生醫(yī)基礎(chǔ)-生物力學(xué)最新版

1、前 言自20世紀上半葉以來，眾多的科學(xué)家便開始重視生命科學(xué)的研究。例如，量子波動力學(xué)創(chuàng)始人薛定鍔（E. Schrödinger）在完成了量子力學(xué)的重要工作后，出版了他的名著生命是什么？；維納（N. Wiener）建立了工程控制論體系后即重視生物控制論的研究；馮元楨從氣體彈性力學(xué)的研究，轉(zhuǎn)向了生物力學(xué)的奠基性工作等等。不少人體的物理、化學(xué)及力學(xué)現(xiàn)象吸引了眾多的學(xué)者。象心臟跳動、神經(jīng)脈沖的傳輸、生物鐘現(xiàn)象、人腦系統(tǒng)的聯(lián)想、記憶、思維以及遺傳幾何學(xué)等等，都是人們十分關(guān)注的問題?？梢哉f，生命科學(xué)將是21世紀的帶頭發(fā)展的前沿學(xué)科。生物力學(xué)則是生命科學(xué)不可缺少的重要分支學(xué)科。生物力學(xué)作為一門獨立

2、的新興學(xué)科出現(xiàn)在20世紀60年代。當(dāng)時以馮元楨為代表的一批美國學(xué)者完善了生物力學(xué)基本內(nèi)容的框架結(jié)構(gòu)，取得了一系列引人注目的新成果。從此產(chǎn)生了多個生物力學(xué)國際學(xué)術(shù)組織和地區(qū)性生物力學(xué)學(xué)術(shù)團體，出版了多種專門的學(xué)術(shù)刊物，學(xué)術(shù)交流活動頻繁多樣，新的研究成果不斷涌現(xiàn)，使得以人體組織與器官、血液與循環(huán)等為主要研究對象的生物力學(xué)在20世紀后半葉得到了迅速發(fā)展。實際上，在19世紀一些生物力學(xué)的先驅(qū)者已有關(guān)于骨力學(xué)、血液動力學(xué)等方面的研究工作，這些成果起到了重要的啟蒙與奠基性作用。我國的生物力學(xué)研究工作起步較晚，在20世紀70年代末由于馮元楨先生的多次來華做系統(tǒng)講學(xué)，推動了我國生物力學(xué)的迅速發(fā)展。他的三卷生物

3、力學(xué)名著，被認為是生物力學(xué)工作者的必讀教科書。生物力學(xué)是一門多學(xué)科交叉的新興邊緣學(xué)科，它的科學(xué)意義是十分重要的。由于它本身的復(fù)雜性，導(dǎo)致可能發(fā)現(xiàn)多種物理的、生理的、化學(xué)的與力學(xué)的新現(xiàn)象，產(chǎn)生新概念，而其臨床應(yīng)用更具有直接造福人類的重要價值。5.1 生物力學(xué)概述生物力學(xué)研究對象力學(xué)是研究物體變形和運動的科學(xué)，生物學(xué)是研究生命的生長與衰亡的科學(xué)。生物力學(xué)(Biomechanics)是兩大學(xué)科的結(jié)合，專門研究生物與力學(xué)相關(guān)的問題，象各種形式的力的作用對生命體的生長、萎縮、致病、整合等過程的效應(yīng)。這里所說的生命體包括人類、 動物、植物、象鳥飛魚游規(guī)律的力學(xué)原理研究，人體運動的最佳態(tài)式的探討，人體的適應(yīng)

4、性與耐受性研究，人體各器官的功能及生長、衰退、病變、激活等現(xiàn)象的探索等等。生物力學(xué)的宗旨是尋求能更精細地描述活組織及器官工作機理的、新的生理學(xué)原理。沒有生物力學(xué)的研究，許多生理學(xué)原理就得不到確切的證實。例如，動脈粥樣硬化是一種妨礙人類健康的嚴重疾患，人們力求了解引起這種疾患的原因和正確治療的方法，盡管人們付出了極大的努力，但粥樣硬化的謎團并未被解開，為了解此謎團，進行生物力學(xué)研究是必需的，因為，不知道血管和血流的力學(xué)特性，就不能真正了解粥樣硬化的機理。生物力學(xué)的研究與發(fā)展不僅有重要的實用意義，而且可以由此發(fā)現(xiàn)新的科學(xué)規(guī)律。生物力學(xué)在科學(xué)技術(shù)的發(fā)展中占有重要的地位，生物力學(xué)的發(fā)展及其新概念，必將

5、促進相鄰科學(xué)的發(fā)展。生物力學(xué)的研究方法生物力學(xué)的研究方法仍然離不開成熟的連續(xù)介質(zhì)力學(xué)的傳統(tǒng)有效的方法。這就是：由各種形式的實驗獲得的物理現(xiàn)象建立合理的簡潔的力學(xué)模型，對所建模型進行理論分析，得出各種運動平衡的規(guī)律，再回到實踐(或?qū)嶒?中去檢驗，經(jīng)過多次修改力學(xué)模型，以期得到滿意的結(jié)果。生物力學(xué)的研究方法主要是：(1)用解剖學(xué)方法確定所研究對象結(jié)構(gòu)的幾何特征。(2)用材料力學(xué)的宏觀與細觀的方法，確定所研究對象的力學(xué)特性，給定本構(gòu)關(guān)系。(3)根據(jù)器官或系統(tǒng)的工作情況建立合理的力學(xué)模型， 推導(dǎo)相應(yīng)的微分方程或微分積分方程。(4)給出該方程的解析解、或數(shù)值解、或近似解等。(5)建立相應(yīng)的實驗方案，做生

6、理實驗，實驗室的在體或離體實驗。(6)反復(fù)對比修正，以期得到有臨床應(yīng)用價值的結(jié)果。5.2 骨力學(xué)骨組織是堅硬而有生命的器官，是能再生和能自修復(fù)的組織。絕大多數(shù)骨骼(skeleton)都由骨組織(bone tissue)、骨膜和關(guān)節(jié)軟骨(articular cartilage)構(gòu)成，骨骼內(nèi)有骨髓腔，紅骨髓具有造血功能。骨組織由有機質(zhì)、無機鹽和水組成，其中有機質(zhì)占其重量的22%，主要為膠原（collagen）；無機鹽占46%，水占32%。骨骼系統(tǒng)的作用有二，其一是保護內(nèi)臟器官，提供堅固的運動鏈和肌肉（muscle）附著點，使肌肉和身體得以方便地活動；其二是參與機體的鈣和磷的代謝。骨的血管豐富，并有

