男性原發性膀胱頸梗阻發病率高，而現有尿動力學檢查方法具有侵入性，且易造成誤診或漏診。因此為構建男性下尿路非侵入式生物力學檢測系統，本文基于正常男性下尿路火棉膠切片圖像構建出下尿路有限元模型，并模擬真實排尿環境，進行流固耦合仿真分析。通過對比下尿路臨床試驗數據與仿真結果，驗證了下尿路有限元模型的有效性。本文進一步對下尿路變形、應力與尿流速率等參數進行了分析，結果表明正常男性下尿路模型中膜部括約肌處米塞斯應力與壁面切應力均達到峰值，并且與膀胱壓力曲線的峰值在時間上有 1 s 左右的尿流延遲，模型還原度良好。本文的研究結果為進一步開展對下尿路梗阻模型膀胱壓、尿流率等尿動力學的響應機理研究奠定了基礎，可為非侵入式生物力學檢測系統的研發提供理論依據。
引用本文： 周勁松, 王芳, 張建國, 翟麗東, 周欒, 潘奎. 基于火棉膠切片圖像的男性下尿路有限元分析. 生物醫學工程學雜志, 2018, 35(4): 592-597. doi: 10.7507/1001-5515.201708008 復制
引言
膀胱出口梗阻（bladder outlet obstruction，BOO）是由前列腺增生及膀胱出口攣縮等引起的膀胱排尿功能障礙疾病，主要表現為排尿時某一部位未完全開放或不能開放引起尿道狹窄導致的排尿受阻，還可因長期尿潴留導致上尿路積水和腎功能損害[1-2]。調查顯示，良性前列腺增生（benign prostatic hyperplasia，BPH）已成為中老年男性人群的高發疾病，60 歲人群發病率大于 50%，到 80 歲時發病率則高達 83%[3]。目前診斷 BOO 公認最可靠的方法為壓力—流率尿動力學檢查，即同時測定膀胱內壓與尿流率，該檢查方法可避免單純測定尿流率時逼尿肌收縮功能障礙對 BOO 程度評估的影響。然而壓力—流率尿動力學測定具有侵入性，測量時需要用膀胱內置管測壓，可能會導致患者下尿路感染，并且該方法易造成漏診或誤診。而目前，非侵入式的檢查方法有國際前列腺癥狀評分、殘余尿量測定、前列腺特異性抗原檢測和基于超聲的評價指標檢測等。但是以上方法無論是單獨還是聯合實施，診斷的結果均不理想，受個體敏感性和特異性的影響較大。
有限元仿真技術的出現為下尿路非侵入式檢測提供了新的思路。Kren 等[4]運用有限元方法建立出男性膀胱與尿道簡化三維模型，并提出一種新的耦合迭代方法。Zheng 等[5]基于核磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）對男性下尿路進行了重建，發現前列腺突入膀胱程度（intravesical prostatic protrusion，IPP）能夠預測患者下尿路癥狀的嚴重程度。楊曉云等[6]構建了女性壓力性尿失禁患者下尿路三維模型，發現此模型能夠用于評價手術療效和優化手術方案。
現階段下尿路仿真模型多借助電子計算機斷層掃描（computed tomography，CT）與 MRI 等圖像建立，斷層圖像的空間分辨率有限或對比度不足，不能精準地反映出下尿路的組織結構。而利用火棉膠熔點低、具有較大韌性的特點制作的火棉膠切片能夠避免人體組織收縮、變脆以及破裂，因此能夠獲得結構組織較為完整的精細切片。Zhai 等[7]對男性盆腔組織的整體進行連續包埋切片，發現成年男性橫紋括約肌膜部呈閉合環形，并進一步對男性尿道括約肌重新進行了定義。
為了探索下尿路模型與膀胱壓、尿流率等尿動力學參數的相互作用方式，觀察組織變形與應力分布規律，本文基于人體火棉膠切片構建了正常男性下尿路有限元模型，對其進行了流固耦合仿真分析，通過尿道壓力分布曲線驗證了模型有效性，并對下尿路壓力、變形和應力等相關參數的分布規律進行了分析。結果表明，基于火棉膠切片建立的下尿路模型還原度良好，后期可應用于建立其它下尿路梗阻模型，研究其膀胱壓、尿流率等動力學參數的影響機制，并為非侵入式尿動力學檢測技術的研發提供理論依據。
1 材料與方法
1.1 模型原始數據
本文的模型原始數據來源于由正常男性（40～50 歲）盆腔標本制作的火棉膠連續包埋切片，切片圖像由天津醫科大學人體解剖學與組織胚胎學系提供。所用尸體標本為捐獻遺體，簽有捐獻協議。火棉膠切片沿人體矢狀面方向，切片厚度約為 400 μm。
1.2 有限元模型
在醫學影像軟件 Mimics（Materialise Inc.，比利時）中提取出膀胱、前列腺和尿道膜部括約肌等器官組織，得到初步幾何模型。再將模型導入逆向工程軟件 Geomagic Studio（Geomagic Inc.，美國）中進行去噪、光順等處理。最后在有限元分析軟件 ANSYS Workbench（ANSYS Inc.，美國）中對膀胱、前列腺等幾何模型進行裝配，得到完整的男性下尿路有限元模型如圖 1 所示。
圖1
下尿路模型示意圖
Figure1.
