研究人體頸椎及相關疾病生物力學機制,創建一個解剖精細、非線性的正常人全頸椎(C0~T1)三維有限元模型。模型基于1例女性健康志愿者頸椎CT數據建立,采用MIMICS13.1、Hypermesh11.0、Abaqus 6.12-1等有限元軟件依次創建、預處理、運算和分析。在生理靜態載荷下分別模擬頸椎活動(前屈、后伸、側彎和旋轉),觀察應力集中部位;測量相鄰椎體相對活動度(ROM)。本模型經文獻中ROM結果驗證可靠;預測生理載荷下枕骨大孔前部及側部是上頸椎的應力集中點;中下段頸椎的應力集中點大部分為活動方向對側的椎弓根和小關節突。全頸椎(C0~T1)非線性有限元模型的建立,可以為深入了解頸椎及其相關疾病的生物力學機制提供更理想的理論研究平臺。
引用本文： 王輝昊, 詹紅生, 陳博, 石印玉, 李玲慧, 杜國慶. 正常人全頸椎(C0~T1)三維有限元模型的建立與驗證. 生物醫學工程學雜志, 2014, 31(6): 1238-1242,1249. doi: 10.7507/1001-5515.20140235 復制
引言
頸椎是整個脊柱最容易發生損傷的區域，多根重要神經和血管經頸椎穿行至顱，頸椎區域一旦受損，危害極大，甚至威脅生命，因此選擇合適的脊柱生物力學模型是探索脊柱損傷診斷和治療機制的重要途徑[1-3]。不同種類的模型中，計算機模型可同時反映外部運動行為和內部力學響應，獲得體內或體外實驗研究難以實現或精確測量的結果，也可進一步為研究提供指導性建議[4]。
目前頸椎有限元模型大致分為動態模型和靜態模型兩類[5]，前者主要側重于多個椎體在載荷下總體反應的有效預測，為了減少計算時間，該類模型的幾何圖像、連接重建和材料分配等常被簡化；后者更合適研究復雜載荷條件下內部應力、應變和其他生物力學反應，因此更為精細[6-7]。
以前的研究多集中在某個功能節段，并為其創建非線性模型，如寰枕復合體等[8-9]。本研究的目標則是通過高分辨率CT圖像改進幾何圖形準確性和材料屬性的精細分配，創建正常人非線性全頸椎(C0~T1)三維有限元模型。研究通過靜態加載生理載荷，模擬正常頸椎活動(前屈、后伸、左右側彎和左右旋轉)，測量相鄰椎體間的相對活動度(range of motion,ROM)，建立經驗證后確定可靠的頸椎有限元模型，為深入了解頸椎及其相關疾病生物力學機制提供理想的理論研究平臺。
1 材料與方法
1.1 樣本采集
招募1例健康志愿者(女性，46歲，身高165 cm，體重63 kg)，問診無癥狀主訴，動靜態觸診及X線檢查排除頸椎明顯退變、脊柱感染、骨折、腫瘤、結核、嚴重脊柱畸形、嚴重骨質疏松、強直性脊柱炎、Paget病和頸椎外創史等情況。自愿參加本研究，簽署知情同意書。中國注冊臨床試驗倫理審查委員會批準號：(ChiECRCT-2013009)。
1.2 數據獲取
上海中醫藥大學附屬曙光醫院放射科提供的GE Light Speed VCT 64層螺旋CT掃描及斷層圖像灰度處理。受試者仰臥位，頸肩背部自然放松，保持掃描斷面與身體垂直。掃描枕骨底C0上2 mm至T1下2 mm獲得體層圖像。條件：140 kV，200 mA，層厚0.625 mm。分辨率512×512像素，獲得385幅二維斷層圖像，調整圖像灰度級對比度。
1.3 初步固體模型建立
首先將受試者CT數據導入比利時Materialise公司的交互式醫學影像控制系統(MIMICS13.1軟件)，基于閾值分析進行邊界拾取，閾值界定為226~3 071 Hu。經區域增長、編輯蒙罩、腔隙填補、邊界劃分等功能進行分割、修補，以清晰顯示各骨骼，計算生成頸椎3D模型，即三角網格模型，以.stl格式數據保存；將其導入逆向工程軟件Geomagic8.0軟件，經點階段、多邊形階段、成形階段，對圖像進行修補、去噪、鋪面處理，轉化為NURBS曲面模型。
1.4 劃分網格
曲面模型導入有限元前處理軟件Hypermesh11.0，經拓撲分區及網格劃分，將網格質量Jacobian比控制在0.6以上。皮質骨采用平均厚度為1 mm的C3D6單元，松質骨采用C3D4單元，小關節軟骨和終板采用0.1 mm的C3D6單元。椎間盤(含髓核和纖維環)采用增強沙漏控制的C3D8R單元，忽略骨髓影響。所有關節(寰枕關節、寰樞關節、寰椎前弓和齒狀突關節、齒狀突與橫韌帶關節以及小關節突關節)的關節面均定義為滑動接觸關系，摩擦系數為0.1。