7、神經(jīng)分布。骨的代謝從不停止。骨的結(jié)構(gòu)及分類在最低水平,骨可看成是復(fù)合材料。它由大體上平行排列的膠原纖維（collagenous fibers）充填以極致密的磷酸鈣而形成，它還含有水和少量無定形粘多糖和蛋白質(zhì)。圖2-1-1 人膠原原纖維顯微鏡像（×150000）1膠原是一種構(gòu)造蛋白。在脊椎動物的皮膚、腱（tendon）、韌帶、血管、軟骨、基膜、結(jié)締組織（connective tissue）中，含有未礦質(zhì)化的膠原。不同組織的膠原蛋白質(zhì)分子類型不同，但其構(gòu)成方式都一樣。骨在微觀結(jié)構(gòu)方面可分為三種主要類型，即編織骨（woven bone）、初級骨(primary bone)、次級骨(seco

8、ndary bone)或哈佛氏系統(tǒng)(Hoversian system)以及次級骨單位(secondary osteon)。編織骨是原始骨質(zhì)，其礦物質(zhì)含量較低，壽命相對較短，在組織結(jié)構(gòu)上，其膠原纖維隨機排列。它可在胎兒骨和骨折愈合的骨痂中見到，但最終被吸收而為板層骨替代。初級骨是編織骨在被板層骨替代過程中的一種過渡形式。初級板層骨在整骨的內(nèi)層或外層呈環(huán)形致密排列，并具有部分血管腔。骨端部的松質(zhì)骨也屬于初級板層骨，它與骨髓腔及血管有很大的接觸面積，所以它是機體鈣離子交換的主要場所。通常初級板層骨具有較高的力學(xué)強度。初級骨單位是板層骨圍繞血管呈較規(guī)則的環(huán)形排列，它的板層數(shù)比次級骨單位的多，且沒有粘合

9、線(cement line)，也沒有骨重建(remodeling)的痕跡，所以它的力學(xué)性能優(yōu)于次級骨單位。初級骨單位隨機體發(fā)育生長會被次級骨單位取代。圖2-1-3 骨單位中的膠原纖維2哈佛氏系統(tǒng)以骨膠原纖維束高度有規(guī)律地成層排列為特征，它與骨鹽和有機質(zhì)結(jié)合緊密共同構(gòu)成骨板。同一層骨板內(nèi)的纖維大多是相互平行的，相鄰兩層骨板中的纖維層的方向呈交叉狀。骨板的厚薄不一，一般為37mm。骨細胞體積較小，其長軸基本上與骨膠原纖維的長軸平行，也顯示出有規(guī)律的排列。在骨的板層中，相鄰陷窩的骨小管彼此相通，構(gòu)成骨小管系統(tǒng)。所有板層中膠原纖維與哈佛氏系統(tǒng)的長軸呈斜向螺旋性交叉排列（圖2-1-3），并非完全平行或呈

10、直角。哈佛氏系統(tǒng)是骨承載的最小的結(jié)構(gòu)單元，它具有優(yōu)良的力學(xué)性能。在長骨生長發(fā)育過程中，骨干不斷經(jīng)過塑建（modeling），逐漸變成骨密質(zhì)（compact bone），出現(xiàn)環(huán)狀骨板。約在出生后一年，原有的骨組織被破骨細胞（osteoclast）破壞，形成縱行的隧道或溝，從骨干表面或骨髓腔來的血管穿行其中，伴血管進入的成骨細胞(osteoblast)襯附于隧道或溝的內(nèi)壁呈環(huán)狀排列，形成哈佛氏骨板，與中央的哈佛氏管共同組成哈佛氏系統(tǒng)。哈佛氏系統(tǒng)不斷更新，舊的哈佛氏系統(tǒng)被吸收，在新的哈佛氏系統(tǒng)間殘留的一些骨板稱為間板。哈佛氏系統(tǒng)之間是粘合線。中央管的長度約為39mm ，內(nèi)有交織的網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)。這些管道不

11、但相互溝通，而且與髓腔和福克曼管相連接。這種放射狀排列的福克曼管穿越內(nèi)板，一端與骨膜動脈相連，另一端又與髓腔動脈相接。圖2-1-4是長骨干壁的示意圖，可以看到四種板層骨：哈佛氏系統(tǒng)、外環(huán)系統(tǒng)、內(nèi)環(huán)系統(tǒng)和間質(zhì)系統(tǒng)。密質(zhì)骨和松質(zhì)骨(cancellous bone)是骨在最高結(jié)構(gòu)層次的分類，其結(jié)構(gòu)上的區(qū)別肉眼就能分辨清楚，密質(zhì)骨一般位于骨的外層，松質(zhì)骨位于骨的內(nèi)層。以長骨為例，密質(zhì)骨主要在骨干部位，松質(zhì)骨主要在干骺端。密質(zhì)骨結(jié)構(gòu)上致密，表觀密度為1.8g/cm3，除血管和骨細胞外，空隙極少，它含有大量的哈佛氏系統(tǒng)；松質(zhì)骨密度低，表觀密度范圍約為0.11.0g/cm3，有很高的孔隙度，其中往往含有骨髓

12、。松質(zhì)骨中的膠原纖維束相對較粗，排列雜亂。圖2-1-4 長骨干壁的示意圖2骨的分類圖2-1-5 骨骼的四種類型16人體共有206塊骨，依所在部位可分為顱骨、軀干骨和四肢骨，按其形狀又可分為長骨、短骨、扁骨及不規(guī)則骨（圖2-1-5）。圖(a)為長骨(狗脛骨)，(b)為短骨（狗跗骨），(c)為扁骨（狗肩胛骨），(d)為不規(guī)則骨（鹿腰椎骨）。這些形狀不同的骨，是長期自然演變的結(jié)果，它符合最優(yōu)化原則，即，用最少的結(jié)構(gòu)材料來承受最大的外力，同時還具有良好的功能適應(yīng)性。長骨是一種管狀骨。骨干部分近似圓管形，中心為骨髓腔。骨干中段壁厚約為直徑的五分之一。長骨端部肥大，內(nèi)部充填有松質(zhì)骨，外部包蓋有一層關(guān)節(jié)軟骨

13、。在肌肉或韌帶附著處，表面形狀變成不規(guī)則的凸緣和結(jié)節(jié)，如圖2-1-6所示。成熟長骨的表面（不包括關(guān)節(jié)部分）有一層骨膜。骨膜內(nèi)層含有大量的活性細胞，它的增殖意味著長骨的生長。成熟后，這一層主要由毛細血管網(wǎng)構(gòu)成。骨膜外層是纖維質(zhì)。短骨各方向長度相近，由很薄的骨皮質(zhì)構(gòu)成盒形，其中充填有松質(zhì)骨。人腕骨、跗骨等都屬于短骨。某些指骨在結(jié)構(gòu)上介于管骨和短骨之間。圖2-1-6 長骨的構(gòu)造4扁骨形如板狀，如肩膀胛骨、盆骨、顱蓋骨等。龜殼和魚鰓蓋骨也是扁骨。扁骨由兩層很薄的密質(zhì)骨板中間夾以松質(zhì)骨所形成。椎骨是不規(guī)則骨，它由兩部分組成：中間部分（椎體）如同短骨，突出部分（棘突等）則可看作為扁骨。 骨結(jié)構(gòu)與其力學(xué)功能

