一、骨组织动电效应的有限元分析（论文文献综述）
郑小涛[1]（2021）在《超声弧面骨切割装置的设计及实验研究》文中研究指明随着社会的不断进步,在我国经济飞速地发展前进中,人口的老龄化问题使得各种各样的骨科疾病发病率不断上升,如颈椎病、腰间盘突出和骨头畸形等。足弓部骨头畸形病变严重影响人们的生产生活,目前的足部畸形矫正治疗中,通常是通过将畸形病变的部位切割两刀或多刀,切掉畸形部位处一楔形小块,这样来使得畸形足体恢复成正常人一样,这种治疗方式,不可避免地会让病人的足体变短一部分,而随着现代科学技术和医疗技术设备的发展,人们越来越重视微创甚至无创的治疗,通过最小的手术损伤来完成疾病的治疗。为了减小治疗损伤,本文将超声和弧面切割技术相结合,提出一种超声弧面切割的方法用于治疗足畸形。本文主要研究内容如下:（1）分析国内外关于临床骨科处理骨组织技术如骨切削、骨钻削、骨锯和相关的超声辅助处理骨组织技术,在给出其主要研究内容和研究趋势的基础上,根据相关研究理论,提出一种优化足骨畸形治疗的超声弧面切割的方法。（2）根据简化刀具弧面切割轨迹,计算弧面切割过程中弧面水平间隙距离的计算公式,研究影响弧面水平间隙距离的参数,并探究刀具截面尺寸和弧面选装切割半径对弧面水平间隙距离的影响。同时,以断裂理论为基础,说明超声弧面骨切割的裂纹扩展和断裂过程,给出超声波振动对裂纹扩展的影响机制和超声骨切割的机理。（3）基于传输矩阵理论,采用半波长的设计方法,建立整体压电超声振动系统的等效四端网络,设计计算压电超声振动弧面切割系统的各部分结构,包括压电换能器、超声变幅杆以及转接装置和刀具,并对各部分元件的联结做出了说明。（4）利用有限元分析软件对压电换能器、超声变幅杆和转接装置进行模态分析和结构尺寸优化,给出各部分元件最终的结构尺寸。根据谐响应分析结果验证压电超声弧面切割系统设计的合理性,同时,探究了激励电压与压电超声振子的输出位移幅值的关系。利用ABAQUS分别进行了普通弧面骨切割仿真和超声弧面骨切割仿真,给出超声振动在弧面骨切割过程中的作用。（5）搭建超声弧面骨切割实验平台,利用超声阻抗测量仪进行压电超声振动系统的阻抗特性测试,验证超声振子结构设计的合理性。通过设置不同的对照实验进行骨切割实验,得出相应的实验结论,同时从实验结果中分析实验过程中的不足之处。
于纬伦[2]（2020）在《骨组织内液流刺激信号的多尺度传导行为研究》文中研究说明骨是具有多层次的分层性质的多孔材料,当生理载荷由宏观传递到微观的过程当中,不同层级之间的功能单元会表现出不同的性质,但相互之间又有紧密的联系,使得骨组织可以执行统一的力学、生物和化学功能,如支撑,保护,运动,骨重建和化学离子平衡等。在实现这些功能的过程中,骨内应力应变分布及液体流动扮演着重要角色。骨内液体流动会产生压力梯度、溶质运输、流体切应力及流动电位等效应。有些效应会作为刺激信号被骨细胞感受到并发出骨形成和骨吸收等指令,从而影响骨的宏观力学性能。骨组织在一生中会不断通过骨重建过程来适应外部力学环境的变化。因此,研究受载后骨组织内各层级结构中的应力-应变场和流体渗流行为具有重要意义。本文基于多孔弹性理论构建骨组织内液体流动刺激信号的多尺度传导模型,探讨了不同尺度下的不同生物功能单元的结构及材料属性的变化对骨内应力应变场和液流刺激信号传导的影响,进一步探索了流体产生的力学信号刺激对骨细胞生长和分化的微观作用机制。主要工作内容和结论如下:（一）在宏观大段骨组织上考虑了骨髓腔到骨外膜之间的皮质骨部分,应用多孔介质弹性力学原理分别建立了整体大段骨组织的理论模型和有限元模型,通过对比两种模型,验证所建模型的有效性,并且研究了生理载荷作用下骨组织内部孔隙压力和流动分布,从而架起了骨组织内应力-应变场和液体压力-流速场与力学环境之间的关系。在宏观尺度上主要考虑的是血管孔隙,随着血管渗透率的越小,血管孔隙压力和流速越大,而且当宏观血管孔隙和宏细观骨陷窝-小管孔隙尺寸相近的时候,血管孔隙压力会对骨陷窝-小管系统的孔隙压力产生较大影响。考虑到以前的分析大都在骨陷窝-小管孔隙尺度进行,而作为生命活动的骨基本上以整体结构来实现其功能,如行走、跑步和跳跃等,因此对于宏观整体骨组织在生理载荷作用下产生的流体流动行为的研究,不仅是弄清楚液流刺激信号影响骨细胞生长机理的必要步骤,也是实现骨治疗和骨重建的生理基础。（二）在宏细观骨间质-骨单元群尺度上忽略了骨髓腔及骨单元内哈佛氏管,并且重点分析和比较骨内膜到骨外膜的皮质骨中各个功能单元的液体压力,流速,应力和应变的变化规律。受周期性的载荷的影响,骨组织各处的流体压力,流速,应力和应变和呈现周期性的变化,这样导致骨单元内液体呈现周期性往返流动,有利于埋藏在固体基质内的骨细胞-小管充分吸收和代谢液体中的营养物质。骨间质上的应力是最高的,这样容易对骨单元产生应力遮挡效应,可以有效的保护骨单元及其包裹着的骨细胞-小管。渗透率减小一个数量级,峰值压力增加一个数量级,而流速始终保持在一个数量级。骨间质和骨单元外壁处的流速都小于2×10-8m/s几乎不会引起骨的力传导响应,这可能与骨间质和粘合线处的骨细胞分布密度较低有关。（三）在细观骨单元-骨板层-粘合线尺度上分为两个方面来研究,（1）骨单元形态。骨形态的改变是由很多因素造成的,如年龄、活动水平和骨质疏松症等,但对这些改变是怎么影响骨的生物力学性能和骨内溶质运输却知之甚少。在这项研究中,骨单元的形状、横截面曲率、横截面面积和壁厚都在轴向循环载荷的作用下被观察,且都对骨内液体流动有较大影响。（2）骨单元骨板层。由于骨单元内矿物质含量及胶原纤维排列方向的不同,不同骨板层上的材料参数有很大差异,在细观模型中细化了骨单元的骨板层,骨间质、粘合线,并考察了弹性模量和渗透率对其多孔弹性行为的影响。由于细观模型尺度与宏观和宏细观差距较大,所以在细观模型上应用了子模型法,并对模型进行验证。包含细观模型的宏细观模型界面的应力,应变,压力和流速都与应用子模型法的细观模型差距很小,充分证明了细观模型的正确性。