橫韌帶采用M3D4R單元，厚度為0.5 mm；其余韌帶采用SPRINGA彈簧單元。根據文獻資料[10-11]，設置12種關鍵韌帶起止點：包括寰枕前膜(anterior atlanto-occipital membrane,AAOM)、寰枕后膜(posterior atlanto-occipital membrane,PAOM)、十字韌帶垂直部(cruciate ligamentum vertical portion,CLV)、齒突尖韌帶(alar ligament,AP)、翼狀韌帶(apical ligament,AL)、覆膜(membranae tectoria,TM)、前縱韌帶(ligamenta longitudinale anterius,ALL)、后縱韌帶(ligamenta longitudinale posterius,PLL)、黃韌帶(ligamentum Flavum,FL)、關節囊韌帶(capsular ligament,CL)、棘突間韌帶(interspinous ligament,ISL)、棘上韌帶(supraspinal ligament,SSL)。除橫韌帶(ligamentum transversum,TL)外，所有韌帶模型采用非線性面面通用接觸關系模擬關節間的相互作用。
1.5 材料賦值
骨骼(皮質骨、松質骨)、終板和TL采用黏彈性材料。椎間盤(髓核、纖維環)和小關節面軟骨采用不可壓縮的超彈材料。各材料基于應變能理論Mooney-Rivilin超彈性材料公式進行運算：W=C10(I1－3)+C01(I2－3)+1/d(J－2)2(其中C10、C01為材料常數，I1、I2為應力張量的第1、第2不變量)。本研究不涉及椎間盤內部應力應變運算，故忽略膠原纖維的影響。各組織結構的材料屬性(密度、彈性模量和泊松比)參數依據參考文獻設置[5, 12-17]。
韌帶(除TL)采用彈塑性材料，忽略材料塑性區和破壞區，中性區采用拋物線方程擬合，直線段采用線性方程擬合，中性區終點(dn,fn)和失效點定義彈性區的斜率為(df,ff) [12]。預設中性區為失效變形公式：dn/df=1/3；中性區高度為失效載荷公式：fn/ff=1/10。韌帶設置參數依據參考文獻設置[18-19]。
1.6 載荷與邊界條件設置
根據研究目的，約束T1下面的6個自由度作為邊界條件。在顱底旋轉軸上方選擇一參考點，建立C0上表面所有單元節點與此參考點的Distribution Coupling(參考點上的受力情況會換算成均布載荷施加于C0所有的從節點上)。對參考點施加純扭矩，活動方向參考x、y、z全局坐標(x-y平面為水平面、x-z平面為冠狀面、y-z平面為矢狀面)，屈伸方向與冠狀面平行，旋轉方向參考頸曲切線方向，側彎時垂直于頸曲切線方向并與矢狀面平行。
2 結果
2.1 非線性全頸椎(C0~T1)有限元模型
本模型共包含171 433個節點，563 879個單元，77個組件，5種單元類型，8種材料，27種材料屬性。模型清晰完整地從不同角度觀察椎體解剖結構，能多彩色、透明或任意組合顯示，較真實地反映出各結構空間位置關系；體網格形狀規整，整體分布合理，結構清楚 (見圖 1)。
圖1
非線性全頸椎(C0~T1)有限元模型
(a)全頸椎(C0~T1)椎體及椎間盤模型； (b)頸椎關鍵韌帶； (c)橫韌帶、小關節軟骨和終板
Figure1. Non-linear FE model of cervical spine (C0-T1)(a) Features of the finite element model of the lower part of the occipital (C0) and 8 vertebrae (C1-T1) and 6 intervertebral discs (C2-T1); (b) Features of the finite element model of 12 major ligaments； (c) Features of the finite element model of TL and 16 pairs of facet joint cartilages (C0-T1) and 6 pairs of endplates (C2-T1)