14、的關(guān)系運動學(xué)分析表明，動物奔跑時，超過80%的能量用于加速腿的末梢環(huán)節(jié)，而四肢末梢環(huán)節(jié)質(zhì)量的80%是骨，因此，約所需能量的50%是用于四肢末梢環(huán)節(jié)中骨的加速。如果這些骨的質(zhì)量減少10%，所需的總功率將減少5%。因此，盡量減少這些骨的質(zhì)量在運動的能量節(jié)約方面有重要的意義。這正是一些善于奔跑的動物（鹿、馬、羚羊等）蹄部細小的主要原因之一。(1) 長骨的結(jié)構(gòu)特征與力學(xué)功能長骨是空心厚壁管形。其端部粗大，主要由松質(zhì)骨構(gòu)成。下面的分析可以證明，長骨的這種結(jié)構(gòu)形式既有良好的強度(strength)和剛度(stiffness)，又有良好的穩(wěn)定性(stability)和吸收能量的能力。人的下肢骨常常承受壓縮和

15、彎曲聯(lián)合載荷。從最小質(zhì)量分析可以看出，長骨取薄壁管形最為合理。但長骨截面卻為厚壁管形，取這種形狀的原因之一是，要求長骨在受力作用時要具有良好的穩(wěn)定性。力學(xué)分析可近似地得出，殼壁失穩(wěn)的臨界應(yīng)力scr和壁厚t與半徑d之比成比例： （2.1.1）式中E為材料彈性模量(modulus of elasticity)，k是與材料泊松比（Poisson ratio）n有關(guān)的常數(shù)。容易看出，比值t/d（或用厚度與直徑之比t/D）越大，喪失穩(wěn)定的臨界應(yīng)力越大，也即可承受的軸向壓力越大，結(jié)構(gòu)越不容易失穩(wěn)。這是長骨取厚壁圓筒形式的原因之一。另一方面，由于骨腔內(nèi)有骨髓，若將骨髓的質(zhì)量也算進長骨總質(zhì)量中，則由最小質(zhì)量分

16、析，長骨應(yīng)取厚壁圓筒形式。長骨骨腔通常含有兩種骨髓，即紅髓和黃髓。紅髓有造血功能，它對幼年骨是重要的，在成熟長同腫，則只在端部格有紅髓。黃髓是脂肪，一般認為它沒有什么生理功能，可以看成僅是一種填充材料。密質(zhì)骨的表觀密度為1.8g/cm3，髓脂在體溫下可看作粘性流體，它的密度約為0.93g/cm3。所以，雖然它對骨強度及剛度的影響一般不予考慮，但對長骨總質(zhì)量的貢獻則不可忽視?？紤]了骨髓質(zhì)量后，通過計算，得到的長骨總質(zhì)量隨直徑與厚度之比D/t的變化情況示于圖2-1-7。圖中，橫坐標表示長骨的內(nèi)、外直徑之比，括號內(nèi)的值是相應(yīng)的直徑 與厚度這比D/t?？v坐標表示在具有相同的剛度（或強度，或抗撞擊能力）

17、時，管形骨質(zhì)量Mt（包括髓脂的質(zhì)量）與實體骨質(zhì)量M之比值。作為對照，圖中曲線1是與實體骨有相同剛度的、不含髓脂的管形骨的質(zhì)量隨徑厚比的變化。這時骨的質(zhì)量隨徑厚比D/t的增加而均勻減少，虛線部分表示管壁太薄將導(dǎo)致失穩(wěn)。圖中上部的三條曲線（曲線2、3和4）是將髓脂質(zhì)量計入長骨質(zhì)量后的情形。曲線2對應(yīng)于相同的剛度、曲線3對應(yīng)于相同的強度及曲線4對應(yīng)于相同的抗沖擊能力。圖2-1-7 骨髓質(zhì)量對長骨形狀的影響16可以看出，曲線2和曲線 3很接近，這說明，若以剛度或強度為目標函數(shù)，髓脂質(zhì)量對長骨橫截面形狀的影響大致相同。它使長骨的總質(zhì)量（即骨的質(zhì)量加髓脂質(zhì)量）不再一直隨D / t的增加而減少，最小質(zhì)量發(fā)生

18、在D / t7處。而且，在D / t7附近，曲線相當(dāng)平緩。這意味著，徑厚比在7附近變化也能符合最小質(zhì)量要求。這個徑厚比值比以彈性穩(wěn)定為目標函數(shù)（不考慮髓脂質(zhì)量）要求的管壁厚得多（與曲線1比較）。再從抗沖擊能力的角度來分析。簡單的考慮是，梁抵抗沖擊彎曲的能力與成正比（I為截面慣性矩，C是截面高度）曲線4是計算結(jié)果。這時要求管形骨有更大的厚度，最小質(zhì)量設(shè)計（包括髓脂的質(zhì)量）要求在D / t4.6（這與對一些成年哺乳動物長骨實測的結(jié)果吻合，實測D / t值為4.4）,而且曲線在此很平。此時相應(yīng)的重量與實體骨相比只節(jié)省約8%，但從前面運動分析知道，這將有助于節(jié)省完成相同的運動所需的能量付出，從自然選擇

19、的角度來看，這是很有意義的。(2) 長骨端部的骺板及非長骨中的松質(zhì)骨位于長骨端部的干骺板又叫生長板（圖2-1-6），是動物為了適應(yīng)自然環(huán)境的一種巧妙設(shè)計。它既有利于長骨的生長，又不會削弱端部結(jié)構(gòu)的承載能力。圖2-1-8 骺板對長骨生長的作用16長骨的生長是借助于骺板(epiphysis)沿長軸方向生長的。這是因為，長骨的生長面臨一個難題：即其端部必須和其他骨骼形成關(guān)節(jié)，而關(guān)節(jié)面上通常要承受相當(dāng)大的載荷。為了減輕關(guān)節(jié)面對骨生長的影響，主要的生長區(qū)應(yīng)遠離關(guān)節(jié)面的骺板處。圖2-1-8（a）示原來短小的長骨，它必須生長成如圖2-1-8(b)的形狀，箭頭表示縱向生長長度。為了生長，骺軟骨形成一個或多個次

20、級骨化中心，結(jié)果一軟骨骺板（生長板）被夾在骺和干骺端之間(圖2-1-8（c）)。它把長骨的生長分成了兩部分，主要的生長發(fā)生于生長板，關(guān)節(jié)軟骨下的骨也生長，但生長速率要相對慢得多(圖2-1-8（d）)。在許多低等脊椎動物中，骺是軟骨性的。介哺乳動物、鳥類和某些爬行動物常常有骨性骺，有一軟骨性骺板將骨骺和干骺端分隔開（圖2-1-6）。這種結(jié)構(gòu)形式可使得骨骺較厚實，而且有利于長骨的生長。但是，這一軟骨性的生長板在力學(xué)性質(zhì)上要比它周圍的骨弱，它是有許多皺折，使得骨骺和干骺端成犬牙交錯狀。這種的結(jié)構(gòu)形式能使軟骨骺板實際上不會承受大的剪應(yīng)力，克服了上述這個弱點。各種非長骨（短骨、扁骨和不規(guī)則骨）都是由薄骨

