(guān)節(jié)活動(dòng)范圍內(nèi)或在關(guān)節(jié)極度運(yùn)動(dòng)時(shí)更溫和且更易于接受的可操作外力，比如馮氏手法和美式整脊的關(guān)節(jié)松動(dòng)手法。

隨著計(jì)算機(jī)仿真技術(shù)的發(fā)展，脊柱手法的模擬力學(xué)檢測(cè)及脊柱力學(xué)模型仿真技術(shù)越來越趨于成熟，并得到了很大應(yīng)用和發(fā)展。很多研究者運(yùn)用力傳感測(cè)量技術(shù)、光學(xué)定位捕捉技術(shù)，通過腰椎CT建立腰椎多體動(dòng)力學(xué)模型，通過力學(xué)測(cè)量系統(tǒng)測(cè)量腰部手法操作的力學(xué)、運(yùn)動(dòng)學(xué)變化過程等，為揭示手法治療脊柱損傷性疾病的機(jī)理，分析脊柱手法技術(shù)操作特點(diǎn)及影響因素提供了科學(xué)量化的方法，并對(duì)臨床治療提供了寶貴的基礎(chǔ)研究數(shù)據(jù)，本文總結(jié)了國內(nèi)外關(guān)于脊柱手法的力學(xué)機(jī)制研究和計(jì)算機(jī)仿真的研究進(jìn)展，綜述如下。

1 脊柱手法活體力學(xué)研究

1.1關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)壓力的測(cè)量

以往相關(guān)學(xué)者研究，測(cè)量關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)面壓力的方法很多。分為直接測(cè)量法和間接測(cè)量法。早期多以間接測(cè)量法為主。

1.1.1間接測(cè)量法 通過關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的受力情況靠測(cè)量有關(guān)數(shù)據(jù)來推算。沒有破壞關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的完整性是間接法的優(yōu)點(diǎn)，但其結(jié)果的可靠程度有待商榷。

1.1.2直接測(cè)量法 常見如壓力傳感器法。近年來隨著相關(guān)技術(shù)的高速發(fā)展，壓敏片[2]和其它測(cè)量方法相比，方法相對(duì)簡(jiǎn)單，能同時(shí)獲得較完善的相關(guān)信息，能反映出應(yīng)力分布的整體趨勢(shì)，這是其他壓力傳感器法所無法比擬的。

1.1.3有限元分析法 通過脊柱三維數(shù)學(xué)模型的建立來模擬承載的實(shí)際情況和關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)（具體總結(jié)見5）。Triano等[3]作用時(shí)間在200-300 ms情況下，使用反動(dòng)力模型估算旋轉(zhuǎn)手法的旋扳力是111N和123N。

1.2軟組織按摩手法的力學(xué)研究

很多研究者做了有益的嘗試，鄧玫等[4]應(yīng)用Ergocheck系統(tǒng)壓力傳感器進(jìn)行測(cè)試。從而得出由于著力面積越小，壓強(qiáng)值最大。在力學(xué)指標(biāo)方面國外研究者進(jìn)行了深入定量的研究。Hessell[5]發(fā)現(xiàn)預(yù)加載力與較大的作用力密切相關(guān)。而Herzog等[6]則實(shí)測(cè)施術(shù)者旋轉(zhuǎn)手法時(shí)的各種力學(xué)變化。手法的力學(xué)研究應(yīng)多多參考以上研究方法。

1.3頸椎旋轉(zhuǎn)手法活體測(cè)量

目前國內(nèi)外研究比較多的是頸椎手法的生物力學(xué)分析。Jimmw等[7]對(duì)頸椎扳轉(zhuǎn)時(shí)的平均加速度、最大加速度與持續(xù)時(shí)間均進(jìn)行了量化測(cè)量，為手法的力學(xué)測(cè)量提供了很多參考指標(biāo)。Van zoest[8]等直接測(cè)量手法操作時(shí)醫(yī)生肢體與患者間三維作用力，研究顯示三維的力學(xué)參數(shù)對(duì)單方向的力學(xué)參數(shù)存在明顯優(yōu)勢(shì)，且證明療效的可靠性可通過手法操作的動(dòng)態(tài)標(biāo)準(zhǔn)化保證。李義凱[9]等應(yīng)用壓力傳感器，檢測(cè)旋轉(zhuǎn)手法作用過程中術(shù)者拇指頂推患者頸椎棘突的最大推力。Triano[10]提出腰椎“高速低幅沖擊手法（High Velocity Low Amplitude thrusting manipulation）”的力學(xué)參數(shù)，分別對(duì)手法操作時(shí)峰值、預(yù)加載力、扳動(dòng)速度、谷值、扳動(dòng)時(shí)間等力學(xué)參數(shù)進(jìn)行了具體的闡釋，并在作力學(xué)曲線上標(biāo)示（圖1）。他的研究為很多研究者所公認(rèn)和應(yīng)用。