2.2 全頸椎有限元模型的運算與驗證
2.2.1 模型的運算結果
采用有限元軟件Abaqus 6.12-1進行運算：在1.5 Nm扭矩下頸椎模型分別模擬前屈、后伸、左右側屈和軸向旋轉的6種工況。圖像左側彩虹條圖為von Mises等效應力變化數值(分為24級，范圍：0~1.598×102)，左下方為三維坐標信息，下部為模型信息) (見圖 2)。
圖2
頸椎在1.5 Nm扭矩下6個自由度方向活動度的von Mises應力(單位：MPa)
(a)前屈活動：59.9°； (b)后伸活動：43.8°； (c)左側彎活動：40.2°； (d)右側彎活動：38.6°； (e)左旋活動：59.5°； (f)右旋活動：57.5°
Figure2. von Mises stress of cervical spine movements in 6 degrees of freedom unde 1.5 Nm moment (Unit: MPa)(a) flexion: 59.9°; (b) extension: 43.8°; (c) leftbending: 40.2°; (d) rightbending: 38.6°; (e) lefttorsion: 59.5°; (f) righttorsion: 57.5
2.2.2 有效性驗證
通過測算模型的ROM與文獻結果進行對比。ROM計算方法：屈伸和側屈：測量各椎體上切跡斜率，計算各椎體活動角度，獲得相鄰椎體活動角度差；旋轉：將棘突與椎體后緣中點連線，計算各椎體旋轉活動角度。相同設置下模型ROM與文獻[19]、[9]的數據比較，如圖 3、4所示。
由圖 3可見，兩個模型在各活動度中C0~C2的ROM角度差異較大，C2~C3、C3~C4、C4~C5、C5~C6差異較小，C7~T1未比較。
由圖 4可見，兩個模型在屈伸和側彎活動中C0~C2，旋轉的C1~C2的ROM角度無明顯差異，旋轉時C0~C1略有差別。
3 討論
本研究根據受試者CT數據經MIMICS13.1、Hypermesh11.0、Abaqus 6.12-1等有限元軟件依次創建、預處理、運算和分析，建立了一個解剖精細、驗證可靠(經文獻驗證)的非線性全頸椎有限元模型。模型在解剖上包括全部椎體、椎間盤、終板、小關節軟骨和主要韌帶，較完整地涵蓋了頸椎生理結構；材料上涉及多種材料，物理屬性參照人體標本，較全面地反映了頸椎的真實狀態；功能上能模擬人體正常生理活動。
結果顯示，枕骨髁是頸椎活動時的上頸椎的應力集中點；齒狀突與其前部的C1前弓和后部的橫韌帶的相互支持作用提供了C1~C2主要穩定性，這與文獻[9]結果一致，也符合體外實驗結果[20]。中下段頸椎的應力集中點大部分為活動方向對側的椎弓根和小關節突，其中C4左側下關節突在后伸及左右側彎時應力異常集中，可能提示受試者存在潛在病理狀態。模型各節段的ROM與文獻[19]建立的C0~C7模型相似度較高，變化趨勢一致，但C0~C2節段ROM相對略小，這可能與文獻采用的頸椎標本節段有關，C0~C2部位軟組織結構復雜，體內試驗中軟組織在解凍液體作用下，產生更大活動度。因此，本模型C0~C2節段與同為非線性模型的文獻[9]的結果更為接近。
有限元技術在現代骨科生物力學分析中獲得了不斷進展，但在中醫骨傷科學領域尚有很大進步空間。例如，常用于治療脊柱慢性筋骨病損的矯正“骨錯縫”手法等，雖然具有明顯的臨床優勢[21-22]，但由于生物力學理論薄弱，其安全性及其作用機制受到一定程度的質疑[23-24]。現代生物力學原理和醫學圖像三維有限元分析的結合，可以較全面地反映頸椎及相關病理狀態下的生物力學特性。這些基礎研究數據可能為手法診治的定位定量分析，關鍵技術規范、治療方案優化和手法安全性的提高提供重要的試驗依據[25]。本研究參照文獻設置，分別對模型施加1.0 Nm和1.5 Nm兩種低扭矩載荷模仿生理活動，基本可以滿足頸椎相關疾病及中醫骨傷手法診治的生物力學研究需要。