骨板层上弹性模量的变化对应力应变场有较大影响,对压力和流速场有较轻的影响。渗透率的不均匀分布对流体压力和速度的产生显着的影响,但是对应力和应变几乎没有影响。这项研究对临床上制作和选择骨的多孔支架或替代物有重要的参考意义,并且对进一步理解骨力传导机制和一些像骨质疏松之类的骨质疾病具有重要参考价值。（四）在微观骨陷窝-骨细胞-骨小管尺度上,（1）首先利用骨陷窝-骨细胞的密度,形态和方向等参数来计算骨单元内液体的流动行为。其次,计算出不同形状和方向的骨陷窝周围骨小管的数量及分布情况,再次,利用算出的参数以及骨组织其他微结构数据来估计骨组织的渗透率和孔隙率等参数,最后根据计算所得的参数建立骨单元的多孔弹性力学有限元模型,并分析了在轴向位移载荷作用下骨陷窝形状和方向对骨单元内液体渗流行为的影响。在所研究的参数范围内不同骨单元模型的相同区域上,骨陷窝形状影响下的骨单元最大压力和流速比最小的分别增加了86%和18%;骨陷窝方向影响下的最大压力和流速比最小的分别增加了125%和56%。伸长形骨陷窝对单个骨单元局部压力的影响远大于扁平形和圆形骨陷窝。骨陷窝从0°绕x轴旋转到90°过程中压力是逐渐降低的,且30°,45°和60°的模型对骨单元内局部流速有显着影响。该模型表明骨陷窝的形状和方向以及骨小管的三维分布对骨单元内液体压力和流速幅值及沿不同方向的流动差异有显着的影响。这项研究将有助于精确量化描述骨内液体的流体行为。（2）根据骨小管和骨陷窝显着的独特结构参数分离骨陷窝和骨小管。在微观尺度上首先分析了骨陷窝和骨小管的孔隙压力,液体流速和流体切应力对渗透率的敏感性,其次分析了沿着骨组织半径方向和沿着骨单元半径方向骨陷窝和骨小管的孔隙压力,液体流速和流体切应力的变化规律。骨陷窝和骨小管内峰值压力和流体切应力都对渗透率表现成高度的敏感性。骨陷窝和骨小管衔接部位的压力,流速和流体切应力有明显的波动,这是因为骨陷窝和骨小管的孔隙尺度不同,且最大压力梯度和最大流体切应力都发生在与哈弗氏管靠近的第一个骨陷窝和骨小管之间。骨陷窝处的流速明显大于骨小管,骨小管处的切应力要明显大于骨陷窝。这项研究有助于对骨陷窝-骨细胞-骨小管的空间特性（包括密度和形态）以及这些特性与疾病和衰老的潜在关系提供一个更深层次的理解。
王晨晨[3]（2019）在《骨骼磨削温度的仿真预测及实验研究》文中研究指明当今中国,人口老龄化现象日渐凸显,骨病患者逐年增多,骨科手术水平亟待提高。本文以此为背景,采用理论分析、有限元仿真和实验相结合的方法对骨磨削相关问题进行研究,通过分析骨骼磨削生热机理,探究磨削参数对骨骼表面最大温度的影响情况,对降低骨骼磨削表面温度,提高磨削质量有重大意义。本文的主要研究内容及获得的结果如下:以传统磨削理论为基础分析磨削加工过程,并深入研究磨削生热机理,阐述了磨削区温度的产生机理与分布情况。从单颗磨粒角度出发,对磨粒进行合理简化,分析了单颗磨粒切削机理,建立单颗磨粒切削力模型,基于切削力表达式得到单颗磨粒切削力与切削参数之间的关系;再以球形磨具为研究对象,分析球形磨具磨削时的移动热源类型,建立球形磨具磨削区热流密度及磨削温度模型,并利用MATLAB仿真得出磨削表面温度与磨削参数之间的的关系曲线。基于单颗磨粒切削理论,建立简化的单颗磨粒切削模型,利用ABAQUS软件模拟骨正交切削模式下力和温度的变化情况,通过控制单一变量,对不同参数下的切削过程进行仿真,得到单颗磨粒切削力和温度与切削参数及骨单位方向的关系,并与单颗磨粒切削力理论分析结果进行对比,验证理论模型的正确性;再从宏观角度出发,基于所分析的骨骼磨削移动热源形式,利用Fortran语言编写移动热源加载程序,仿真得到不同磨削参数下的温度分布情况。在对骨骼磨削温度进行有限元分析的基础上,基于响应面法建立磨削温度预测模型,分析其方差以验证预测模型的正确性,并分析模型及各因子的显着性,以判断磨削参数对温度的影响程度,得到磨削参数与温度的三维响应面图和二维等高线图,直观地表达出因子与响应的关系。设计并搭建骨骼磨削实验台,以与人骨性质最接近的新鲜牛腿骨作为实验对象,用人工热电偶测量磨削过程中骨表面的温度,得到不同磨削参数下的最高温度值,并与理论计算值、仿真值、预测值进行比较,验证理论研究方法的合理性及仿真数据的有效性。并分析理论、仿真结果与实验结果存在差异的原因。
李昊[4]（2018）在《骨组织的运动疲劳损伤及其修复机制研究》文中研究指明课题研究背景:骨组织是人体重要的承重器官,具有力学适应性。下肢长骨在疲劳载荷作用下会出现疲劳损伤,常见于中长跑运动员和部队新兵的日常高强度运动训练中,主要表现为骨组织显微裂纹的萌生、扩展,力学性能下降甚至是应力性骨折,这会影响运动员的比赛成绩,削弱部队的战斗力,危害很大。针对骨组织疲劳损伤及其修复重建的研究已经广泛开展,早期的研究多偏向于骨组织疲劳试验,裂纹形态观察以及骨组织细胞疲劳响应等较为基础的方面;近年来的研究多采用先进的标记、染色、成像或是计算机建模与分析技术,研究方向多集中在疲劳裂纹扩展及骨重建的模拟计算等方面。现有的实验研究存在研究对象多样,实验条件不一,机制讨论片面等问题,因此,将骨组织作为一个具有生物活性的力学动态响应系统来研究是后续研究开展的基本出发点,从不同层面系统地考察其疲劳损伤及响应机制将具有非常重要的理论参考和临床指导意义。课题研究目的:在大鼠离体尺骨力学性能测定和皮质骨三维实体模型有限元仿真的基础上,开展相应的动物实验,建立大鼠尺骨的运动疲劳损伤模型,研究骨组织运动疲劳损伤的特点,全面系统地探究定向骨重建的响应机制与修复过程。