圖1 Triano模擬旋轉(zhuǎn)手法力學(xué)曲線圖：1、預(yù)加載力（Preload）：手法起始階段作用于軟組織的準(zhǔn)靜態(tài)載荷，2、谷值（Downward incisural point）沖擊發(fā)力前預(yù)加載力下降最低值，3、扳動(dòng)速度（Thrust speed）沖擊相的斜率（△y／△x），4、峰值（Peak force）沖擊作用力升高最大值，5、扳動(dòng)時(shí)間（Thrust duration）沖擊相開始至峰值的時(shí)間段。

國內(nèi)的較深入的研究者有朱立國等[11]選擇神經(jīng)根型頸椎病患者施行旋轉(zhuǎn)手法，活體實(shí)測(cè)手法操作者力學(xué)參數(shù)，測(cè)量左右手施行旋轉(zhuǎn)手法時(shí)預(yù)加載力、最大作用力、扳動(dòng)力都是相近的，旋轉(zhuǎn)手法從緩慢上牽到扳動(dòng)操作結(jié)束整個(gè)過程具有一定的規(guī)律性。王立恒[12]等對(duì)51名頸椎病患者施行旋轉(zhuǎn)手法，測(cè)量不同痛閾值下力學(xué)參數(shù)以及手法治療后的軟組織張力。Wherzog[13]運(yùn)用固定于患者頸部治療區(qū)域的彈性壓力薄板，測(cè)量過程中作用力的變化。其最大作用力范圍從99 N-140 N。操作的作用時(shí)間為90-120 ms。房敏等[14]用電測(cè)技術(shù)觀察頸部拔伸法的應(yīng)力，測(cè)試不同施力點(diǎn)的拔伸力度，發(fā)現(xiàn)小角度前屈時(shí)手法安全，效果最佳。

1.4腰椎的扳動(dòng)手法活體測(cè)量

力學(xué)效應(yīng)是手法行為的本質(zhì)，所以很多人對(duì)腰椎的扳動(dòng)手法進(jìn)行生物力學(xué)測(cè)量。Triano[15]指出手法給脊柱和它周圍組織施加外部負(fù)荷以影響脊柱及其周圍組織，但目前還不能預(yù)測(cè)哪種手法的優(yōu)劣，應(yīng)該將測(cè)量脊柱推拿生物力學(xué)參數(shù)，應(yīng)用于手法療效定量研究。姜宏[16]認(rèn)為手法運(yùn)動(dòng)力學(xué)的動(dòng)態(tài)變化對(duì)手法效應(yīng)途徑與作用環(huán)節(jié)起作用。陳守吉[17]指出手法的作用由手法刺激性、局部組織生物學(xué)特性、人體生理病理狀態(tài)三個(gè)因素構(gòu)成。徐海濤等[18]采用壓力傳感器方法主要研究力、力矩、時(shí)間以及力-時(shí)間曲線，通過壓力檢測(cè)系統(tǒng)，分析手法影響因素，測(cè)量發(fā)現(xiàn)左右肩部扳力分別為12.552±1.715 kg和12.748±1.645 kg，為該手法的臨床操作提供了定量的、具體的力學(xué)參數(shù)。張軍[19]等采集和分析了腰椎手法時(shí)，常規(guī)推拿手法，掌根或者肘部的壓力信息。潘良春等[20]歸納正骨手法的力學(xué)特點(diǎn)為“軸向用力”、“旋轉(zhuǎn)用力”、“側(cè)方用力”，將旋轉(zhuǎn)用力與側(cè)方用力進(jìn)行力學(xué)分析，這項(xiàng)研究非常有助于對(duì)不同手法力學(xué)的差異進(jìn)行量化比較。Marcotte等[21]通過將微型壓力傳感器安裝在施術(shù)者手上，記錄推扳的壓力在仰臥定點(diǎn)旋轉(zhuǎn)手法過程中的變化，發(fā)現(xiàn)推扳力波動(dòng)在4.0-41.0 N。