雖然理論上的有限元模型能夠模擬脊柱的多種物理狀態，但實際應用還需要謹慎對待下列問題：① 根據研究目的建立模型:頸椎周圍的肌肉、韌帶、椎間盤和椎體理化成分復雜，組織特性非均一性，而且肌肉體外實驗數據較為少見[26]，完全模仿真實頸椎目前難以實現。因此，研究者需要根據不同目的進行假設、調制、簡化組建模式，建立一個設計合理且符合實際需要的力學模型。② 頸部血管與血流研究:頸部血管是頸椎重要組成部分，通過骨組織、椎間盤、韌帶和血管以及血流的真實動態模擬，分析外力對頸椎結構內部力學效應對血管壁與血流之間的影響，可以準確地展現頸椎血管相關疾病的生物力學特征[27]。因此，動脈血管與周圍組織相互作用的流固耦合分析可能是未來有限元模型的研究方向之一。
引言
頸椎是整個脊柱最容易發生損傷的區域，多根重要神經和血管經頸椎穿行至顱，頸椎區域一旦受損，危害極大，甚至威脅生命，因此選擇合適的脊柱生物力學模型是探索脊柱損傷診斷和治療機制的重要途徑[1-3]。不同種類的模型中，計算機模型可同時反映外部運動行為和內部力學響應，獲得體內或體外實驗研究難以實現或精確測量的結果，也可進一步為研究提供指導性建議[4]。
目前頸椎有限元模型大致分為動態模型和靜態模型兩類[5]，前者主要側重于多個椎體在載荷下總體反應的有效預測，為了減少計算時間，該類模型的幾何圖像、連接重建和材料分配等常被簡化；后者更合適研究復雜載荷條件下內部應力、應變和其他生物力學反應，因此更為精細[6-7]。
以前的研究多集中在某個功能節段，并為其創建非線性模型，如寰枕復合體等[8-9]。本研究的目標則是通過高分辨率CT圖像改進幾何圖形準確性和材料屬性的精細分配，創建正常人非線性全頸椎(C0~T1)三維有限元模型。研究通過靜態加載生理載荷，模擬正常頸椎活動(前屈、后伸、左右側彎和左右旋轉)，測量相鄰椎體間的相對活動度(range of motion,ROM)，建立經驗證后確定可靠的頸椎有限元模型，為深入了解頸椎及其相關疾病生物力學機制提供理想的理論研究平臺。
1 材料與方法
1.1 樣本采集
招募1例健康志愿者(女性，46歲，身高165 cm，體重63 kg)，問診無癥狀主訴，動靜態觸診及X線檢查排除頸椎明顯退變、脊柱感染、骨折、腫瘤、結核、嚴重脊柱畸形、嚴重骨質疏松、強直性脊柱炎、Paget病和頸椎外創史等情況。自愿參加本研究，簽署知情同意書。中國注冊臨床試驗倫理審查委員會批準號：(ChiECRCT-2013009)。
1.2 數據獲取
上海中醫藥大學附屬曙光醫院放射科提供的GE Light Speed VCT 64層螺旋CT掃描及斷層圖像灰度處理。受試者仰臥位，頸肩背部自然放松，保持掃描斷面與身體垂直。掃描枕骨底C0上2 mm至T1下2 mm獲得體層圖像。條件：140 kV，200 mA，層厚0.625 mm。分辨率512×512像素，獲得385幅二維斷層圖像，調整圖像灰度級對比度。
1.3 初步固體模型建立
首先將受試者CT數據導入比利時Materialise公司的交互式醫學影像控制系統(MIMICS13.1軟件)，基于閾值分析進行邊界拾取，閾值界定為226~3 071 Hu。經區域增長、編輯蒙罩、腔隙填補、邊界劃分等功能進行分割、修補，以清晰顯示各骨骼，計算生成頸椎3D模型，即三角網格模型，以.stl格式數據保存；將其導入逆向工程軟件Geomagic8.0軟件，經點階段、多邊形階段、成形階段，對圖像進行修補、去噪、鋪面處理，轉化為NURBS曲面模型。
1.4 劃分網格
曲面模型導入有限元前處理軟件Hypermesh11.0，經拓撲分區及網格劃分，將網格質量Jacobian比控制在0.6以上。皮質骨采用平均厚度為1 mm的C3D6單元，松質骨采用C3D4單元，小關節軟骨和終板采用0.1 mm的C3D6單元。椎間盤(含髓核和纖維環)采用增強沙漏控制的C3D8R單元，忽略骨髓影響。所有關節(寰枕關節、寰樞關節、寰椎前弓和齒狀突關節、齒狀突與橫韌帶關節以及小關節突關節)的關節面均定義為滑動接觸關系，摩擦系數為0.1。