The model of the lower urinary tract
考慮到尿液與尿道、膀胱等的相互作用，本文采用雙向流固耦合仿真計算。下尿路模型可分為流體域與固體域兩部分，固體域即膀胱、前列腺、尿道膜部括約肌和尿道，流體域為填充于膀胱和尿道內的尿液。為簡化計算，將固體域定義為各向同性且無滲漏的線彈性材料，各器官組織材料參數如表 1 所示。
表1
下尿路模型各器官組織材料參數
Table1.
Material parameter of lower urinary tract organs
計算時將尿液即流體域部分視為牛頓流體，Aenis 等[13]研究表明，在管道直徑大于 0.5 mm 時，用牛頓流體替代非牛頓流體引起的誤差小于 2%，對流場造成的差別很小。尿液密度為 1 020 kg/m3，動力粘度為 0.71 × 10–3 Pa·s，比熱容為 4 200 J/（kg·K），流場溫度為 310.5 K[14]。
1.3 邊界與載荷
人體膀胱前端靠恥骨聯合支撐，前列腺后端則緊貼直腸[15]，將下尿路模型邊界條件簡化為如圖 2 所示的恥骨聯合處與直腸處兩個完全約束的節點集。
圖2
下尿路約束節點集
Figure2.
Constrained set of nodes in lower urinary tract
膀胱壓力參考 Korkmaz 等[16]測得的人體排尿期膀胱壓力值，得到排尿期膀胱壓力曲線如圖 3 所示。其中 T1 階段為排尿期逼尿肌施壓引起膀胱壓力快速上升；T2 階段為穩定期，膀胱壓力處于峰值；T3 階段則是隨著尿液的排出，腹壓和逼尿肌壓不斷降低，膀胱壓力開始下降。
圖3
排尿期膀胱壓力曲線
Figure3.
Pressure curves during voiding
1.4 控制方程
本研究中將尿液視為不可壓縮的牛頓流體，流體在流動時需滿足質量、動量、能量三大守恒定律，下尿路中尿液流動的連續方程，如式（1）所示：
 |
質量方程，如式（2）所示：
 |
動量方程，如式（3）所示：
 |
應力方程，如式（4）所示：
 |
 |
式中：u 是速度矢量；ux、uy、uz 分別為三個方向的速度分量；t 為時間；ug 是壁面位移的速度；p 為壓力；
為尿液密度；T 為應力張量；
為切應力；η 為尿液粘度。
固體域模型控制方程可表達為
 |
式中：Ms 為質量矩陣；Cs 為阻尼矩陣；Ks 為剛度矩陣；r 為固體的位移；τs 為固體受到的應力。
2 下尿路仿真結果
仿真計算結束后，由尿道出口監控點得知下尿路在 4 s 時達到最大尿流率，此時在人體正中矢狀面上提取出下尿路流體域速率圖和尿道內壁面切應力云圖，如圖 4 所示。由下尿路流體的速率分布可知，尿液在尿道膜部括約肌和尿道出口兩個狹窄處速率較大。再結合壁面切應力云圖可知，尿道狹窄區域的尿液速率與壁面切應力均出現顯著上升。
圖4
下尿路速率圖與尿道內壁面切應力云圖
Figure4.