脊柱手法主要效應(yīng)點(diǎn)在于腰椎關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)，很多研究者非常關(guān)注角度和姿勢(shì)變化對(duì)關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的影響，手法施加在關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的載荷也與手法的療效和副作用密切相關(guān)。這些研究者主要運(yùn)用攝影技術(shù)方法研究手法或位移傳感器的生物力學(xué)分析，觀察力學(xué)指標(biāo)主要是速度、時(shí)間、角度以及位移。侯筱魁[22]認(rèn)為關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)錯(cuò)縫可以通過腰椎旋轉(zhuǎn)手法得到調(diào)整。但有人認(rèn)為手法過重傷及關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)和關(guān)節(jié)囊使一些患者經(jīng)腰椎手法后，早期出現(xiàn)腰痛癥狀加重等現(xiàn)象。

2 數(shù)字化人體模型研究

隨著計(jì)算機(jī)數(shù)字時(shí)代的到來，虛擬現(xiàn)實(shí)與仿真技術(shù)也突顯出其重要的作用，人體建模仿真也日漸成為人機(jī)工程、計(jì)算機(jī)圖形學(xué)、生物力學(xué)、交通事故分析、康復(fù)工程等多領(lǐng)域的研究熱點(diǎn)。用于損傷與防護(hù)研究的數(shù)字化人體模型的發(fā)展經(jīng)歷了集總參數(shù)模型、多剛體動(dòng)力學(xué)模型、多體動(dòng)力學(xué)模型、有限元模型，目前正在探討在虛擬人的基礎(chǔ)上建立動(dòng)力學(xué)生理模型。

2.1腰椎三維有限元分析

2.1.1腰椎三維有限元模型（Finite element models）關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)力學(xué)特征分析

腰椎三維有限元模型對(duì)于分析脊柱損傷及其功能紊亂的潛在機(jī)制，具有重大意義。葉淦湖[23]對(duì)腰椎關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的模型進(jìn)行各種手法的力學(xué)分解模擬，發(fā)現(xiàn)腰椎關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)在旋轉(zhuǎn)推拿中具有主要的抵抗作用。關(guān)節(jié)在抗旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)時(shí)，主要通過上、下關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)面的直接接觸，而關(guān)節(jié)囊可防止兩個(gè)關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)面分開過大。他把關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)處理為接觸模型，正確分析了關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的力學(xué)功能。由于腰椎關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)面在下腰椎與矢狀面呈45°的角，這樣使其旋轉(zhuǎn)的余地很小，對(duì)于正常腰椎來說，在有壓縮載荷的條件下，椎間盤旋轉(zhuǎn)時(shí)關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)在旋轉(zhuǎn)1-2°時(shí)主要抵抗力為旋轉(zhuǎn)力。

2.1.2三維有限元模型對(duì)手法的療效及安全性評(píng)價(jià)

UenoK實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)[24]關(guān)節(jié)軟骨表層骨骨折的應(yīng)力范圍為14-59 MPa，平均為35.7 MPa。而尸體實(shí)驗(yàn)和有限元模型證明[25]前屈側(cè)彎旋轉(zhuǎn)手法使腰椎關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的活動(dòng)幅度最大，直立旋轉(zhuǎn)手法次之，關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)最大應(yīng)力均小于14 MPa，腰椎關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的應(yīng)力為21.98 N，不會(huì)造成關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)骨折。向左旋轉(zhuǎn)時(shí)，右側(cè)關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)間隙大，向右側(cè)旋轉(zhuǎn)時(shí)，左側(cè)關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)間隙增大。當(dāng)前屈最大時(shí)，關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的上、下關(guān)節(jié)突可相對(duì)滑動(dòng)5-7 mm，由于關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)突的反復(fù)活動(dòng)，關(guān)節(jié)囊的伸縮，可松動(dòng)神經(jīng)根周圍的粘連[26]。