课题研究方法:（1）利用Instron 5865材料力学试验机完成大鼠离体尺骨的典型轴向压缩静态力学性能参数(弹性模量（E）、轴向压缩强度（σb）、峰值应变(εmax)、断裂强度（σf）以及断裂能量（Hf）)和不同疲劳载荷作用下疲劳力学性能参数（典型σ-ε环,循环割线模量（Es）,循环能量耗散值（Hc）,以及疲劳E-N曲线）的测定;（2）在Pro E中建立包含骨单元的皮质骨三维实体模型,导入ANSYS软件,首先开展静力学仿真,验证皮质骨模型中骨单元的应力集中效应,然后,根据静态仿真结果,利用ANSYS的Fatigue后处理模块,对应力集中区域进行疲劳仿真,计算关键位置在疲劳载荷作用下的疲劳寿命和疲劳使用百分比（‰）;（3）利用Instron 5865材料力学试验机对大鼠尺骨施加在体疲劳加载（频率1.5 Hz,峰值应变3000με,8000 cycles（或1.5 h）/2day）,建立并验证大鼠尺骨组织的运动疲劳损伤模型,通过血清抗酒石酸酸性磷酸酶5b（TRAP-5b）和骨钙素（BGP）含量的检测,确定破骨细胞和成骨细胞对骨组织运动疲劳损伤的连续响应,通过对受载骨组织的非脱钙制片染色观察,监测骨间质内显微裂纹的萌生、扩展过程及其对骨细胞凋亡的影响,通过骨组织的宏观力学性能测定,评价骨组织在运动疲劳载荷作用下（准）静态力学性能和疲劳力学性能的变化。实验结果:（1）大鼠离体尺骨组织的（准）静态轴向压缩弹性模量约为604 MPa,轴向压缩强度约为8.81 MPa;疲劳力学性能测定结果显示,30000个循环的疲劳加载尚未导致大鼠尺骨的断裂失效,随着加载频率和宏观峰值应变的增加,大鼠尺骨组织初始阶段割线模量下降速度明显升高,循环的平均能量耗散迅速增加,疲劳程度增加;对于后续动物实验选择的疲劳加载条件（1.5 Hz,3000με）,割线模量下降20%/25%分别需要7000/12000个循环;（2）利用ANSYS软件开展了皮质骨三维实体模型的（准）静态力学仿真计算,验证了骨单元的应力集中效应;针对疲劳风险位置开展了疲劳仿真分析,证明了生理强度运动时的低疲劳风险（疲劳使用百分比0.01‰,1500με,8000 cycles）,也预测了高强度运动或训练时骨组织疲劳骨折的高风险（疲劳使用百分比9.15‰,3000με,8000 cycles）;（3）基于大鼠尺骨的运动疲劳损伤模型,我们开展了相应的动物实验,多层次的检测结果显示,疲劳损伤（显微裂纹）的萌生和疲劳力学性能的下降在首次加载之后就会出现,但对骨组织整体材料属性与（准）静态承载力学性能的影响需要在疲劳损伤积累（显微裂纹生长扩展）到一定程度后才会发生;定向骨重建过程在疲劳损伤后被激活并持续开展,骨细胞凋亡首先出现,随后破骨细胞骨吸收活性增强并逐步放缓,成骨细胞骨生成活性持续增强,进而实现对显微损伤最大程度的重建和修复。实验结论:（1）利用ANSYS软件对包含骨单元的皮质骨三维实体模型进行有限元分析（Finite Element Analysis,FEA）,验证了骨单元的应力集中效应;（2）成功建立了Wistar大鼠尺骨组织的在体运动疲劳损伤模型,可以模拟高强度运动或训练条件下骨组织的运动疲劳损伤并诱发后续的定向骨重建过程;（3）本课题中采用的运动疲劳加载会引起皮质骨内显微裂纹的出现,它们破坏了骨间质的结构完整性,诱发骨细胞的凋亡,进而激活针对疲劳损伤的定向骨重建过程,实现对损伤部位（显微裂纹）的持续修复与重建;（4）定向骨重建过程对骨组织内疲劳损伤的修复能力有限,持续高强度的运动训练会引起骨组织内疲劳损伤的迅速累积,导致显微裂纹的过度生长,最终诱发应力性骨折。
杨腾飞[5]（2017）在《颈椎牵引的生物力学研究及其牵引设备的研制》文中研究指明颈椎牵引是临床治疗和缓解颈椎病的有效方式之一,在常用牵引力范围之内,牵引角度对治疗有明显的效果。由于颈椎的在体力学实验实现起来比较艰难,加之计算机仿真技术的快速发展,利用医学图像的三维建模技术和有限元计算对颈椎牵引进行生物力学的研究获得人们的普遍青睐。由于颈椎骨骼形状的不规则性以及其肌肉韧带结构的复杂性,使得人们对于颈部的完整骨-肌系统建模比较困难,大量的有限元分析研究都是集中在颈椎椎体、椎间盘和韧带上,而对于考虑颈部肌肉力对颈椎牵引影响的有限元研究就更少。本文在正常人颈椎的CT断层扫描图像基础上,利用医学图像处理软件Simpleware获取其整体轮廓范围,通过阈值分析、区域增长、递归高斯过滤等步骤,建立一个包括椎体、椎间盘、关节软骨、前纵和后纵韧带、黄韧带、棘间韧带和棘上韧带的Cl-C7全颈椎三维模型,并将其导入逆向工程软件Geomagic Studio2013中,对模型进行去噪、孔填充、边界修复等处理,并与Any Body中导出的颈椎椎体进行全局注册和手动注册,完成位置匹配,利用Simpleware中的有限元分析模块,对匹配好的颈椎模型进行材质属性的赋值和有限元网格的划分,最终创建C1-C7全颈椎有限元模型。观察颈椎牵引不同重量、不同牵引角度时颈部肌肉表面肌电信号的变化特点,并与Any Body中颈椎建模仿真所得的相关肌肉力活性的变化特点作对比,验证仿真结果的合理性。并利用Any Body仿真颈椎后伸不同角度牵引所输出的关节力和肌肉力对模型进行有限元分析,得到颈椎各椎体上的位移及应力分布情况,并对比分析颈椎各椎体、椎间盘、钩椎关节在有无肌肉力作用下的力学特点。通过对颈椎牵引的生物力学研究,得出了颈部肌肉在牵引过程中的兴奋程度和疲劳时间,并确定了牵引初期相对安全的牵引角度。最后,结合颈椎牵引实验所得的颈部肌肉表面肌电信号的变化特点和生物力学特点,对颈椎牵引设备进行结构和控制系统的设计,牵引力的施加由原来的固定砝码持续牵引改为伺服电机控制实现持续、间歇式牵引,并增加了拉力传感器信号处理与显示模块,能够实时监测牵引力的大小,从而反馈给伺服电机控制模块随时调整牵引力的大小,以更好地满足临床对牵引治疗的多方面要求,使得治疗效果更显着。