The velocity and wall shear stress distribution of lower urinary tract
如圖 5 所示，為下尿路固體域變形和米塞斯應力分布云圖，從圖中可看出尿道最大變形處在尿道膜部括約肌和尿道出口之間，而膀胱出口和尿道膜部括約肌之間的尿道則變形較小；再由米塞斯應力分布云圖可知，在尿道膜部括約肌附近米塞斯應力達到峰值，為 13.77 kPa。
圖5
下尿路總變形云圖與米塞斯應力分布云圖
Figure5.
Total mesh displacement and Von Mises stress distribution of the lower urinary tract
為了更加詳細地觀察尿道米塞斯應力的變化趨勢，在人體正中矢狀面沿尿道前壁面與后壁面選取若干觀察點，每間隔 2 s 提取出一次尿道兩側的應力值，并分別從尿道位置和時間域上對應力進行分析，得到米塞斯應力與時間、位置相關分布曲線如圖 6 所示。
圖6
米塞斯應力與時間、位置相關分布曲線
Figure6.
Von mises stress distribution curve related to time and position
從圖 6 前后壁面位置—米塞斯應力曲線可知，膀胱頸與尿道膜部括約肌這兩個部位的米塞斯應力值最大值均達到 10 kPa 以上，并且在膀胱頸、尿道膜部括約肌和尿道出口這三個狹窄處應力變動較為劇烈，尤其在尿道膜部括約肌處，最大應力差可達 9.7 kPa。再由圖 6 前后壁面時間—米塞斯應力曲線中可以看出，下尿路米塞斯應力曲線與圖 3 中排尿期膀胱壓力曲線變化趨勢一致。在研究應力出現峰值的時間時發現，圖 6 中應力曲線的應力峰值出現在 6 s 時，而對應圖 3 的排尿期膀胱壓力曲線的峰值出現在 T2 期的 4～5 s，二者峰值的出現時間相差 1 s 左右，即排尿過程中存在尿流延遲。
此外，排尿期尿道壓力分布曲線如圖 7 所示。從圖中可看出，尿道壓力在膀胱頸和尿道膜部括約肌兩處出現下降，其它區域的壓力曲線走勢均較為平穩，這和正常人體的尿道壓力分布曲線相一致[17]。
圖7
排尿期尿道壓力分布曲線
Figure7.
Urethral pressure distribution curve during voiding
3 討論
在使用有限元模型對人體下尿路做仿真研究時，本課題組發現，現有下尿路有限元模型多是基于主觀或借助 CT、MRI 等技術所采集的臨床圖像建立起來的，模型存在組織紋理模糊、模型還原度低等問題。本文通過火棉膠切片圖像建立出的下尿路模型同時包含膀胱、前列腺、尿道膜部括約肌與尿道，模型完整并且精度較高。為了模擬真實人體環境，本文對各器官組織賦予不同材料屬性，并應用排尿期膀胱壓力曲線，最后再對下尿路模型進行雙向流固耦合仿真計算。
對仿真結果進行分析發現，尿道膜部括約肌和尿道出口之間最大變形可達 0.33 mm，而位于膀胱出口和尿道膜部括約肌之間的尿道變形量均小于 0.03 mm，推測是由于這一區域的尿道被前列腺環繞，受到約束較大。從尿流速率云圖與尿道壁面切應力云圖可看出尿道膜部括約肌處尿流速率從 0.1 m/s 急劇上升到 4.33 m/s，并且切應力也達到最大值。流體力學中粘性力即切應力的特性可以解釋這一現象：尿道中流體運動速率上升，流體之間的相互作用增強，繼而引發這一區域切應力增大。
當以尿道位置為自變量，對人體正中矢狀面提取出的尿道前后端米塞斯應力數值進行分析發現，膀胱頸與尿道膜部括約肌兩處所受應力較大，并存在較大的應力差，即這兩處在排尿過程中承受較大的負荷，括約肌有發生肌肉松弛的風險。當以排尿時間為自變量分析時，發現尿道米塞斯應力曲線的峰值與膀胱壓力曲線的峰值在時間上有 1 s 左右的尿流延遲，與臨床研究中的相關結論相符[18]。
4 結論