從整個(gè)脊椎單元來看，除了手法使旋轉(zhuǎn)側(cè)椎間盤突出程度加重外，旋轉(zhuǎn)力亦不大可能使椎間盤纖維環(huán)破裂，從這一點(diǎn)考慮，手法是安全的，除去椎間盤突出的位移，兩側(cè)椎間盤后外側(cè)角位移基本一致，而旋轉(zhuǎn)對(duì)側(cè)的椎間孔在手法過程中，由于上位關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的上移而擴(kuò)大了椎間孔。畢勝[26]用有限元模型模擬手法作用時(shí)，發(fā)現(xiàn)椎間盤的髓核內(nèi)壓力牽扳手法最小且為負(fù)值，坐位旋轉(zhuǎn)手法時(shí)最大。坐位旋轉(zhuǎn)手法和斜扳手法外層纖維環(huán)應(yīng)力最大，內(nèi)層纖維環(huán)應(yīng)力最大的是牽扳手法，手法均可造成椎間盤的后外側(cè)與神經(jīng)根之間移動(dòng)，并且有限元方法與生物力學(xué)研究結(jié)果基本一致。他還對(duì)腰椎關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)的模型進(jìn)行各種手法的分解模擬，發(fā)現(xiàn)腰椎關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)在旋轉(zhuǎn)推拿中具有主要的抵抗作用。

2.1.3三維有限元模型的局限性

目前有限元模型分為兩類：靜力學(xué)和動(dòng)力學(xué)研究模型。用于靜力學(xué)分析的模型更加注重椎體的幾何形態(tài)，模型往往只包含一兩個(gè)運(yùn)動(dòng)節(jié)段。三維有限元的研究主要集中在骨折和椎體變形分析方面。在分析肌肉、韌帶等軟組織對(duì)脊柱系統(tǒng)的整體穩(wěn)定、載荷分布、退變等因素的影響時(shí)，存在一定偏差。亦即，單純采用有限元法分析脊柱局部的線性或非線性的變形尚不足以獲得所分析單元的整體變形、載荷分布和局部位移特征。

2.2人體多剛體模型

多剛體模型能夠避免人體內(nèi)部的復(fù)雜調(diào)控機(jī)制，簡(jiǎn)單而較為真實(shí)的反應(yīng)出人體運(yùn)動(dòng)的基本機(jī)理，具有廣泛的應(yīng)用領(lǐng)域。著名的Hanavan模型[27]將人體分為15個(gè)獨(dú)立的剛體，各個(gè)剛體之間通過球形鉸鏈連接在一起，建立力學(xué)方程組，通過求解得到運(yùn)動(dòng)模型參數(shù)。美國國家空軍實(shí)驗(yàn)室[28]早在1975年就建立了三維多剛體假人ABT（Articulated Total Body）得到了廣泛的應(yīng)用。荷蘭應(yīng)用科學(xué)研究院（TNO）[29]采用多剛體系統(tǒng)動(dòng)力學(xué)的方法構(gòu)建了人體運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)，使用橢球面模擬人體幾何外形，建立了Hannavan多剛體假人，被廣泛應(yīng)用于包括汽車碰撞在內(nèi)的眾多領(lǐng)域[30]。

2.3神經(jīng)-肌肉-骨骼綜合模型

人體運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)是一個(gè)非常復(fù)雜的綜合非線性系統(tǒng)，需要神經(jīng)、肌肉和骨骼的共同調(diào)控和相互協(xié)調(diào)。南非的Hatze[31]構(gòu)建了一個(gè)2段5塊肌肉3自由度的腿平面模型解決了踢腳動(dòng)作的動(dòng)力學(xué)最優(yōu)化問題。Naomichi[32]等提出了更符合人體解剖學(xué)的肌肉-骨骼-神經(jīng)系統(tǒng)的集成模型，考慮了中樞神經(jīng)系統(tǒng)運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元的控制，然而這種建模方法十分復(fù)雜，同時(shí)人們對(duì)人體神經(jīng)系統(tǒng)對(duì)肌肉的具體機(jī)理認(rèn)識(shí)還不十分清楚，模型建立的難度很大，模型的計(jì)算也需要適當(dāng)?shù)暮?jiǎn)化。