刘述伦[6]（2015）在《影响骨重建的力—电特性分析》文中指出骨能够感受它所处的外部环境,并对外部环境的改变作出反应,这个过程被称为骨重建。现在普遍认为影响骨重建的主要因素有骨内应力、骨内液体压力、骨内流体剪应力和流动电势等,因此研究骨受动态荷载作用时的力-电特性,不仅是了解应力和电刺激骨生长和吸收的前提步骤,也是实现骨重建和治疗的理论基础。研究骨的力-电特性、骨生长与力和电的关系,可以从微观的角度去理解骨生长和重建的机理,在医学上有着广泛的应用前景,有助于各种骨代谢疾病的研究和新的骨代谢疾病治疗方案的提出。本论文以此为出发点研究了骨受动态荷载作用时骨内液体的压力分布、骨小管内的流体剪应力和流动电势。本论文的研究内容主要有:建立了单个骨单元的环形圆柱体模型,考虑单个骨单元受轴向循环载荷作用,并且考虑了哈佛氏管中血压振荡的影响,将骨单元中的孔隙液体压力和流体流动速度与血压联系了起来,这是本论文的一个创新点。固体骨架看作是横观各向同性的多孔材料,而且固体基质和间隙液体都被看作是可压缩的,应用多孔介质弹性理论,分析了骨单元中的孔隙液体压力分布和流体流动速度。得到了骨单元中的孔隙液体压力和流体流动速度的解析解,并分析了轴向应变幅值、轴向载荷频率和渗透率等参数对孔隙液体压力和流体流动速度的影响。研究了当单个的骨单元受外部的循环轴向荷载和血压共同作用时骨小管内的流体流动特点、流体的剪应力和骨小管中的电场分布及流动电势。在本论文中创新性的考虑了骨小管中的骨细胞以及电粘性效应,而且还创新性的研究了骨细胞突起表面所受的流体剪应力。在骨小管这个微管系统中可以将骨小管中的液体看作是不可压缩的,然后基于不可压缩流体的纳维-斯托克斯方程,我们得到了骨小管内液体的流动速度分布、流体剪应力分布和骨小管中的电场分布及流动电势,并且研究了轴向应变幅值、轴向载荷频率、血压幅值、血压频率和渗透率等参数对骨小管内的流体流动速度、流体剪应力和骨小管中的电场分布及流动电势的影响。根据电场和流体的控制方程,采用有限元分析软件COMSOL Multiphysics,通过COMSOL中的MEMS模块建立多物理场模型,选择计算了一种松质骨细观模型在一定压力驱动下产生的稳态流动电势,并且分析了压力、Zeta电势、离子数浓度等参数对该模型流动电势的影响。依照松质骨的四种细观结构,通过3D打印机打印出放大尺寸的模型,打印材料为PLA。然后利用落锤冲击实验研究了不同微观结构的松质骨结构模型在冲击荷载作用下的动态力学性能。并且用高速摄影机记录了不同模型受冲击力作用时的破坏特点。
刘述伦,王璠[7]（2015）在《数值模拟松质骨中流动电势分布》文中研究表明目的对压力驱动下一种松质骨细观模型产生的流动电势进行数值模拟分析,了解流动电势在松质骨中的分布特点。方法根据电场和流体的控制方程,利用有限单元法计算该松质骨模型在一定压力下产生的稳态流动电势。结果松质骨模型中靠近固体表面的流动电势较大,约为43.4μV;而远离固体表面的流动电势较小,约为19.7μV。压力和Zeta电势对模型的流动电势影响比较大,并且呈线性增长的关系。离子数浓度较低时,离子数浓度对流动电势的影响较大;当离子数浓度较高时,离子数浓度对流动电势的影响很小。结论研究结果为利用电流、电磁场刺激等方法防治和治疗临床骨折、老年性骨质疏松及其他骨科疾病提供相关的理论依据。
徐莲云[8]（2011）在《骨内流动电位特性及骨替代材料力学相容性研究》文中提出骨具有力电性质,即骨内应力产生电位的现象—SGP（stress-generated potentials）,SGP产生于两种机理—压电效应和动电现象,骨的动电现象主要是指流动电位。骨内出现流动电位的外部原因是骨受力变形时所引起的压力驱动骨内哈佛氏管或骨小管内的液体流动而产生的。由于人体经常受动态载荷作用,研究骨在动态加载过程中流动电位的变化,更有助于了解骨细胞周围电环境的性质首先,在位置控制模式下测试了加载速率对骨试样流动电位的影响,液体压力随时间非线性增加,结果发现随着加载速率增大,骨内流动电位稳定值有减小的趋势。为了进一步证实上述结论,完善了骨流动电位测试系统,实现了在特定加载速率下的压力控制,即以流体压力为控制参数实现了液体压力的恒速加载。对试样在两种状态下应用五种加载速率进行了测试。一种液体能够从试样的各方向孔隙中流出,另一种骨试样侧面全部用硅胶密封液体,流体基本只能从哈佛氏管和福尔克曼氏管中流动。结果发现两种密封情况随着加载速率提高,流动电位均有减小的趋势。当加载速率相同时,测得骨试样外侧全部密封时的流动电位稳定值比部分密封时减小了至少一半以上,在骨小管中产生的流动电位大于在哈佛氏管中产生的流动电位。流动电位随着加载速率的提高而减小的原因是骨内微孔隙内壁非光滑性引起了湍流所致。为了证明上述结论,利用FLUENT采用数值模拟的方法分析哈佛氏管中流体的流动状态。模拟结果说明,哈佛氏管靠近内壁附近出现湍流,加载速率越高湍流越明显。加载速率为360kPa/s比26kPa/s的湍流区域明显大一些第二项工作是探索骨替代材料的静态力学相容性。为了研究羟基磷灰石植入体内软组织对其弹性模量的影响,将羟基磷灰石植入大白鼠的皮下（与骨组织和软组织接触）20天、40天、60天、80天后将其取出,采用数字图像相关方法研究纤维组织对人造羟基磷灰石弹性模量影响。研究结果显示,羟基磷灰石植入大白鼠皮下20天时的弹性模量有明显增加,增加幅度为28.83%,之后弹性模量变化幅度不大。
武晓刚,陈维毅[9]（2010）在《骨的力–电效应研究方法与进展》文中认为骨组织在受到应力作用（正常的生理活动）变形后在骨内产生电位的现象称为骨的力–电效应,它主要包括压电效应和动电效应.研究骨在动态过程中产生的电位幅值和分布特点,不仅是了解电刺激骨生长机理的必要步骤,也是实现骨治疗和重建的生理基础.它一方面是用数学方法来描述外力作用下其电位大小与应力、应变、应变率及加载速率的关系,另一方面是考察生理环境（pH值、离子浓度、温度、湿度等）对电位的影响.首先对力–电理论进行了简单的介绍,重点总结了其研究方法,包括理论模型和分离式霍普金生杆冲击、弯曲变形及缓冲液中的动态测试等实验方法.此外,对骨替代材料和牙本质领域的力–电效应研究也进行了一定的综述.