本文基于男性盆腔組織火棉膠切片圖像構建出正常男性下尿路有限元模型，并進行了雙向流固耦合仿真計算。對仿真結果進行分析后發現尿道局部應力出現急劇上升，闡釋了中老年人群易發生下尿路括約肌松弛的原因。在時間域上對米塞斯應力進行分析時，又發現米塞斯應力曲線的峰值與膀胱壓力曲線的峰值存在時間上的延遲，與臨床結論相符。下尿路模型參數與臨床數據相吻合，模型還原度良好。本文探索出一種新的人體下尿路有限元模型建模方法，并奠定了對進一步開展下尿路相關梗阻模型的膀胱壓、尿流率等尿動力學參數的響應機理研究基礎，可為非侵入式尿動力學檢測技術的研發提供理論依據。
引言
膀胱出口梗阻（bladder outlet obstruction，BOO）是由前列腺增生及膀胱出口攣縮等引起的膀胱排尿功能障礙疾病，主要表現為排尿時某一部位未完全開放或不能開放引起尿道狹窄導致的排尿受阻，還可因長期尿潴留導致上尿路積水和腎功能損害[1-2]。調查顯示，良性前列腺增生（benign prostatic hyperplasia，BPH）已成為中老年男性人群的高發疾病，60 歲人群發病率大于 50%，到 80 歲時發病率則高達 83%[3]。目前診斷 BOO 公認最可靠的方法為壓力—流率尿動力學檢查，即同時測定膀胱內壓與尿流率，該檢查方法可避免單純測定尿流率時逼尿肌收縮功能障礙對 BOO 程度評估的影響。然而壓力—流率尿動力學測定具有侵入性，測量時需要用膀胱內置管測壓，可能會導致患者下尿路感染，并且該方法易造成漏診或誤診。而目前，非侵入式的檢查方法有國際前列腺癥狀評分、殘余尿量測定、前列腺特異性抗原檢測和基于超聲的評價指標檢測等。但是以上方法無論是單獨還是聯合實施，診斷的結果均不理想，受個體敏感性和特異性的影響較大。
有限元仿真技術的出現為下尿路非侵入式檢測提供了新的思路。Kren 等[4]運用有限元方法建立出男性膀胱與尿道簡化三維模型，并提出一種新的耦合迭代方法。Zheng 等[5]基于核磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）對男性下尿路進行了重建，發現前列腺突入膀胱程度（intravesical prostatic protrusion，IPP）能夠預測患者下尿路癥狀的嚴重程度。楊曉云等[6]構建了女性壓力性尿失禁患者下尿路三維模型，發現此模型能夠用于評價手術療效和優化手術方案。
現階段下尿路仿真模型多借助電子計算機斷層掃描（computed tomography，CT）與 MRI 等圖像建立，斷層圖像的空間分辨率有限或對比度不足，不能精準地反映出下尿路的組織結構。而利用火棉膠熔點低、具有較大韌性的特點制作的火棉膠切片能夠避免人體組織收縮、變脆以及破裂，因此能夠獲得結構組織較為完整的精細切片。Zhai 等[7]對男性盆腔組織的整體進行連續包埋切片，發現成年男性橫紋括約肌膜部呈閉合環形，并進一步對男性尿道括約肌重新進行了定義。
為了探索下尿路模型與膀胱壓、尿流率等尿動力學參數的相互作用方式，觀察組織變形與應力分布規律，本文基于人體火棉膠切片構建了正常男性下尿路有限元模型，對其進行了流固耦合仿真分析，通過尿道壓力分布曲線驗證了模型有效性，并對下尿路壓力、變形和應力等相關參數的分布規律進行了分析。結果表明，基于火棉膠切片建立的下尿路模型還原度良好，后期可應用于建立其它下尿路梗阻模型，研究其膀胱壓、尿流率等動力學參數的影響機制，并為非侵入式尿動力學檢測技術的研發提供理論依據。
1 材料與方法
1.1 模型原始數據
本文的模型原始數據來源于由正常男性（40～50 歲）盆腔標本制作的火棉膠連續包埋切片，切片圖像由天津醫科大學人體解剖學與組織胚胎學系提供。所用尸體標本為捐獻遺體，簽有捐獻協議。火棉膠切片沿人體矢狀面方向，切片厚度約為 400 μm。
1.2 有限元模型
在醫學影像軟件 Mimics（Materialise Inc.，比利時）中提取出膀胱、前列腺和尿道膜部括約肌等器官組織，得到初步幾何模型。再將模型導入逆向工程軟件 Geomagic Studio（Geomagic Inc.，美國）中進行去噪、光順等處理。最后在有限元分析軟件 ANSYS Workbench（ANSYS Inc.，美國）中對膀胱、前列腺等幾何模型進行裝配，得到完整的男性下尿路有限元模型如圖 1 所示。
圖1
下尿路模型示意圖
Figure1.