2.4頸椎多柔體動(dòng)力學(xué)模型

國外科研工作者開展的頸椎多柔體動(dòng)力學(xué)模型主要針對(duì)汽車碰撞問題。Tien[33]等開發(fā)了人體頭頸部系統(tǒng)數(shù)值模擬的算法和程序，然而無法模擬肌肉等軟組織的力學(xué)行為。Merrill[34]等建立了包括2個(gè)胸椎、7個(gè)頸椎與頭部的三維動(dòng)力學(xué)模型，并使用無質(zhì)量的彈簧和阻尼連接這些剛體，但該模型是二維的，肌肉模型也存在不足。Deng等[35]在Merrill基礎(chǔ)上，將15組主要頭頸部肌肉從參數(shù)模型里分離出來，使用3點(diǎn)肌肉模型模擬繞過頸椎時(shí)形成的彎曲，使肌肉模型更仿真。Jager[36，37]等建立了1、不單獨(dú)考慮肌肉的全局模型2、單獨(dú)考慮肌肉作用的細(xì)化模型，從而使仿真度有了部分改善。

國內(nèi)多體動(dòng)力學(xué)仿真方面的研究相對(duì)較少，張竟等[38]使用多體動(dòng)力學(xué)軟件建立了簡(jiǎn)單的人體頭頸部多剛體動(dòng)力學(xué)模型，但該模型僅考慮了4組主要肌肉，對(duì)肌肉力學(xué)行為的模擬不足。柳松楊等[39]對(duì)艦載機(jī)著陸過程中飛行員頭頸部的動(dòng)力學(xué)響應(yīng)進(jìn)行了仿真試驗(yàn)，但由于肌肉模型的限制，模型與實(shí)驗(yàn)結(jié)果還存在一定差距。魯廷等[40]建立包括頭部、7個(gè)頸椎和2個(gè)胸椎共10個(gè)剛體的頭頸部多體動(dòng)力學(xué)模型；采用集總參數(shù)法描述韌帶、椎間盤等軟組織的力學(xué)特性；采用最新的非線性應(yīng)力-應(yīng)變關(guān)系方法來描述人體頭頸部15組肌肉的力學(xué)特性，并用多組汽車碰撞過程動(dòng)力學(xué)響應(yīng)實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)對(duì)模型進(jìn)行驗(yàn)證。

2.5腰椎多體動(dòng)力學(xué)模型的建立

數(shù)字模擬仿真使得我們能夠?qū)θ梭w的復(fù)雜結(jié)構(gòu)和功能進(jìn)行簡(jiǎn)化，從而避免了對(duì)人體內(nèi)部多樣運(yùn)動(dòng)的關(guān)注，而對(duì)主要影響因素和主要問題進(jìn)行分析。其次，仿真模型突破了人體自身的局限性和測(cè)量?jī)x器的局限性，使我們能夠獲得那些無法直接測(cè)量或者很難有效測(cè)量的參數(shù)、指標(biāo)，便于我們對(duì)人體損傷機(jī)理及其防護(hù)的進(jìn)一步研究。目前多剛體動(dòng)力學(xué)仿真軟件在車輛碰撞分析和沖擊生物力學(xué)研究領(lǐng)域得到了廣泛的使用。多體系統(tǒng)模型適合于人體動(dòng)力學(xué)響應(yīng)的模擬。專門針對(duì)軟組織研究的多柔體動(dòng)力學(xué)方法不僅具備三維有限元方法的變形和應(yīng)力分析功能，而且可以更加方便地處理骨骼體與肌肉、韌帶、間盤等軟組織的相互作用、變形約束與協(xié)調(diào)以及相對(duì)運(yùn)動(dòng)。多體動(dòng)力學(xué)模型可以被應(yīng)用于人體動(dòng)力學(xué)的各個(gè)方面，可以通過動(dòng)力學(xué)仿真的方法獲得人體的各個(gè)部分在運(yùn)動(dòng)中的狀態(tài)以及相互作用或載荷分布的狀態(tài)，完全可以勝任脊柱力學(xué)分析任務(wù)。能夠獲得探究各種載荷下脊柱及其周圍軟組織在各種力學(xué)條件下的受力狀態(tài)、失衡狀態(tài)等?？傊?，建立脊柱系統(tǒng)的多體動(dòng)力學(xué)模型，就可以根據(jù)動(dòng)力學(xué)仿真獲其受力和失衡狀態(tài)。