21、皮質(zhì)包裹松質(zhì)骨而形成。松質(zhì)骨對這些骨的力學(xué)行為有到關(guān)重要的影響。圖2-1-9 人股骨的三維桁架模型4對松質(zhì)骨的許多觀察表明，骨小梁的排列有一定的規(guī)律。這種規(guī)律一般認為是受主應(yīng)力(principal stress)控制形成的?；诖?，Kummer(1972)提出了一個人股骨的三維桁架結(jié)構(gòu)模型（圖2-1-9）,它與真實股骨的結(jié)構(gòu)方式相當(dāng)吻合。但也有人認為在體骨骼的受力方式是經(jīng)常變化的，很難在骨內(nèi)產(chǎn)生“穩(wěn)定的”主應(yīng)力跡線；另外，骨骼也不是均勻的各向同性彈性體，因此對主應(yīng)力控制理論表示懷疑。但無論如何，“主應(yīng)力控制”假說用來描述一些骨，特別是那些受力方式比較明確、穩(wěn)定的骨骼（如人跟骨、股骨近端、椎骨、

22、馬坐骨后凸緣等），還是相當(dāng)成功的。圖2-1-10 夾層板骨的力學(xué)模型扁骨（如顱蓋骨、肩胛骨等）是一種夾層板狀結(jié)構(gòu)。在上下兩薄層骨皮質(zhì)中間夾有一層松質(zhì)骨。扁骨中的松質(zhì)骨的力學(xué)功能與短骨中的松質(zhì)骨不同。在短骨中，松質(zhì)骨主要承受主壓應(yīng)力（compressive stress）和主拉應(yīng)力(tensile stress)。夾層板骨通常承受彎曲，彎曲應(yīng)力主要由兩層密質(zhì)骨板所承擔(dān)，松質(zhì)骨的主要作用是使這兩層密質(zhì)骨板分離得較遠（圖2-1-10），這樣可使相同重量下的骨板的抗彎曲能力得到提高，同時也承擔(dān)夾層板中的剪應(yīng)力。此外，由于松質(zhì)骨中含有髓脂，使夾層板骨比純密質(zhì)骨有更好的隔震與抗沖擊能力，這對于保護象顱腦這

23、樣的組織具有很重要的意義。骨的力學(xué)性能圖2-2-1 人骰骨的滯后回線. (a) 拉伸,（b）壓縮密質(zhì)骨是膠原纖維增強的層合復(fù)合材料，呈現(xiàn)非線性粘彈性(nonlinear viscoelasticity)性能。圖2-2-1（a ,b）分別是人股骨密質(zhì)骨拉伸和壓縮試驗的滯后回線(hysteresis loop)，其中，圖2-2-1（b）表示在三個不同載荷水平時連續(xù)加卸載(unload)的情況，每個滯后環(huán)的相似性很好。二條曲線均表明，骨試樣在試驗過程中有能量損失。Bonfield(1974)證明，即使在應(yīng)力水平低于70MPa時卸載，卸載曲線也不和加載曲線重合。即使是用干骨做試驗，每次卸載后，應(yīng)變經(jīng)數(shù)

24、分鐘還不能恢復(fù)，呈現(xiàn)時滯效應(yīng)（楊桂通等，1989）。由此可見，在討論密質(zhì)骨性能時，重視其粘彈性（viscoelasticity）性能是十分重要的。否則會因密質(zhì)骨的堅硬性或拉伸曲線中的直線段誤認為其為理想的彈性材料。2.2.1 單個骨單位的力學(xué)性能骨單位是各向異性體，根據(jù)其內(nèi)部各骨板層的膠原纖維的走向可分為：縱纖維型（L型）、橫纖維型（T型）和中間型（I型）。單個骨單位的力學(xué)性能隨其膠原纖維排列方向的不同而有明顯差異。拉伸時，骨單位中膠原纖維按軸向排列（L型）的骨板強度最大（表2-2-1），但是內(nèi)、外層骨板之間比較容易脫開。對單個骨單位以及含幾個骨單位的試件的試驗還表明，骨單位比其粘合線與周圍間

25、板的抗拉強度大。表2-2-1 不同類型骨單位的力學(xué)性能*項目極限強度（MPa）彈性模量（GPa）極限應(yīng)變（%）拉伸試驗L型114±1711.7±5.86.8±2.9I型94±155.5±2.610.3±4.0T型壓縮試驗L型110±106.3±1.82.5±0.4I型134±97.4±1.62.1±0.5T型164±129.3±1.61.9±0.3剪切試驗L型46±73.3±0.54.9±1.1I型55±3

26、4.1±0.44.6±0.6T型57±64.2±0.44.6±0.6*Ascenzi 和Bonucci(1967,1968,1972,1985)試驗還表明，哈佛氏骨的塑性變形比初級骨的大，但初級骨的強度和剛度均優(yōu)于次級骨，見表2-2-2表2-2-2 人的初級骨與次級骨的強度與剛度項目強度（MPa）剛度（GPa）初級骨161±1119.4±2.4哈佛氏骨130±1417.6±2.0* Vincentelli和Grigorov(1985)2.2.2 密質(zhì)骨的準靜態(tài)力學(xué)性能表2-2-3濕潤人骨的楊氏模量（加載方

27、向平行于骨的軸向）不同作者所測定的密質(zhì)骨在拉伸、壓縮及扭轉(zhuǎn)時的彈性性能示于表2-2-3、表2-2-4及加 載 方 式楊氏模量（GPa）備 注Reilly等，1975拉 伸壓 縮 應(yīng)變率0.020.05(1/s)17.918.3股骨，用電阻應(yīng)變片測量應(yīng)變Burstein等，1972拉 伸應(yīng) 變 率 0.1（1/s）14.1股骨，用應(yīng)變儀測量應(yīng)變Yamada, 1970拉 伸17.6股骨，20-30年文獻49，1984拉 伸應(yīng) 變 率 0.1(1/s)196股骨，標準板式試樣，用引伸儀測量應(yīng)變文獻58, 1993拉 伸1501人股骨, 新鮮冷凍, 圓柱試件, 引伸儀測量應(yīng)變表2-2-5，其中楊氏模

28、量（Young's modulus）表示單向拉伸（或壓縮）實驗時，材料的應(yīng)力與變形之比值；泊松比是垂直于單向應(yīng)力方向的應(yīng)變與沿單向應(yīng)力方向的應(yīng)變之比值，即橫向收縮率；剪切模量（shear modulus）表示是剪應(yīng)力與其產(chǎn)生的剪應(yīng)變之比值。由于骨沿長軸方向（表中方向3）與沿橫向的力學(xué)性能不同，表2-2-4與表2-2-5中的數(shù)據(jù)表明了這一點表2-2-4人骨的泊松比泊松比Reilly等（1974）人脛骨Knetst等(1977)人脛骨文獻49(1984)人股骨n22n21n31n32n12n130.580.310.310.580.460.460.4880.1190.1420.6220.31