橫韌帶采用M3D4R單元，厚度為0.5 mm；其余韌帶采用SPRINGA彈簧單元。根據文獻資料[10-11]，設置12種關鍵韌帶起止點：包括寰枕前膜(anterior atlanto-occipital membrane,AAOM)、寰枕后膜(posterior atlanto-occipital membrane,PAOM)、十字韌帶垂直部(cruciate ligamentum vertical portion,CLV)、齒突尖韌帶(alar ligament,AP)、翼狀韌帶(apical ligament,AL)、覆膜(membranae tectoria,TM)、前縱韌帶(ligamenta longitudinale anterius,ALL)、后縱韌帶(ligamenta longitudinale posterius,PLL)、黃韌帶(ligamentum Flavum,FL)、關節囊韌帶(capsular ligament,CL)、棘突間韌帶(interspinous ligament,ISL)、棘上韌帶(supraspinal ligament,SSL)。除橫韌帶(ligamentum transversum,TL)外，所有韌帶模型采用非線性面面通用接觸關系模擬關節間的相互作用。
1.5 材料賦值
骨骼(皮質骨、松質骨)、終板和TL采用黏彈性材料。椎間盤(髓核、纖維環)和小關節面軟骨采用不可壓縮的超彈材料。各材料基于應變能理論Mooney-Rivilin超彈性材料公式進行運算：W=C10(I1－3)+C01(I2－3)+1/d(J－2)2(其中C10、C01為材料常數，I1、I2為應力張量的第1、第2不變量)。本研究不涉及椎間盤內部應力應變運算，故忽略膠原纖維的影響。各組織結構的材料屬性(密度、彈性模量和泊松比)參數依據參考文獻設置[5, 12-17]。
韌帶(除TL)采用彈塑性材料，忽略材料塑性區和破壞區，中性區采用拋物線方程擬合，直線段采用線性方程擬合，中性區終點(dn,fn)和失效點定義彈性區的斜率為(df,ff) [12]。預設中性區為失效變形公式：dn/df=1/3；中性區高度為失效載荷公式：fn/ff=1/10。韌帶設置參數依據參考文獻設置[18-19]。
1.6 載荷與邊界條件設置
根據研究目的，約束T1下面的6個自由度作為邊界條件。在顱底旋轉軸上方選擇一參考點，建立C0上表面所有單元節點與此參考點的Distribution Coupling(參考點上的受力情況會換算成均布載荷施加于C0所有的從節點上)。對參考點施加純扭矩，活動方向參考x、y、z全局坐標(x-y平面為水平面、x-z平面為冠狀面、y-z平面為矢狀面)，屈伸方向與冠狀面平行，旋轉方向參考頸曲切線方向，側彎時垂直于頸曲切線方向并與矢狀面平行。
2 結果
2.1 非線性全頸椎(C0~T1)有限元模型
本模型共包含171 433個節點，563 879個單元，77個組件，5種單元類型，8種材料，27種材料屬性。模型清晰完整地從不同角度觀察椎體解剖結構，能多彩色、透明或任意組合顯示，較真實地反映出各結構空間位置關系；體網格形狀規整，整體分布合理，結構清楚 (見圖 1)。
圖1
非線性全頸椎(C0~T1)有限元模型
(a)全頸椎(C0~T1)椎體及椎間盤模型； (b)頸椎關鍵韌帶； (c)橫韌帶、小關節軟骨和終板
Figure1. Non-linear FE model of cervical spine (C0-T1)(a) Features of the finite element model of the lower part of the occipital (C0) and 8 vertebrae (C1-T1) and 6 intervertebral discs (C2-T1); (b) Features of the finite element model of 12 major ligaments； (c) Features of the finite element model of TL and 16 pairs of facet joint cartilages (C0-T1) and 6 pairs of endplates (C2-T1)
2.2 全頸椎有限元模型的運算與驗證
2.2.1 模型的運算結果
采用有限元軟件Abaqus 6.12-1進行運算：在1.5 Nm扭矩下頸椎模型分別模擬前屈、后伸、左右側屈和軸向旋轉的6種工況。圖像左側彩虹條圖為von Mises等效應力變化數值(分為24級，范圍：0~1.598×102)，左下方為三維坐標信息，下部為模型信息) (見圖 2)。
圖2