龚兰云[10]（2010）在《骨支架力学模型的研究》文中进行了进一步梳理骨修复材料中,人工骨支架材料是最有发展潜力的骨替代材料。本文通过实验制备了生物衍生骨支架材料,并进行了力学特性实验研究;参照人体自然骨组织微观结构,建立了反映其结构和力学性能的骨支架力学模型,并用数值模拟与试验相结合的方法确定了力学参数和验证了模型;通过模型模拟分析了骨支架材料的力学性能;以多孔金属材料与多孔涂层材料为例研究多孔材料的力学性能。通过以上研究得出了如下结论:1.获取了生物衍生骨材料,发现生物衍生骨的密质骨为有孔洞连通的骨板结构,松质骨在靠近密质骨段呈丛状结构,在远离密质骨段呈开孔网状结构;对制备出的生物衍生骨材料进行了实验研究,表明密质骨沿周向分层开裂,松质骨的通孔孔壁首先破坏。2.提出了一种建立反映人体正常骨结构和力学性能的骨支架材料力学模型的方法,分别建立了反映人体骨组织三维形态结构和力学性能的桡骨骨支架力学模型与生物衍生骨骨支架力学模型,得到了它们的剪切模量与时间的关系。3.通过两个骨支架力学模型对骨支架材料的模拟分析和研究,发现最大应力会出现在横向通孔孔壁上,横向通孔孔壁首先被破坏;应力与应变之间表现为非线性粘弹性关系;通过线性拟合的方法得到了骨支架材料的整体刚度。4.分别建立了多孔铜-铝-氧化铝复合材料和随机生成孔隙的多孔钛合金/HA涂层复合材料有限元力学模型,通过有限元模拟分析得到了多孔铜-铝-氧化铝复合材料剪切模量与时间关系,其等效弹性模量与实验值接近;多孔铜-铝-氧化铝复合材料的压力与位移的关系、受力面的支反力与加载时间的关系都表现为非线性粘弹性关系;得到了多孔钛合金/HA涂层复合材料等效弹性模量与孔隙率、固体分形维数与孔隙分形维数的变化关系;得到了多孔钛合金/HA生物骨支架材料较符合自然骨力学性能要求的孔隙率范围与孔隙/固体分形维数范围。
二、骨组织动电效应的有限元分析（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、骨组织动电效应的有限元分析（论文提纲范文）
（1）超声弧面骨切割装置的设计及实验研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 1 绪论 |
| 1.1 选题的背景及意义 |
| 1.2 国内外发展现状 |
| 1.2.1 骨切削技术 |
| 1.2.2 骨钻削技术 |
| 1.2.3 骨锯技术 |
| 1.2.4 超声骨组织切削 |
| 1.3 本文的研究内容 |
| 1.4 本章内容小结 |
| 2 超声骨刀弧面切削的理论基础 |
| 2.1 骨材料本构模型 |
| 2.2 超声辅助技术基础 |
| 2.2.1 压电换能器 |
| 2.2.2 传输矩阵法 |
| 2.2.3 超声波的基本特性 |
| 2.3 断裂理论基础 |
| 2.3.1 疲劳裂纹扩展和断裂 |
| 2.3.2 超声对裂纹扩展的作用 |
| 2.4 超声骨刀切割机理 |
| 2.5 本章小结 |
| 3 超声弧面切割骨刀装置研究与设计 |
| 3.1 超声弧面切割骨刀整体结构 |
| 3.2 弧面切割与传统切割 |
| 3.3 夹心式超声换能器的设计 |
| 3.3.1 材料的选用 |
| 3.3.2 换能器各部分尺寸计算 |
| 3.3.3 变幅杆分析和设计 |
| 3.4 弧形切割的水平间隙计算 |
| 3.5 超声刀头设计 |
| 3.6 本章小结 |
| 4 超声弧面切割系统的有限元分析 |
| 4.1 有限元分析基础 |
| 4.2 压电换能器的模态及谐响应分析 |
| 4.2.1 模态分析 |
| 4.2.2 压电换能器结构优化 |
| 4.2.3 压电换能器的谐响应分析 |
| 4.3 压电换能器和变幅杆的有限元分析 |
| 4.3.1 模态分析 |
| 4.3.2 谐响应分析 |
| 4.4 超声弧面切割刀的有限元分析 |
| 4.5 基于ABAQUS的骨切割仿真分析 |
| 4.5.1 材料属性和本构关系模型 |
| 4.5.2 失效原则 |
| 4.5.3 骨切割仿真的相互作用设定 |
| 4.5.4 骨切割仿真结果 |
| 4.6 超声弧面骨切割仿真 |
| 4.7 本章小结 |
| 5 超声弧面骨切割的实验研究 |
| 5.1 实验平台 |
| 5.2 实验内容 |
| 5.2.1 压电超声振子的阻抗特性测量 |
| 5.2.2 超声弧面骨切割实验 |
| 5.2.3 压力对切割弧面的影响 |
| 5.3 实验结果分析 |
| 5.4 本章小结 |
| 6 总结与展望 |
| 6.1 总结 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间成果简介 |
| 致谢 |
（2）骨组织内液流刺激信号的多尺度传导行为研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 课题的研究背景及意义 |
| 1.2 骨组织的多层次结构与功能 |
| 1.3 骨内液体流动 |
| 1.3.1 骨重建过程 |
| 1.3.2 骨的孔隙率 |
| 1.3.3 骨内渗透率 |
| 1.3.4 骨内孔隙压力 |
| 1.3.5 骨内液体流动的理论和数值模拟 |
| 1.4 本文的主要内容 |
| 第二章 宏观整体大段骨组织模型 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 宏观理论模型的建立 |
| 2.2.1 控制方程及几何结构 |
| 2.2.2 模型解析解 |
| 2.3 宏观有限元模型的建立 |
| 2.4 宏观有限元计算结果与解析解对比 |
| 2.5 考虑骨髓腔压力的骨组织内部液体的流动行为研究 |
| 2.6 载荷强度对骨组织内多孔弹性力学行为影响 |
| 2.7 载荷频率对骨组织内多孔弹性力学行为影响 |
| 2.8 血管渗透率对骨组织内多孔弹性力学行为影响 |
| 2.9 讨论与结论 |
| 第三章 宏细观骨间质-骨单元群尺度模型 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 基于多尺度结构的宏细观模型的建立 |
| 3.3 宏细观模型的边界条件和材料参数 |
| 3.4 有限元网格划分和收敛性分析 |
| 3.5 结果 |
| 3.5.1 宏细观模型的液体压力和流速的时程曲线 |
| 3.5.2 宏细观模型应力、应变、压力和流速的分布 |
| 3.5.3 渗透率对孔隙压力和流速的影响 |
| 3.5.4 载荷强度和载荷频率对孔隙压力和流速的影响 |
| 3.5.5 宏细观骨单元层次的压力和流速 |
| 3.6 讨论与结论 |
| 第四章 细观骨单元尺度模型 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 基于多尺度结构的细观骨单元有限元模型 |
| 4.3 骨板层弹性模量的不同对其多孔弹性行为的影响 |
| 4.4 骨板层渗透率的不同对其多孔弹性行为的影响 |
| 4.5 包含细观模型的宏细观模型截面 |
| 4.6 骨单元几何形态对其多孔弹性行为影响的有限元研究 |
| 4.6.1 骨单元几何形状和横截面曲率对其压力和流速的影响 |
| 4.6.2 骨单元横截面积对其压力和流速的影响 |