29、50.3070.32(拉)/0.35(壓)0.32(拉)/0.35(壓)注：軸3是骨的長軸方向。表2-2-5人骨剪切模量 (MPa)剪切模量Reilly & Burstein(1975)人股骨Knets & Malmeisters(1977)人脛骨G12G13G233.63.283.382.413.564.91注：軸3是骨的長軸方向。Katz和Cowin等用超聲波法測定了密質(zhì)骨的彈性常數(shù)，見表2-2-6。Katz的數(shù)據(jù)表明密質(zhì)骨是橫觀各向同性(transverse isotropy)的，而Ashman 的數(shù)據(jù)表明密質(zhì)骨是正交各向異性（orthotropy）的。嚴格來說，密質(zhì)能是

30、非線性的粘彈性材料，且是非均質(zhì)各向異性的。但是從密質(zhì)骨的微觀結(jié)構(gòu)來看，認為它是橫觀各向同性的，對于分析問題，尤其是數(shù)學(xué)計算較為簡便。從表2-2-6也容易看出，在與長軸方向垂直的平面內(nèi)，其兩個方向的彈性常數(shù)的差異是很小的。表2-2-6用超聲波法測定的人股骨彈性常數(shù)（單位：MPa）彈性常數(shù)Yoon & Katz(1976)Ashman等（1973）E118.812.0E218.813.4E327.420.0G127.174.53G138.715.61G238.716.23120.3120.376130.1930.222230.1930.235210.3120.422310.2810.371

31、320.2810.350注：軸3是骨的長軸方向。在準靜態(tài)的情況下，密質(zhì)骨的應(yīng)力一應(yīng)變關(guān)系（本構(gòu)方程）可用廣義胡克定律（generalized Hookes law）表示，即 （2.2.1）式中 和 分別是應(yīng)力張量（stress tensor）和應(yīng)變張量(strain tensor)，共有6個分量，i，j=1,2,6, 是剛度矩陣(stiffness matrix)。Cowin等人根據(jù)試驗資料，認為骨是正交各向異性材料， 有9個獨立的參數(shù)，所以上述關(guān)系可用矩陣表示為： （2.2.2 ）Katz、Reilly和孫家駒等人根據(jù)骨的解剖特征和各自的試驗資料，認為可以把密質(zhì)骨看作是橫觀各向同性材料，中只

32、須5個獨立的彈性常數(shù)，即式(2.2.2)中, 其中,且軸3是對稱軸，即骨的長軸方向。嚴格地說，骨的正交各向?qū)缘募僭O(shè)更換近實際情況，但在Cowin的試驗資料中，橫向平面內(nèi)等數(shù)據(jù)的差別十分微小，兩者不會導(dǎo)致根本性的差異，更重要的是，橫觀各向同性的假設(shè)使問題的計算和分析都容易得多。密質(zhì)骨的粘彈性若材料的彈性常數(shù)與應(yīng)變明顯相關(guān)的話，則稱這種材料是粘彈性的。密質(zhì)骨就具有這種特性。McElhaney（1966）用牛股骨做試驗，他用空氣槍筒獲得的應(yīng)變率的變化范圍，從0.001 1/s到1500 1/s（單位為微應(yīng)變（10-6）每秒，下同），圖2-2-2表明，隨著應(yīng)變率的提高，骨的極限強度（ultimate

33、 strength）和剛度都隨之提高了，也變得更脆了。McElhaney沒有量化它的試件的組織學(xué)結(jié)構(gòu)，但他注意到了高應(yīng)變率時受載的試件沿粘合線破壞，而低應(yīng)變率時試件沿橫過骨單位的剪切面破壞。Wright和Hayes(1976)用中等程度的應(yīng)變率范圍，即從10-3 1/s 到10-2 1/s，這包含了實際生理環(huán)境下的應(yīng)變率。他們由統(tǒng)計規(guī)律得到，密質(zhì)骨的拉伸強度極限與應(yīng)變率的關(guān)系為 （2.2.3）這與Currey(1975)在較低應(yīng)變率范圍(10-4 1/s 到10-1 1/s)做的位伸試驗的結(jié)果大致相符。Wright和Hayes還注意到，密質(zhì)骨的彈性模量隨骨中哈佛氏骨含量的增加而降低。McElh

34、aney和Byars（1965）對牛骨立方體試件做壓縮試驗，得到抗壓極限強度和楊氏模量隨應(yīng)變率圖2-2-2不同應(yīng)變率下牛骨的應(yīng)力應(yīng)變曲線 21.=1500/s; 2. =300/s; 3. =1/s; 4. =0.1/s; 5. =0.01/s; 6. =0.001/s;圖2-2-2不同應(yīng)變率下牛骨的應(yīng)力應(yīng)變曲線 (引自McElhaney, 1966)1.e=1500/s; 2. e=300/s; 3. e=1/s; 4. e=0.1/s; 5. e=0.01/s; 6. e=0.001/s;的提高而增加，但試樣破壞時的最大應(yīng)變卻反而減?。ū?-2-7）。表2-2-7 不同應(yīng)變率骨的力學(xué)特性（

35、McElhaney & Byars, 1965）應(yīng)變率（1/s）極限抗壓應(yīng)力（MPa）楊氏模量（MPa）最大應(yīng)變（%）0.0010.010.11.0300.01500.017620723125228336518.620.024.127.633.142.11.881.821.751.251.00.9Lakes和Katz(1974,1979c,b,1984)對骨的粘彈性性能展開了全面的研究，作了松弛和蠕變試驗，扭轉(zhuǎn)以及雙軸扭轉(zhuǎn)一拉伸耦聯(lián)的試驗，藉此他們認為線性的Boltzmann疊加原理(superposition principle)不能用來描述骨的粘彈性，而要用非線性的應(yīng)力應(yīng)變關(guān)系。密

36、質(zhì)骨的動態(tài)力學(xué)性能人體骨骼有時會受到意外的沖擊，嚴重時可導(dǎo)致骨斷裂。沖擊產(chǎn)生的應(yīng)變率很高，而密質(zhì)骨的力學(xué)響應(yīng)對應(yīng)變率有一定的依賴關(guān)系，應(yīng)變率越高，其彈性模量及強度也越高。研究密質(zhì)骨動態(tài)力學(xué)性能主要有三種方法，第一種是超聲波法,第二種是擺錘式?jīng)_擊試驗，第三種是分離式Hopkinson桿方法。(1) 擺錘式?jīng)_擊試驗圖2-2-3是擺錘式?jīng)_擊儀示意圖,它可以記錄沖擊試驗的應(yīng)力-應(yīng)變曲線，藉此可以得到彈性模量與斷裂功(即試樣破壞時所吸收的能量)。圖2-2-3 擺錘式?jīng)_擊儀示意圖圖2-2-4拉伸沖擊試驗的理想化的應(yīng)力應(yīng)變曲線圖2-2-4是拉伸沖擊時理想化的應(yīng)力-應(yīng)變曲線，曲線與橫坐標包圍的面積是沖擊過程中