脊柱的力學(xué)模型在生物力學(xué)研究領(lǐng)域中已經(jīng)有一段發(fā)展過程，學(xué)者利用脊柱力學(xué)模型[41，42]研究了脊柱載荷、脊柱的病變、動(dòng)力學(xué)損傷、脊柱穩(wěn)定性等等。有限元方法和多剛體模型被廣泛用來建立脊柱力學(xué)模型。有限元方法可以建立較為細(xì)致的分析變形-應(yīng)力關(guān)系的力學(xué)模型，但不能很好地描述脊柱運(yùn)動(dòng)學(xué)和復(fù)雜連接關(guān)系。隨著計(jì)算力學(xué)和計(jì)算機(jī)運(yùn)算能力的發(fā)展，多體動(dòng)力學(xué)已經(jīng)由初期的多剛體動(dòng)力學(xué)模型發(fā)展到了目前的多剛體-柔性體耦合的動(dòng)力學(xué)模型。因此可以說多柔性體動(dòng)力學(xué)融合了有限元法和多剛體動(dòng)力學(xué)的優(yōu)勢(shì)。在生物多體動(dòng)力學(xué)方面，國外較為著名的軟件有OpenSim[43]和Anybody[44]兩款軟件。UC伯克利大學(xué)的Miguel Christophy[45]在OpenSim軟件中建立了包含238條肌肉的脊柱模型，但是沒有考慮關(guān)節(jié)突、韌帶等組織的影響。國內(nèi)上海交通大學(xué)的聶文忠[46]利用有限元建立了一個(gè)脊柱胸腰部生物力學(xué)模型，但是其肌肉是以力邊界的形式給出。目前國內(nèi)外研究中，鮮有包含較為完整軟組織的脊柱模型。

郭偉[47]使用清華大學(xué)航天航空學(xué)院開發(fā)的多柔體動(dòng)力學(xué)分析軟件，能分析非線性的多個(gè)運(yùn)動(dòng)體間相互關(guān)系，而且在彈性體的模型構(gòu)建上非常有優(yōu)勢(shì)。目前已經(jīng)研制一套以絕對(duì)節(jié)點(diǎn)坐標(biāo)建模方法為理論基礎(chǔ)的柔性體動(dòng)力學(xué)求解器-THUSolver。該方法能夠進(jìn)行各種條件下力學(xué)分析（包括失重和過載狀態(tài)），已經(jīng)用于飛機(jī)各種飛行狀態(tài)下動(dòng)力學(xué)分析。

2.5.1骨骼模型建立

建立骨骼模型的動(dòng)力學(xué)模型，需要其骨骼相應(yīng)的三維幾何、質(zhì)量信息。隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)的發(fā)展，可以通過人體兩維斷層影像來重構(gòu)人體骨骼的三維數(shù)字模型，如Minics軟件。OpenSim的源代碼[48]是開源的，用戶可以使用其建立相關(guān)的人體肌骨模型，也可以使用其相關(guān)的文件、信息在其他軟件中建立模型。

2.5.2關(guān)節(jié)突接觸

椎骨和椎骨之間，通過上下關(guān)節(jié)突的接觸約束了腰部的扭轉(zhuǎn)自由度。關(guān)節(jié)突之間的接觸應(yīng)力是關(guān)心的內(nèi)容，其接觸力可以使用赫茲接觸模型[49]。

2.5.3椎間盤模型

椎間盤是一個(gè)被動(dòng)結(jié)構(gòu)，在維持脊柱的穩(wěn)定性方面起到重要作用。椎間盤的力學(xué)模型是脊柱力學(xué)分析中的一個(gè)核心內(nèi)容。一般認(rèn)為，椎間盤對(duì)椎骨的反作用力與椎骨間的相對(duì)位移有關(guān)系[50][51]。Panjabi的線性剛度陣模型表現(xiàn)出一種類似于梁的性質(zhì)。Gardner-Morse[52]提出了用剪切梁模型來代替K矩陣。取剪切梁的椎間盤模型的彈性模量為E=1E7，泊松比=0.49。擬合了在軸壓為150 N的幾何數(shù)據(jù)[11]。