頸椎在1.5 Nm扭矩下6個自由度方向活動度的von Mises應力(單位：MPa)
(a)前屈活動：59.9°； (b)后伸活動：43.8°； (c)左側彎活動：40.2°； (d)右側彎活動：38.6°； (e)左旋活動：59.5°； (f)右旋活動：57.5°
Figure2. von Mises stress of cervical spine movements in 6 degrees of freedom unde 1.5 Nm moment (Unit: MPa)(a) flexion: 59.9°; (b) extension: 43.8°; (c) leftbending: 40.2°; (d) rightbending: 38.6°; (e) lefttorsion: 59.5°; (f) righttorsion: 57.5
2.2.2 有效性驗證
通過測算模型的ROM與文獻結果進行對比。ROM計算方法：屈伸和側屈：測量各椎體上切跡斜率，計算各椎體活動角度，獲得相鄰椎體活動角度差；旋轉：將棘突與椎體后緣中點連線，計算各椎體旋轉活動角度。相同設置下模型ROM與文獻[19]、[9]的數據比較，如圖 3、4所示。
由圖 3可見，兩個模型在各活動度中C0~C2的ROM角度差異較大，C2~C3、C3~C4、C4~C5、C5~C6差異較小，C7~T1未比較。
由圖 4可見，兩個模型在屈伸和側彎活動中C0~C2，旋轉的C1~C2的ROM角度無明顯差異，旋轉時C0~C1略有差別。
3 討論
本研究根據受試者CT數據經MIMICS13.1、Hypermesh11.0、Abaqus 6.12-1等有限元軟件依次創建、預處理、運算和分析，建立了一個解剖精細、驗證可靠(經文獻驗證)的非線性全頸椎有限元模型。模型在解剖上包括全部椎體、椎間盤、終板、小關節軟骨和主要韌帶，較完整地涵蓋了頸椎生理結構；材料上涉及多種材料，物理屬性參照人體標本，較全面地反映了頸椎的真實狀態；功能上能模擬人體正常生理活動。
結果顯示，枕骨髁是頸椎活動時的上頸椎的應力集中點；齒狀突與其前部的C1前弓和后部的橫韌帶的相互支持作用提供了C1~C2主要穩定性，這與文獻[9]結果一致，也符合體外實驗結果[20]。中下段頸椎的應力集中點大部分為活動方向對側的椎弓根和小關節突，其中C4左側下關節突在后伸及左右側彎時應力異常集中，可能提示受試者存在潛在病理狀態。模型各節段的ROM與文獻[19]建立的C0~C7模型相似度較高，變化趨勢一致，但C0~C2節段ROM相對略小，這可能與文獻采用的頸椎標本節段有關，C0~C2部位軟組織結構復雜，體內試驗中軟組織在解凍液體作用下，產生更大活動度。因此，本模型C0~C2節段與同為非線性模型的文獻[9]的結果更為接近。
有限元技術在現代骨科生物力學分析中獲得了不斷進展，但在中醫骨傷科學領域尚有很大進步空間。例如，常用于治療脊柱慢性筋骨病損的矯正“骨錯縫”手法等，雖然具有明顯的臨床優勢[21-22]，但由于生物力學理論薄弱，其安全性及其作用機制受到一定程度的質疑[23-24]。現代生物力學原理和醫學圖像三維有限元分析的結合，可以較全面地反映頸椎及相關病理狀態下的生物力學特性。這些基礎研究數據可能為手法診治的定位定量分析，關鍵技術規范、治療方案優化和手法安全性的提高提供重要的試驗依據[25]。本研究參照文獻設置，分別對模型施加1.0 Nm和1.5 Nm兩種低扭矩載荷模仿生理活動，基本可以滿足頸椎相關疾病及中醫骨傷手法診治的生物力學研究需要。
雖然理論上的有限元模型能夠模擬脊柱的多種物理狀態，但實際應用還需要謹慎對待下列問題：① 根據研究目的建立模型:頸椎周圍的肌肉、韌帶、椎間盤和椎體理化成分復雜，組織特性非均一性，而且肌肉體外實驗數據較為少見[26]，完全模仿真實頸椎目前難以實現。因此，研究者需要根據不同目的進行假設、調制、簡化組建模式，建立一個設計合理且符合實際需要的力學模型。② 頸部血管與血流研究:頸部血管是頸椎重要組成部分，通過骨組織、椎間盤、韌帶和血管以及血流的真實動態模擬，分析外力對頸椎結構內部力學效應對血管壁與血流之間的影響，可以準確地展現頸椎血管相關疾病的生物力學特征[27]。因此，動脈血管與周圍組織相互作用的流固耦合分析可能是未來有限元模型的研究方向之一。