37、所吸收的能量，它包括三個部分:彈性變形過程所吸收的能量；塑性變形過程所吸收的能量；斷裂（fracture）過程所吸收的能量。總的沖擊吸收能量U是上述三種能量之和。將總的沖擊吸收能量按上述方法將其分解，就能掌握骨斷裂的更精確的特征。若沖擊能比彈性吸收能量小，那么微裂紋損傷能夠防止。當(dāng)然，當(dāng)沖擊能量大于骨試樣的總沖擊吸收能量時，試樣會出現(xiàn)斷裂以及隨之而來的更嚴重的破壞。Saha和Hayes(1976)在應(yīng)變率為133 l/s時用人股骨試樣作拉伸沖擊試驗，得到的最大應(yīng)力、極限應(yīng)變以及沖擊吸收能量分別是126.3±33.1(MPa)、1.15±0.30和18790±735

38、5(J/m2 )；應(yīng)力-應(yīng)變曲線是非線性的；新鮮的人體密質(zhì)骨拉伸沖擊強度比靜態(tài)強度高34%，說明密質(zhì)骨對應(yīng)變率是十分敏感的。(2) 分離式Hopkinson桿方法分離式Hopkinson桿有兩種，一種是壓桿，研究壓縮波的傳播，另一種是扭桿，研究扭轉(zhuǎn)波的傳播。當(dāng)然也可以將兩者結(jié)合起來研究?？v觀骨力學(xué)文獻，用分離式Hopkinson桿(圖2-2-5)研究骨的動態(tài)響應(yīng)的論文不是很多。Lewis和Goldsmith研制了一種雙軸分離式Hopkinson桿裝置做了扭、壓雙軸試驗(1972)，研究了動斷裂和斷裂前的響應(yīng)(1975)。Tennyson等人(1972)在壓縮試驗中測定了牛密質(zhì)骨粘彈性響應(yīng)為時間

39、的函數(shù)。Katsamanis和Raftopoulos(1990)發(fā)現(xiàn)骨的動態(tài)模氏模量的值(Ed=19.9GPa)比靜態(tài)楊氏模量的值(Es=16.2GPa)高23%。圖2-2-5 分離式Hopsinson桿裝置示意圖圖2-2-6高應(yīng)變率下濕潤人密質(zhì)骨的應(yīng)力應(yīng)變曲線（應(yīng)變率為858 1/s）2孫家駒等人(1990)運用上述方法對濕潤人骨做了壓縮試驗，圖2-2-6是典型的應(yīng)力-應(yīng)變曲線，可用三參數(shù)的粘彈性力學(xué)模型描述。他們獲得的平均應(yīng)變率為700 l/s。他們的研究發(fā)現(xiàn)，極限應(yīng)力、最大應(yīng)變和斷裂功分別為179.89±36.82(MPa), 2.29±0.79%和2.403

40、77;1.037 10 J/m2 。臨床所見的骨折或其他損傷，多為交通事故，或者高處墜落以及戰(zhàn)傷等，是在瞬間所傳遞給骨的沖擊能量太大，超過了它的耐受性所致。 密質(zhì)骨的疲勞、損傷性能在體密質(zhì)骨常常受隨周期性載荷來隨時間變化的載荷的作用，有關(guān)密質(zhì)骨的疲勞、損傷特性的研究，已引起骨力學(xué)工作者的濃厚興趣。我們對經(jīng)冷凍貯存的正常人體密質(zhì)骨進行了疲勞試驗58，所得數(shù)據(jù)可用下式來擬合 (2.2.12)式中，f 是密質(zhì)骨的疲勞壽命（即破壞發(fā)生時，所承受的循環(huán)載荷的作用次數(shù)），smax 為加載應(yīng)力幅值及為初始加載階段的彈性模量，常數(shù)A=8.95´10-29, n=12.99。在日常生活中，骨骼內(nèi)的應(yīng)力

41、一般小于57 MPa（onfield，）,把此數(shù)據(jù)代入式(2.2.12），并取a，會發(fā)現(xiàn)日常生活中，正常人體密質(zhì)骨不會發(fā)現(xiàn)疲勞損傷（fatigue damage）。只有當(dāng)密質(zhì)骨內(nèi)的應(yīng)力達到其極限強度的60左右 (約為75 MPa)時，才會很快受損。密質(zhì)骨在較大應(yīng)力作用下會出現(xiàn)內(nèi)部損傷，主要表現(xiàn)為密質(zhì)骨在應(yīng)力疲勞試驗中，其彈性模量會不斷降低（Carter 等1985,1989,文獻58 1993，Karl.J等1997）。這時如果切開密質(zhì)骨進行組織檢查會發(fā)現(xiàn)內(nèi)部出現(xiàn)一些微裂紋,骨試件剛度的損失與微裂紋面積之和成線性關(guān)系，拉伸試樣的微裂紋數(shù)要比壓縮度試中顯著地多，而壓縮試樣中微裂紋要比拉伸試樣中的

42、微裂紋普遍地長（David B.Burr, et al 1998）。但是對于任何在體的骨組織，要用損傷積累理論來確定其疲勞壽命是相當(dāng)困難的,這是因為在體組織是活組織，具有自修復(fù)功能。松質(zhì)骨的力學(xué)特性和對密質(zhì)骨的研究相比，對松質(zhì)骨的研究要少得多。這是因為，研究松質(zhì)骨在實驗上有明顯的難度，很難取得有準確形態(tài)和尺寸的、無加工損傷的松質(zhì)骨試件，以至有關(guān)松質(zhì)骨力學(xué)性能的報導(dǎo)，數(shù)據(jù)相當(dāng)分散。松質(zhì)骨是各向同性的，其彈性模量與其表觀密度或組織的多孔性有密切的關(guān)系。(1) 抗壓性能由于松質(zhì)骨具有高度的不均勻性，松質(zhì)骨彈性模量對不同解剖部位、加載方向、年齡等因素都有敏感。因此在松質(zhì)骨的壓縮試驗數(shù)據(jù)表2-2-8中，

43、所列出的關(guān)于彈性模量和強度的數(shù)據(jù)變化很大。表2-2-8 人體松質(zhì)骨的壓縮力學(xué)性能2取材部位作者儲存方法試件形狀備注模量或強度（MPa）脛骨近端Williams and Lewis(1982)干燥脫脂56mm 立方體再濕潤, 屈服前強度 1.6-6.7單軸應(yīng)力模量 8-457Goldstein等(1983)新鮮冷凍7mm(直徑)10mm(長)單軸應(yīng)力強度 1-13模量 4-430Hvid 和Hansen(1985)新鮮冷凍5mm厚片2.5mm針狀壓頭強度13.8-116.4Ciarelli等（1986）新鮮冷凍8mm 立方體屈服前,單軸應(yīng)力強度 0.52-11模量 5-552股骨遠端Pugh等(