The model of the lower urinary tract
考慮到尿液與尿道、膀胱等的相互作用，本文采用雙向流固耦合仿真計算。下尿路模型可分為流體域與固體域兩部分，固體域即膀胱、前列腺、尿道膜部括約肌和尿道，流體域為填充于膀胱和尿道內的尿液。為簡化計算，將固體域定義為各向同性且無滲漏的線彈性材料，各器官組織材料參數如表 1 所示。
表1
下尿路模型各器官組織材料參數
Table1.
Material parameter of lower urinary tract organs
計算時將尿液即流體域部分視為牛頓流體，Aenis 等[13]研究表明，在管道直徑大于 0.5 mm 時，用牛頓流體替代非牛頓流體引起的誤差小于 2%，對流場造成的差別很小。尿液密度為 1 020 kg/m3，動力粘度為 0.71 × 10–3 Pa·s，比熱容為 4 200 J/（kg·K），流場溫度為 310.5 K[14]。
1.3 邊界與載荷
人體膀胱前端靠恥骨聯合支撐，前列腺后端則緊貼直腸[15]，將下尿路模型邊界條件簡化為如圖 2 所示的恥骨聯合處與直腸處兩個完全約束的節點集。
圖2
下尿路約束節點集
Figure2.
Constrained set of nodes in lower urinary tract
膀胱壓力參考 Korkmaz 等[16]測得的人體排尿期膀胱壓力值，得到排尿期膀胱壓力曲線如圖 3 所示。其中 T1 階段為排尿期逼尿肌施壓引起膀胱壓力快速上升；T2 階段為穩定期，膀胱壓力處于峰值；T3 階段則是隨著尿液的排出，腹壓和逼尿肌壓不斷降低，膀胱壓力開始下降。
圖3
排尿期膀胱壓力曲線
Figure3.
Pressure curves during voiding
1.4 控制方程
本研究中將尿液視為不可壓縮的牛頓流體，流體在流動時需滿足質量、動量、能量三大守恒定律，下尿路中尿液流動的連續方程，如式（1）所示：
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質量方程，如式（2）所示：
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動量方程，如式（3）所示：
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應力方程，如式（4）所示：
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式中：u 是速度矢量；ux、uy、uz 分別為三個方向的速度分量；t 為時間；ug 是壁面位移的速度；p 為壓力；
為尿液密度；T 為應力張量；
為切應力；η 為尿液粘度。
固體域模型控制方程可表達為
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式中：Ms 為質量矩陣；Cs 為阻尼矩陣；Ks 為剛度矩陣；r 為固體的位移；τs 為固體受到的應力。
2 下尿路仿真結果
仿真計算結束后，由尿道出口監控點得知下尿路在 4 s 時達到最大尿流率，此時在人體正中矢狀面上提取出下尿路流體域速率圖和尿道內壁面切應力云圖，如圖 4 所示。由下尿路流體的速率分布可知，尿液在尿道膜部括約肌和尿道出口兩個狹窄處速率較大。再結合壁面切應力云圖可知，尿道狹窄區域的尿液速率與壁面切應力均出現顯著上升。
圖4
下尿路速率圖與尿道內壁面切應力云圖
Figure4.
The velocity and wall shear stress distribution of lower urinary tract
如圖 5 所示，為下尿路固體域變形和米塞斯應力分布云圖，從圖中可看出尿道最大變形處在尿道膜部括約肌和尿道出口之間，而膀胱出口和尿道膜部括約肌之間的尿道則變形較小；再由米塞斯應力分布云圖可知，在尿道膜部括約肌附近米塞斯應力達到峰值，為 13.77 kPa。
圖5
下尿路總變形云圖與米塞斯應力分布云圖
Figure5.