2.5.4韌帶建模

不同的韌帶，其力學(xué)性質(zhì)有著明顯的不同。韌帶的應(yīng)變-應(yīng)力曲線通常是非線性的。下圖是黃韌帶的力學(xué)性質(zhì)曲線。

圖2黃韌帶應(yīng)變-力關(guān)系

2.5.5肌肉建模

人體肌肉結(jié)構(gòu)及其力學(xué)特性十分復(fù)雜。目前大部分生物力學(xué)研究中，骨骼肌模型通常采用直線或曲線來構(gòu)建，其中直線或曲線稱為肌肉路徑[55-57]。肌腱的力學(xué)行為則等效為非線性的彈簧阻尼器。

3 目前研究中的問題

當(dāng)前有關(guān)脊柱生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)的研究主要是圍繞椎體附件進(jìn)行研究，尤其是骨折、植入物的垂直剪切力關(guān)注較多，對(duì)肌肉、韌帶、關(guān)節(jié)囊等椎旁軟組織關(guān)注少。局部（如腰椎4-5、腰5-骶骨，椎弓根的應(yīng)力應(yīng)變）關(guān)注多，而對(duì)整體（脊柱-骨盆-肌肉-韌帶之間的關(guān)系）關(guān)注較少。更未發(fā)現(xiàn)脊柱失衡條件下不同手法對(duì)于脊柱軟組織、椎間盤和關(guān)節(jié)突關(guān)節(jié)影響的實(shí)驗(yàn)研究。脊柱椎旁肌和韌帶組織的實(shí)驗(yàn)研究之所以比較少，除了基礎(chǔ)實(shí)驗(yàn)的研究者關(guān)注點(diǎn)不同，還可能緣于應(yīng)力指標(biāo)的選擇比較局限。但這一點(diǎn)恰好是臨床上脊柱損傷病理過程及脊柱手法安全實(shí)施的關(guān)鍵環(huán)節(jié)。

4 展望

總之，當(dāng)前常見的脊柱力學(xué)模型的建立雖然為脊柱創(chuàng)傷帶來了一些研究成果，甚至在如何規(guī)范、量化手法操作方面也提出了一些原則性看法，但很難具備指導(dǎo)臨床應(yīng)用的作用。主要原因就是既往脊柱建模的目標(biāo)仍然主要局限于椎體和間盤的創(chuàng)傷，相關(guān)肌肉和韌帶組織的損傷應(yīng)力指標(biāo)研究并不精確。而這一點(diǎn)恰好是脊柱損傷及脊柱手法安全實(shí)施的關(guān)鍵環(huán)節(jié)。我們知道，關(guān)節(jié)穩(wěn)定結(jié)構(gòu)——韌帶與肌肉等軟組織的力學(xué)失衡是導(dǎo)致最終脊柱結(jié)構(gòu)力學(xué)失衡（骨折或間盤突出）的關(guān)鍵。所以，我們不僅要重視骨折、植入物的固定等剛體的變化，還應(yīng)該特別重視軟組織在脊柱運(yùn)動(dòng)應(yīng)力損傷中的臨床意義。多柔體動(dòng)力學(xué)分析法與計(jì)算機(jī)可視化技術(shù)的出現(xiàn)正是此領(lǐng)域所迫切需要的技術(shù)。所以，有關(guān)脊柱手法的生物力學(xué)研究重點(diǎn)應(yīng)該是1、各種脊柱力學(xué)失衡狀態(tài)下和實(shí)施手法時(shí)的椎旁肌及韌帶組織的應(yīng)力測(cè)定，2、基于以上研究的基礎(chǔ)結(jié)合數(shù)字化人體仿真技術(shù)構(gòu)建包括腰椎主要肌肉和韌帶的多柔體動(dòng)力學(xué)模型的建立。以上兩方面的研究不僅豐富和完善關(guān)于脊柱運(yùn)動(dòng)應(yīng)力損傷的機(jī)制研究，還對(duì)確立脊柱手法實(shí)施的安全原則具有重要的臨床意義，是脊柱生物力學(xué)研究未來發(fā)展的方向。

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