44、1973)新鮮冷凍9.5mm(直徑)5mm(長)單軸應(yīng)力模量413-1516Behrens等（1974）新鮮冷凍5mm厚片0.785cm2壓頭強度2.25-66.2Ducheyne等（1977）新鮮冷凍5mm(直徑)8mm(長)單軸應(yīng)力,可變應(yīng)變率強度0.98-22.5模量58.8-2942Ciarelli等（1986）新鮮冷凍8mm 立方體屈服前,單軸應(yīng)力強度 0.56-18.6模量 7.6-800股骨近端Brown和Ferguson(1980)新鮮冷凍5mm 立方體屈服前,單軸應(yīng)力強度120-310模量1000-9800Hartens等（1983）新鮮冷凍8mm(直徑)10mm(長)單軸應(yīng)

45、力強度0.45-15.6模量58-2248Ciarelli等（1986）新鮮冷凍8mm 立方體屈服前,單軸應(yīng)力強度 2.1-16.2模量 49-572Carter和Hayes(1977)給出松質(zhì)骨的彈性與壓縮強度都與其表觀密度 (即不包括髓脂的骨的質(zhì)量除以試件體積所得的值)成比例，其表達式為： (2.2.13） (2.2.14）式中E是彈性模量， 是應(yīng)變率，是表觀密度，壓縮強度。上述表達式中的系數(shù)，不同研究者的各不相同。Linde等(1991)給出的表達式為： (2.2.15） (2.2.16）綜合大多數(shù)研究者的結(jié)論，可歸納如下：骨骺部位松質(zhì)骨的結(jié)構(gòu)和強度符合Wolff定律；一般地，松質(zhì)骨彈性

46、模量與強度之間為線性關(guān)系，但這個關(guān)系中的系數(shù)隨研究者而異，且呈現(xiàn)極高的相關(guān)性；松質(zhì)骨的強度與應(yīng)變率的0.06次方成比例(Carter和Hayes,1977)；環(huán)境與試驗條件（如溫度、濕度以及貯藏的條件等），對數(shù)據(jù)有很大影響，這使得人們無法對來自不同的試驗者或?qū)嶒炇业臄?shù)據(jù)進行比較。研究表明，預(yù)處理對測量結(jié)果的穩(wěn)定性起著重要的作用(Linde和Hvid,1987)。 (2) 抗拉和抗剪性能與壓縮相比，松質(zhì)骨的拉伸與剪切試驗進行的非常之少，只有幾個學(xué)者做這方面的研究。由于松質(zhì)骨的多孔性與類網(wǎng)架結(jié)構(gòu)，因此，一些學(xué)者對研究的方法學(xué)進行探討。Brown和Ferguson(1980)用股骨頭的松質(zhì)骨做試驗，

47、他們認為取邊長為5mm的立方體試驗，是滿足連續(xù)性假設(shè)的最小尺寸。Linde等人(1991)則提出，試件的長度(L)和直徑(D)之比(L/D)必須小于5，才可避免微觀失穩(wěn)現(xiàn)象的發(fā)生。表2-2-9 松質(zhì)骨的強度、最大應(yīng)變和斷裂功（非破壞性試驗）44項 目壓縮（平均值）拉伸（平均值）u (MPa)1.422.54u(%)0.631.55EAu(kJ·m-3)21.917.6Rohl等人(1991)進行了非破壞性試驗，應(yīng)變率為0.005 l/s，預(yù)處理5次，載荷2N。 他們報告了松質(zhì)骨的拉伸和壓縮時的力學(xué)性能，如表2-2-9所示，其中抗拉強度較抗壓強度高，這與前文所提到的一些作者的結(jié)論不一致

48、?？v觀已有的研究資料，我們認為，松質(zhì)骨力學(xué)性能的研究，必須結(jié)合骨的生理和生化，以及骨的電特性等開展多學(xué)科研究，才能取得突破性進展。2.6 骨折的力學(xué)分析在體骨總是處于一定的應(yīng)力場中。骨變形的基本方式有拉伸、壓縮、彎曲、扭轉(zhuǎn)和復(fù)合載荷。下面簡要介紹這幾種加載方式導(dǎo)致骨折的受力分析。(1) 拉伸拉伸載荷在骨內(nèi)部產(chǎn)生拉應(yīng)力和拉應(yīng)變。最大拉應(yīng)力出現(xiàn)在垂直于施加載荷的平面上圖2-2-7。臨床上拉伸載荷引起的骨折主要見于肌腱附著點或松質(zhì)骨，如因股四頭肌強力收縮所致的髕骨橫骨折。圖2-2-7骨的拉伸試件(2) 壓縮圖2-2-8 骨壓縮示意圖壓縮載荷在骨內(nèi)部產(chǎn)生壓應(yīng)力和壓應(yīng)變。最大壓應(yīng)力出現(xiàn)在與載荷相垂直的平

49、面上。在壓縮載荷的作用下，骨縮短變粗，其破壞機理是骨單位和骨小梁斜行斷裂或微觀失穩(wěn)。臨床上這類載荷引起的骨折主要見于松質(zhì)骨，如不能控制的大幅度墜落傷所致的胸椎或腰椎體壓縮骨折（圖2-2-8）。(3) 剪切骨受到大小相等、方向相反而又相距很近的一對力的作用，就會產(chǎn)生剪切變形，在剪切面上則產(chǎn)生剪應(yīng)力和剪應(yīng)變。臨床上因剪切載荷導(dǎo)致的骨折常見于松質(zhì)骨，如股骨頸骨折。(4) 彎曲骨受力發(fā)生彎曲變形時，骨的凸側(cè)受拉，凹側(cè)受壓，中性軸上沒有應(yīng)力和應(yīng)變。應(yīng)力的大小與距骨中性軸的距離成正比，最大拉應(yīng)力位于骨的凸側(cè)的最外表面。由于骨骼的不對稱性，最大拉應(yīng)力與最大壓應(yīng)力可以不相等。任何偏心載荷都會引起彎曲變形，由于

50、骨的抗拉強度低于抗壓強度，拉應(yīng)力較壓變力對骨具有更大的破壞性，因此通常由彎曲引起的骨折是拉應(yīng)力所致。臨床上這一機理發(fā)生的骨折多見于長骨，如直接暴力引起的脛骨干上段橫行骨折。(5) 扭轉(zhuǎn)載荷作用于骨使其沿軸線產(chǎn)生扭曲，稱為扭轉(zhuǎn)（圖2-2-9）。骨受扭轉(zhuǎn)時，應(yīng)力大小與距中性軸的距離成正比，最大剪應(yīng)力作用于與骨中性軸平行和垂直的平面，同時，最大拉應(yīng)力和壓應(yīng)力作用于中性軸的對角線平面內(nèi)。臨床上扭轉(zhuǎn)所致的骨折多見于長骨干，骨干首先受到剪切應(yīng)力作用產(chǎn)生一平行于骨中性軸的裂紋，隨后裂紋沿最大拉應(yīng)力平面擴展，故骨折形狀為螺旋形。圖2-2-9 骨受扭轉(zhuǎn)作用示意圖(6) 復(fù)合載荷在體骨很少只受一種載荷的作用，在體