| 4.6.3 骨单元壁厚对其压力和流速的影响 |
| 4.7 讨论与结论 |
| 第五章 细微观骨陷窝-骨小管尺度模型 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 基于多尺度结构的细微观（骨陷窝和骨小管）多孔弹性有限元模型 |
| 5.2.1 细微观模型的材料参数 |
| 5.2.2 细微观模型的边界条件和网格划分 |
| 5.3 渗透率对宏细观模型压力和流速的影响 |
| 5.4 宏细观模型与细微观模型的对比验证 |
| 5.5 细微观模型孔隙压力,流速和流体切应力 |
| 5.6 渗透率对细微观模型沿骨组织半径方向的影响 |
| 5.6.1 渗透率对骨组织半径方向压力的影响 |
| 5.6.2 渗透率对沿骨组织半径方向流速的影响 |
| 5.6.3 渗透率对沿骨组织半径方向切应力的影响 |
| 5.7 骨陷窝-骨细胞形状和方向对骨单元内液体流动行为的影响 |
| 5.7.1 基于骨单元微观结构计算其渗透率 |
| 5.7.2 基于骨陷窝形状计算其渗透率 |
| 5.7.3 基于骨陷窝方向计算其渗透率 |
| 5.8 骨单元控制方程及有限元模型的建立 |
| 5.8.1 控制方程 |
| 5.8.2 有限元模型的建立 |
| 5.9 骨陷窝形状和方向对其液体流动的影响 |
| 5.9.1 骨陷窝形状的影响 |
| 5.9.2 骨陷窝方向的影响 |
| 5.10 讨论与结论 |
| 第六章 全文总结与展望 |
| 6.1 工作总结 |
| 6.2 主要贡献及创新点 |
| 6.3 未来工作展望 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间取得的科研成果 |
| 致谢 |
（3）骨骼磨削温度的仿真预测及实验研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 变量注释表 |
| 1 绪论 |
| 1.1 研究背景及意义 |
| 1.2 国内外研究现状 |
| 1.3 本文主要研究内容 |
| 2 骨骼磨削温度理论分析 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 磨削加工过程 |
| 2.3 磨削区温度的产生与分布 |
| 2.4 单颗磨粒切削理论 |
| 2.5 骨磨削温度模型 |
| 2.6 本章小结 |
| 3 骨骼磨削温度有限元仿真 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 骨骼材料特性 |
| 3.3 单颗磨粒切削力和温度仿真 |
| 3.4 骨骼磨削瞬态温度场数值模拟 |
| 3.5 本章小结 |
| 4 骨骼磨削温度预测建模 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 响应面法理论 |
| 4.3 基于中心复合设计的仿真方案 |
| 4.4 磨削温度预报模型的构建及合理性分析 |
| 4.5 本章小结 |
| 5 骨骼磨削温度实验研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验设计及试样制备 |
| 5.3 实验设备介绍及磨削温度的测量 |
| 5.4 磨削方案设计 |
| 5.5 骨骼磨削温度测量结果 |
| 5.6 磨削温度的理论计算、仿真和实验结果对比分析 |
| 5.7 本章小结 |
| 6 总结与展望 |
| 6.1 全文总结 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 附录 |
| 作者简历 |
| 致谢 |
| 学位论文数据集 |
（4）骨组织的运动疲劳损伤及其修复机制研究（论文提纲范文）
| 缩略语表 |
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第1章 前言 |
| 1.1 研究背景与现状 |
| 1.1.1 骨组织的疲劳损伤 |
| 1.1.1.1 骨组织的疲劳行为 |
| 1.1.1.2 骨组织的疲劳损伤 |
| 1.1.2 骨组织疲劳损伤的识别与修复 |
| 1.1.2.1 骨组织的抗疲劳结构 |
| 1.1.2.2 骨组织疲劳损伤的识别与修复 |
| 1.1.3 相关研究展望 |
| 1.2 研究目的与意义 |
| 1.2.1 研究目的 |
| 1.2.2 研究意义 |
| 1.3 研究内容和方法 |
| 1.3.1 大鼠离体尺骨的(准)静态和疲劳力学性能测定 |
| 1.3.2 骨单元应力集中与皮质骨疲劳的有限元建模与计算分析 |
| 1.3.3 骨组织运动性疲劳损伤的动物实验研究及修复机制探讨 |
| 1.4 研究技术路线与实验进度安排 |
| 1.4.1 研究的实验技术路线 |
| 1.4.2 实验进度安排 |
| 1.5 课题创新点 |
| 参考文献 |
| 第2章 大鼠离体尺骨的力学性能测定 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 材料与方法 |
| 2.2.1 实验材料和仪器 |
| 2.2.2 实验方法 |
| 2.2.2.1 大鼠尺骨组织的取材和保存 |
| 2.2.2.2 大鼠离体尺骨组织的(准)静态力学性能测定 |
| 2.2.2.3 大鼠离体尺骨组织的疲劳力学性能测定 |
| 2.3 实验结果 |
| 2.3.1 Wistar大鼠体重及尺骨尺寸测定 |
| 2.3.2 大鼠尺骨用于压缩和疲劳力学性能测定的具体安排 |
| 2.3.3 大鼠尺骨轴向压缩弹性模量测定结果 |
| 2.3.4 大鼠尺骨轴向压缩强度测定结果 |
| 2.3.5 大鼠尺骨疲劳力学性能测定结果 |
| 2.4 结果讨论 |
| 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第3章 包含骨单元的皮质骨建模与有限元仿真分析 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验方法 |
| 3.3 实验结果 |
| 3.3.1 皮质骨理想三维实体模型的建立 |
| 3.3.2 静态压缩载荷作用下皮质骨中骨单元应力集中的计算仿真 |
| 3.3.3 动态压缩载荷作用下皮质骨模型的疲劳计算分析 |
| 3.4 结果讨论 |
| 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第4章 骨组织运动疲劳损伤及修复机制的大鼠动物实验研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 材料与方法 |
| 4.2.1 实验动物 |
| 4.2.2 试剂和器材 |
| 4.2.3 主要仪器 |
| 4.2.4 实验方法 |
| 4.2.4.1 实验技术路线 |
| 4.2.4.2 实验日程安排 |
| 4.2.4.3 血清和骨组织样本数统计 |
| 4.3 实验结果 |
| 4.3.1 大鼠尺骨在体疲劳加载 |
| 4.3.2 尺骨运动性疲劳模型建立与验证 |
| 4.3.3 大鼠尺骨运动性疲劳损伤及其识别修复检测 |
| 4.3.3.1 血清相关蛋白(E2、BGP、TRAP-5b)含量的Elisa测定 |