Total mesh displacement and Von Mises stress distribution of the lower urinary tract
為了更加詳細地觀察尿道米塞斯應力的變化趨勢，在人體正中矢狀面沿尿道前壁面與后壁面選取若干觀察點，每間隔 2 s 提取出一次尿道兩側的應力值，并分別從尿道位置和時間域上對應力進行分析，得到米塞斯應力與時間、位置相關分布曲線如圖 6 所示。
圖6
米塞斯應力與時間、位置相關分布曲線
Figure6.
Von mises stress distribution curve related to time and position
從圖 6 前后壁面位置—米塞斯應力曲線可知，膀胱頸與尿道膜部括約肌這兩個部位的米塞斯應力值最大值均達到 10 kPa 以上，并且在膀胱頸、尿道膜部括約肌和尿道出口這三個狹窄處應力變動較為劇烈，尤其在尿道膜部括約肌處，最大應力差可達 9.7 kPa。再由圖 6 前后壁面時間—米塞斯應力曲線中可以看出，下尿路米塞斯應力曲線與圖 3 中排尿期膀胱壓力曲線變化趨勢一致。在研究應力出現峰值的時間時發現，圖 6 中應力曲線的應力峰值出現在 6 s 時，而對應圖 3 的排尿期膀胱壓力曲線的峰值出現在 T2 期的 4～5 s，二者峰值的出現時間相差 1 s 左右，即排尿過程中存在尿流延遲。
此外，排尿期尿道壓力分布曲線如圖 7 所示。從圖中可看出，尿道壓力在膀胱頸和尿道膜部括約肌兩處出現下降，其它區域的壓力曲線走勢均較為平穩，這和正常人體的尿道壓力分布曲線相一致[17]。
圖7
排尿期尿道壓力分布曲線
Figure7.
Urethral pressure distribution curve during voiding
3 討論
在使用有限元模型對人體下尿路做仿真研究時，本課題組發現，現有下尿路有限元模型多是基于主觀或借助 CT、MRI 等技術所采集的臨床圖像建立起來的，模型存在組織紋理模糊、模型還原度低等問題。本文通過火棉膠切片圖像建立出的下尿路模型同時包含膀胱、前列腺、尿道膜部括約肌與尿道，模型完整并且精度較高。為了模擬真實人體環境，本文對各器官組織賦予不同材料屬性，并應用排尿期膀胱壓力曲線，最后再對下尿路模型進行雙向流固耦合仿真計算。
對仿真結果進行分析發現，尿道膜部括約肌和尿道出口之間最大變形可達 0.33 mm，而位于膀胱出口和尿道膜部括約肌之間的尿道變形量均小于 0.03 mm，推測是由于這一區域的尿道被前列腺環繞，受到約束較大。從尿流速率云圖與尿道壁面切應力云圖可看出尿道膜部括約肌處尿流速率從 0.1 m/s 急劇上升到 4.33 m/s，并且切應力也達到最大值。流體力學中粘性力即切應力的特性可以解釋這一現象：尿道中流體運動速率上升，流體之間的相互作用增強，繼而引發這一區域切應力增大。
當以尿道位置為自變量，對人體正中矢狀面提取出的尿道前后端米塞斯應力數值進行分析發現，膀胱頸與尿道膜部括約肌兩處所受應力較大，并存在較大的應力差，即這兩處在排尿過程中承受較大的負荷，括約肌有發生肌肉松弛的風險。當以排尿時間為自變量分析時，發現尿道米塞斯應力曲線的峰值與膀胱壓力曲線的峰值在時間上有 1 s 左右的尿流延遲，與臨床研究中的相關結論相符[18]。
4 結論
本文基于男性盆腔組織火棉膠切片圖像構建出正常男性下尿路有限元模型，并進行了雙向流固耦合仿真計算。對仿真結果進行分析后發現尿道局部應力出現急劇上升，闡釋了中老年人群易發生下尿路括約肌松弛的原因。在時間域上對米塞斯應力進行分析時，又發現米塞斯應力曲線的峰值與膀胱壓力曲線的峰值存在時間上的延遲，與臨床結論相符。下尿路模型參數與臨床數據相吻合，模型還原度良好。本文探索出一種新的人體下尿路有限元模型建模方法，并奠定了對進一步開展下尿路相關梗阻模型的膀胱壓、尿流率等尿動力學參數的響應機理研究基礎，可為非侵入式尿動力學檢測技術的研發提供理論依據。