51、內(nèi)骨折承受的載荷是復(fù)雜的，主要原因是骨骼的幾何形狀不規(guī)則，且始終受到多種變化的載荷的作用。在骨折的成因中主要表現(xiàn)為壓縮與彎曲、壓縮與扭轉(zhuǎn)及彎曲與扭轉(zhuǎn)三種類型。有關(guān)拉、壓、彎、扭的力學(xué)分析可參閱材料力學(xué)類書籍。(7) 肌肉力對在體骨的保護作用 (a)無肌肉力時 (b)有肌肉力時圖2-2-10 肌肉收縮改變骨中力的分布在體骨承受載荷后，附著在骨上的肌肉收縮將改變骨中的應(yīng)力分布。這種肌肉的收縮作用將減小或者抵消骨中的拉應(yīng)力，可能是部分也可能是全部被抵消。試驗研究表明肌肉的協(xié)同和保護作用將抵消拉應(yīng)力和將其減小到可接受的水平，甚至能改變拉應(yīng)力為壓應(yīng)力。這個過程如下：一根受彎曲載荷的骨，拉伸側(cè)的肌肉收縮能

52、提供壓縮應(yīng)力，產(chǎn)生一個減小拉應(yīng)力峰值的中合力矩(圖2-2-10)?；\動員滑行中向前摔倒，其脛骨承受彎曲載荷，在脛骨后側(cè)是高拉應(yīng)力區(qū)，前側(cè)是高壓應(yīng)力區(qū)。由于小腿三頭肌的收縮在脛骨后側(cè)產(chǎn)生很大的壓應(yīng)力，抵消了原先的高拉應(yīng)力，防止了脛骨受拉應(yīng)力發(fā)生骨折，起到了保護作用。骨的力-電效應(yīng)骨內(nèi)應(yīng)力產(chǎn)生電壓的現(xiàn)象SGP（Stress generated potentials）的研究始于本世紀50年代，由于SGP現(xiàn)象具有深刻的醫(yī)學(xué)背景而引起許多生物醫(yī)學(xué)工作者的重視，眾多學(xué)者從理論上和實驗上用不同的方法，描述了在各種狀態(tài)下骨的力-電效應(yīng)(electro-mechanical effects)。研究表明，濕骨

53、和干骨的力-電效應(yīng)的機理各不相同：干骨中產(chǎn)生的是壓電效應(yīng)（piezoelectric effect），而濕骨的力電效應(yīng)則是由流動電位（streaming potential）和壓電效應(yīng)共同產(chǎn)生的，且以流動電位占主要成分。隨著對骨的力-電特性研究的不斷深入，產(chǎn)生了各種不同的理論來解釋骨的力-電效應(yīng)的性質(zhì)和機理。Bassett(1964)提出骨的力-電效應(yīng)可能是影響骨重建過程的重要因素之一，認為電刺激能誘發(fā)骨生長，但對于電刺激又是如何促使骨生成和骨愈合的機理，目前還不清楚。3.1 干骨的壓電機理通常認為電解質(zhì)晶體中產(chǎn)生的應(yīng)變與晶體的極化作用有互易關(guān)系，給一壓電晶體施加應(yīng)力，能使其偶極矩增加而產(chǎn)生電

54、壓（直接壓電效應(yīng)），相反，施加電壓于壓電晶體的某些面間能導(dǎo)致該晶體發(fā)生變形（逆向壓電效應(yīng)）。從骨的結(jié)構(gòu)來看，同是由膠原和無機質(zhì)組成的一種復(fù)合材料，其中膠原占密質(zhì)骨體積的50%，無機質(zhì)占40%，中間的孔隙占10%。羥基磷灰石是主要的無機成分，它以結(jié)晶狀態(tài)存在，為六邊形晶格點群，屬于電中心對稱點群，因此不可能產(chǎn)生壓電效應(yīng)，骨中的膠原是以氫鏈形式或交叉耦連形式存在的，在力的作用下，這些結(jié)構(gòu)會發(fā)生變形，使得具有固定電荷的分子發(fā)生相對滑動而產(chǎn)生電現(xiàn)象。Yasuda(1953)在做骨的動力學(xué)特性研究時首先發(fā)現(xiàn)了骨有壓電效應(yīng)，此后Fukada和Yasuda(1957)對取自人骨和牛骨的試件進行了系列研究，測

55、量了骨的壓電效應(yīng)，他們發(fā)現(xiàn)當(dāng)骨受到剪切應(yīng)力作用時，膠原纖維間的滑動能產(chǎn)生壓電效應(yīng)。現(xiàn)在，多數(shù)學(xué)者認為，干骨的壓電性主要由膠原纖維產(chǎn)生，并能用經(jīng)典的壓電理論加以描述，所形成電位與應(yīng)變梯度有關(guān)，Breger(1974)做的骨懸臂梁實驗已證實了這一點，且懸臂梁試件繞軸線調(diào)轉(zhuǎn)1800 不會改變所產(chǎn)生的電位的符號。3濕骨的力-電效應(yīng)濕骨的力電效應(yīng)產(chǎn)生機制與干骨的不同。這是因為濕骨與干骨的物理特性明顯不同，尤其是介電特性不同，骨的懸臂梁彎曲試驗表明，干骨拉伸側(cè)的電位時正時負，而濕骨的拉伸側(cè)總是呈正電位。Bassett從濕骨懸臂梁試驗得到，壓縮側(cè)為負電位，拉伸側(cè)為正電位，在微安級電流誘導(dǎo)下可以加速新骨的生成

56、，新骨位于陰極附近。這說明位于梁凹側(cè)的負電荷能引起骨生成，而在凸側(cè)的正電荷則導(dǎo)致骨吸收。Johnson和Katz(1980)等人認為濕骨的力-電效應(yīng)中占主要成分的不是壓電效應(yīng)，而是流動電位。事實上，越來越多的試驗數(shù)據(jù)證實濕骨中存在壓電效應(yīng)，但其大部分已被漏掉，測到的表面電位很可能是流動電位。Anderson和Eriksson在研究濕膠原電信號時發(fā)現(xiàn)干膠原與濕膠原的差異在于濕材料中邊界水分子相互結(jié)合，從而增加了濕膠原分子的對稱性，這樣會使其壓電效應(yīng)降低。他們提出骨的力-電電位形成機理為壓電效應(yīng)和流動電位并存，兩者究竟哪一個占主導(dǎo)地位與骨的水合程度有關(guān)。壓電效應(yīng)在干燥條件下占優(yōu)勢，流動電位在全濕條件下占優(yōu)勢，活體骨的情況還有待研究。用骨懸臂梁彎曲試驗，在準靜態(tài)條件下測量人的濕密質(zhì)骨的力-電電位及其與應(yīng)變間