| 4.3.3.2 大鼠尺骨组织非脱钙制片的HE染色观察 |
| 4.3.3.3 大鼠尺骨组织宏观力学性能(轴向压缩/疲劳)测定 |
| 4.4 实验结论 |
| 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第5章 结论与展望 |
| 5.1 全文总结 |
| 5.2 应用前景与展望 |
| 作者在学期间取得的学术成果 |
| 主要简历 |
| 致谢 |
（5）颈椎牵引的生物力学研究及其牵引设备的研制（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 课题研究背景、目的及意义 |
| 1.1.1 课题研究背景 |
| 1.1.2 课题研究目的及意义 |
| 1.2 国内外研究现状及分析 |
| 1.3 本课题的研究内容 |
| 1.4 论文总体结构 |
| 第2章 颈椎牵引的生物力学分析 |
| 2.1 颈椎的解剖学特征 |
| 2.2 颈椎牵引的生物力学特征 |
| 2.3 有限元法 |
| 2.3.1 有限元法的基本概念 |
| 2.3.2 有限元法的基本思路 |
| 2.4 本章小结 |
| 第3章 基于Simpleware的颈椎C1~C7有限元模型的构建 |
| 3.1 Simpleware简介 |
| 3.1.1 阈值分割 |
| 3.1.2 三维重建模型可视化 |
| 3.2 C1-C7全颈椎三维模型的建立 |
| 3.2.1 材料和方法 |
| 3.2.2 CT图像的阈值划分 |
| 3.2.3 区域增长 |
| 3.2.4 椎体的分离与增补 |
| 3.2.5 椎间盘及软骨重建 |
| 3.2.6 三维建模 |
| 3.3 模型匹配 |
| 3.4 有限元模型的建立 |
| 3.4.1 材料属性的赋值 |
| 3.4.2 有限元网格的划分 |
| 3.5 本章小结 |
| 第4章 基于Any Body的颈椎牵引仿真模型的建立及验证 |
| 4.1 Any Body软件简介 |
| 4.2 基于Any Body的颈椎牵引仿真模型建立 |
| 4.3 基于Any Body的颈椎牵引仿真结果验证 |
| 4.3.1 Anybody中颈椎牵引建模仿真的肌肉变化结果 |
| 4.3.2 表面肌电图法 |
| 4.3.3 实验材料和方法 |
| 4.3.4 实验结果对比及讨论 |
| 4.4 本章小结 |
| 第5章 基于Abaqus的全颈椎有限元分析 |
| 5.1 Any Body有限元分析接口 |
| 5.2 颈椎牵引的载荷输出 |
| 5.3 载荷及边界条件的加载 |
| 5.4 模型相互作用的设定 |
| 5.5 仿真结果及讨论 |
| 5.5.1 椎体、椎间盘及钩椎关节应力 |
| 5.5.2 椎体相对位移 |
| 5.5.3 讨论 |
| 5.6 本章小结 |
| 第6章 颈椎牵引设备的研制 |
| 6.1 拉力传感器信号处理与显示电路设计 |
| 6.1.1 拉力传感器 |
| 6.1.2 硬件电路设计 |
| 6.1.3 软件设计 |
| 6.2 颈椎牵引设备机械结构的设计 |
| 6.3 基于伺服电机的牵引控制系统设计 |
| 6.4 颈椎牵引设备可靠性验证 |
| 6.5 本章小结 |
| 第7章 总结与展望 |
| 7.1 本课题的主要研究成果 |
| 7.2 展望 |
| 参考文献 |
| 附录Ⅰ 单片机控制主程序 |
| 致谢 |
| 攻读学位期间的研究成果 |
（6）影响骨重建的力—电特性分析（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 本文的研究背景及意义 |
| 1.2 国内外研究进展综述 |
| 1.2.1 骨的力电特性研究进展综述 |
| 1.2.2 松质骨力学性能的研究进展综述 |
| 1.3 本文研究内容 |
| 1.4 本文的创新点 |
| 第二章 骨单元中的孔隙液体压力和流体速度 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 骨的微观结构 |
| 2.2.1 密质骨的微观结构 |
| 2.2.2 松质骨的微观结构 |
| 2.3 骨单元理论模型的建立 |
| 2.4 模型的求解 |
| 2.5 数值参量 |
| 2.6 结果和讨论 |
| 2.6.1 两种不同边界条件下的孔隙液体压力和流体速度 |
| 2.6.2 轴向应变幅值对骨单元中孔隙液体压力和流体速度的影响 |
| 2.6.3 轴向载荷频率对骨单元中孔隙液体压力和流体速度的影响 |
| 2.6.4 血压幅值对骨单元中孔隙液体压力和流体速度的影响 |
| 2.6.5 血压频率对骨单元中孔隙液体压力和流体速度的影响 |
| 2.6.6 渗透率对骨单元中孔隙液体压力和流体速度的影响 |
| 2.6.7 孔隙率对骨单元中孔隙液体压力和流体速度的影响 |
| 2.6.8 骨单元中孔隙液体压力和流体速度随时间的变化 |
| 第三章骨小管中的流体剪应力和流动电势 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 骨的力电效应机理 |
| 3.2.1 骨的压电效应机理 |
| 3.2.2 骨的动电效应机理 |
| 3.3 控制方程及边界条件 |
| 3.4 方程的求解 |
| 3.4.1 不考虑电粘性效应方程的求解 |
| 3.4.2 考虑电粘性效应方程的求解 |
| 3.5 数值参量 |
| 3.6 结果和讨论 |
| 3.6.1 电粘性效应对骨小管中液体流动和流动电势的影响 |
| 3.6.2 骨小管中的液体流动特点和电场分布 |
| 3.6.3 轴向应变幅值对骨小管中液体流动和流动电势的影响 |
| 3.6.4 轴向载荷频率对骨小管中液体流动和流动电势的影响 |
| 3.6.5 血压幅值对骨小管中液体流动和流动电势的影响 |
| 3.6.6 血压频率对骨小管中液体流动和流动电势的影响 |
| 3.6.7 渗透率对骨小管中液体流动和流动电势的影响 |
| 第四章 松质骨中流动电势的数值模拟 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 松质骨的细观结构模型 |
| 4.3 松质骨中流动电势的控制方程及边界条件 |
| 4.3.1 Poisson-Boltzmann方程 |
| 4.3.2 Navier-Stokes方程 |
| 4.3.3 边界条件 |
| 4.4 数值模拟结果 |
| 4.4.1 模型3的流动电势 |
| 4.4.2 压力、离子浓度、zeta电势对模型3的流动电势的影响 |
| 4.5 讨论 |
| 4.6 结论 |
| 第五章 松质骨结构在冲击荷载作用下的动态力学特性 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 试件材料及尺寸 |
| 5.3 实验仪器及实验方法 |
| 5.4 实验结果和分析 |
| 5.5 结论 |
| 第六章 总结与展望 |
| 6.1 总结 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间发表学术论文情况 |
| 致谢 |
（7）数值模拟松质骨中流动电势分布（论文提纲范文）
| 1松质骨的细观结构模型 |
| 2松质骨中流动电势的控制方程及边界条件 |
| 2.1Poisson-Boltzmann方程 |
| 2.2Navier-Stokes方程 |
| 2.3边界条件 |
| 3数值模拟结果 |
| 3.1模型3的流动电势 |
| 3.2压力、离子浓度、Zeta电势对模型3流动电势的影响 |
| 4讨论 |
| 5结论 |
（8）骨内流动电位特性及骨替代材料力学相容性研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 研究背景 |
| 1.2 骨的流动电位研究现状 |
| 1.3 骨的相容性研究现状 |
| 1.4 本文工作 |
| 第二章 骨的结构与流动电位理论 |
| 2.1 骨的组成与结构 |
| 2.2 骨的压电效应 |
| 2.3 骨的流动电位原理 |
| 2.4 本章小结 |
| 第三章 流动电位测试系统 |
| 3.1 骨试样 |
| 3.2 缓冲液的配制和粘度测试 |
| 3.3 铂—铱微电极的选择 |
| 3.4 骨流动电位测试系统 |
| 3.5 加载波形的确定 |
| 3.6 本章小结 |
| 第四章 加载速率对骨流动电位的影响 |
| 4.1 测试方法 |
| 4.2 实验结果 |
| 4.3 流动电位和压力差的关系 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 改变缓冲液流出通道对流动电位的影响 |
| 5.1 测试方法 |
| 5.2 实验结果 |
| 5.3 本章小结 |
| 第六章 数值模拟 |
| 6.1 GAMBIT 简介及网格划分 |
| 6.2 FLUENT 软件介绍与数值模拟 |
| 6.3 计算结果分析 |
| 6.4 本章小结 |
| 第七章 分析讨论 |
| 7.1 结果分析 |
| 7.2 本章小结 |
| 第八章 骨替代材料的力学相容性 |
| 8.1 数字图像相关法测试原理 |
| 8.2 测试方法 |
| 8.3 测试结果 |
| 8.4 结果分析 |
| 8.5 本章小结 |
| 第九章 总结 |
| 9.1 本文工作 |
| 9.2 研究工作展望 |
| 参考文献 |
| 发表论文和参加科研情况说明 |
| 致谢 |
（9）骨的力–电效应研究方法与进展（论文提纲范文）
| 1 引言 |
| 2 有关力–电效应几个理论和实例 |
| 2.1 压电理论 |
| 2.1.1 正压电效应 |
| 2.1.2 逆压电效应 |
| 2.2 动电理论 (流动电位) |
| 2.3 生物电势 |
| 3 研究途径和方法 |
| 3.1 分离式霍普金生杆 (split Hopkinson pres-sure bar, SHPB) 冲击 |
| 3.2 弯曲变形下的测试 |
| 3.2.1 悬臂梁式试验 |
| 3.2.2 三点和四点弯曲试验 |
| 3.3 缓冲液中的动态测试 |
| 3.4 Zeta电位的测定 |
| 3.5 流固 (两相) 耦合的理论模型及有限元数值模拟 |
| 4 骨相关领域的力电性质研究 |
| 4.1 骨替代材料的流动电位测试研究 |
| 4.2 牙本质的电学特性研究 |
| 4.3 压电式骨传感器 |
| 5 结语 |
（10）骨支架力学模型的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 骨生物力学的研究现状 |
| 1.3 生物骨支架力学模型的研究现状 |
| 1.4 多孔铜-铝-氧化铝和钛合金/HA 涂层复合材料的研究现状 |
| 1.5 课题研究的意义 |
| 1.6 本文的课题来源和研究内容 |
| 第二章 生物衍生骨性能的实验研究 |
| 2.1 生物衍生骨的制备 |
| 2.1.1 制备生物衍生骨的原料与试剂 |
| 2.1.2 制备生物衍生骨的仪器 |
| 2.1.3 生物衍生骨的制备方法 |
| 2.2 生物衍生骨的性能 |
| 2.2.1 生物衍生骨密度 |
| 2.2.2 生物衍生骨的孔隙率 |
| 2.2.3 生物衍生骨的力学性能 |
| 2.3 生物衍生骨形貌 |
| 2.3.1 生物衍生骨总体形貌 |
| 2.3.2 生物衍生骨的松质骨形貌 |
| 2.3.3 生物衍生骨的密质骨形貌 |
| 2.3.4 生物衍生骨的破坏形貌 |
| 2.4 本章小结 |
| 第三章 骨支架力学模型的建立及验证 |
| 3.1 骨支架材料的设计要求 |
| 3.2 桡骨骨支架有限元模拟 |
| 3.2.1 有限元方法 |
| 3.2.2 结构模型 |
| 3.2.3 力学模型 |
| 3.2.4 模型验证 |
| 3.3 生物衍生骨骨支架有限元模拟 |
| 3.3.1 结构模型 |
| 3.3.2 力学模型 |
| 3.3.3 模型验证 |
| 3.4 两种模型的对比分析 |
| 3.4.1 孔洞分布 |
| 3.4.2 适用范围 |
| 3.5 本章小结 |
| 第四章 骨支架力学性能的模拟研究 |
| 4.1 桡骨骨支架力学模型的模拟研究 |
| 4.1.1 整体应力分析 |
| 4.1.2 整体压缩应力与应变关系 |
| 4.1.3 整体刚度的计算 |
| 4.2 生物衍生骨骨支架力学模型的模拟研究 |
| 4.2.1 整体应力分析 |
| 4.2.2 整体压缩应力与应变关系 |
| 4.2.3 整体刚度的计算 |
| 4.2.4 胞元分析 |
| 4.3 本章小结 |
| 第五章 两种骨支架用多孔材料的力学性能研究 |
| 5.1 多孔铜-铝-氧化铝复合材料力学性能研究 |
| 5.1.1 多孔铜-铝-氧化铝复合材料有限元力学模型 |
| 5.1.2 多孔铜-铝-氧化铝复合材料的力学性能 |
| 5.2 多孔钛合金/HA 涂层复合材料性能研究 |
| 5.2.1 多孔钛合金/HA 涂层复合材料有限元力学模型 |
| 5.2.2 多孔钛合金/HA 涂层复合材料力学性能 |
| 5.3 本章小结 |
| 第六章 结论与展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 附录 A: 攻读硕士学位期间的科研成绩 |
四、骨组织动电效应的有限元分析（论文参考文献）
- [1]超声弧面骨切割装置的设计及实验研究[D]. 郑小涛. 四川大学, 2021
- [2]骨组织内液流刺激信号的多尺度传导行为研究[D]. 于纬伦. 太原理工大学, 2020(07)
- [3]骨骼磨削温度的仿真预测及实验研究[D]. 王晨晨. 山东科技大学, 2019(05)
- [4]骨组织的运动疲劳损伤及其修复机制研究[D]. 李昊. 军事科学院, 2018(12)
- [5]颈椎牵引的生物力学研究及其牵引设备的研制[D]. 杨腾飞. 河南科技大学, 2017(01)
- [6]影响骨重建的力—电特性分析[D]. 刘述伦. 暨南大学, 2015(02)
- [7]数值模拟松质骨中流动电势分布[J]. 刘述伦,王璠. 医用生物力学, 2015(02)
- [8]骨内流动电位特性及骨替代材料力学相容性研究[D]. 徐莲云. 天津大学, 2011(05)
- [9]骨的力–电效应研究方法与进展[J]. 武晓刚,陈维毅. 力学进展, 2010(05)
- [10]骨支架力学模型的研究[D]. 龚兰云. 湖南科技大学, 2010(04)