力学等效软质仿真材料静态测试方法的研究

力学等效软质仿真材料静态测试方法的研究

摘要

生物力学等效仿真软质材料是研制各种动态仿真假人所急需的皮肤肌肉等效材料，要求其与真人的皮肤肌肉具有力学等效性及仿真性，包括硬度，弹性模量，阻尼，摩擦力等。动态仿真假人代替真人进行各种试验，进行人—机—环境能量传递及参数的检测是十分重要的，而对生物力学等效仿真软质材料测试方法和测试系统的研究又是保证等效仿真材料研制的必不可少的条件。目前国内力学参数的测试主要是指对硬性的金属材料的测试，或邵氏硬度较高的高分子聚合物的测试，对于象生物力学等效仿真软质材料(邵氏硬度小于7)等这类的软质材料的力学性能的测试存在试样制作困难，数据偏移大的问题，对其测试系统的研究尚未见报导。故研究生物力学等效仿真软质材料测试方法并建立起简便有效的测试系统不但对动态仿真假人的研制有着重大的意义，对于其他软质材料的力学等效性能的研究也有重要的参考价值。

本课题旨在分析设计微位移装置用以实现等应变静态测试系统，并对生物力学等效仿真软质材料进行加载-卸载过程的应力应变关系分析，以实现材料应力应变关系的准静态测量。通过对仿真软材料在弹性变形区的准静态加载-卸载实验数据的分析和拟合，从而得到仿真材料的静弹性模量。

关键词：生物力学等效仿真软质材料； 准静态测量； 静弹性模量

Abstract

The Biomechanics equivalent simulation of soft materials is urgently needed for the development of a variety of dynamic simulation dummy skin and muscle equivalent material requirements with the reality of the skin and muscle with mechanical equivalence and simulation, including hardness, elastic modulus, damping, friction etc. Dynamic simulation dummies instead of a real person to carry out various tests and carried out human - machine – environment energy transfer and the parameters of the test is very important, but studying the test methods and test systems of equivalent biomechanics simulation of soft materials is an essential condition to ensure the development of simulation materials. Now domestic mechanical parameters of the test means of rigid metal material testing, or higher Shore hardness testing of polymers. As biomechanics equivalent to the simulation of soft materials (Shore A hardness of less than 7) of the mechanical properties of soft materials test exists some problem such as specimen production difficulties, data offset large, The test system has not been reported. The study of biomechanical equivalent simulation soft material test method and establishes the simple and effective test system for dynamic simulation manikin development is of great significance, for the other soft materials mechanics equivalent performance research also has important reference value.

This project aims to analyze the design of micro-displacement device used to achieve static strain test system, and biomechanical equivalent simulation of soft materials to load - stress-strain relationship of the uninstall process to achieve the quasi-static measurement of the material stress-strain relations. On the simulation of soft materials in the elastic deformation of the quasi-static loading - unloading the analysis of experimental data and fitting the simulation material static elastic modulus

Key words: Biomechanical equivalent simulation of soft materials

Quasi static measurement Static modulus of elasticity

目 录

目 录 .................................................... 4 1 绪论 ................................................... 6 2 力学等效软质仿真材料 ................................... 8 2.1 皮肤及其仿真替代材料 .............................................................. 8 2.2 高分子材料的性能分析探讨 ...................................................... 9 2.3 力学等效仿真材料的发展及研究现状 .................................... 10 2.4 影响材料力学性能的因素 ........................................................ 10 3 软质仿真材料测试方法的研究 ............................ 12 3.1软质材料测试的现状 ................................................................. 12 3.2 软质材料的典型测试方法 ........................................................ 12 3.2.1 静态测试法 ................................. 12 3.2.2 动态测试法 ................................. 12 3.3 软质仿真材料测试方法的发展 ................................................ 13 4静态测试方案的设计..................................... 15 4.1 测试方案的选择 ........................................................................ 15 4.2 测试原理的介绍 ......................................................................... 15 4.3 应变测量装置的选择 ................................................................. 16 4.3.1 机械式引伸仪 ............................... 16 4.3.2应变电测法 ................................... 17 5 测试装置的设计 ........................................ 19 5.1测试理论的介绍 ......................................................................... 19

5.1.1 测试方法研究 ............................... 19 5.1.2 邵氏硬度计测试原理 ......................... 19 5.1.3 邵氏硬度计测试弹性模量 ..................... 21 5.1.4 应力—应变分析 ............................. 22 5.2 主体装置设计 ............................................................................ 23 5.2.1 容栅尺的介绍 ............................... 23 5.2.2 邵氏硬度计的改装 ........................... 24 5.3微位移装置设计 ............................................ 25 5.3.1 微位移传动装置 ............................. 25 5.3.2 步进电机的控制 ............................. 27 5.4静态测试系统的建立及实验 .................................. 29 6 总结和展望 ............................................ 32 6.1本文工作总结 ............................................................................. 32 6.2课题展望 ..................................................................................... 33 参考文献 ................................................ 34 致谢 .................................................... 35 附录一 毕业设计任务书 ................................... 36 附录二 毕业设计开题报告 .................................. 1 附录三 科技文献翻译 ...................................... 1

力学等效软质仿真材料静态测试方法的研究

机电学院 机械设计制造及其自动化

08机械二班 程磊 指导老师 雷经发

1 绪 论

生物软组织具有明显的非线性，各向异性以及粘弹性。作为人体软组织替代材料的生物力学等效仿真软质材料，同样要求其应该具有同人体软组织相近的力学特性。故对其力学性能的测试，以及其与人体软组织力学等效性的判定直接关系到生物仿真假人的研究、设计、制作与应用。

所谓生物力学等效仿真软质材料，是指要求组织等效材料在元素组成、分子结构、感官特性等方面与人体的皮肤、肌肉等具有力学等效性和仿真性，从而保证组织等效在微观方面与人体相似，保证与人体有相近的质感、能量传递和吸收的特性。具体表现为硬度、弹性模量、阻尼、摩擦力等参数及性质的等效。而由于生物力学等效仿真软质材料具有硬度、模量低，应变率高，温度、时间效应明显，形状和体积的不均匀性和不规则性，材料的强度和弹性具有明显的方向性(即各向异性)，比强度、比模量高等特点，决定了传统的固体材料力学性能测试方法和测试系统不能完全适用于生物力学等效仿真软质材料的测试，且随着仿真假人研究的深入，以及实际应用功能和性能要求的提高，需要对等效仿真材料力学性能的测试方法和测试系统进行研究，这是实现对二者等效性评判的一个重要依据。它能为不断完善动态仿真假人软组织等效材料的研究、设计、制作和应用提供更为科学的方法和依据，使之具有同真人等效的力学仿真性能。

目前国内尚很少有科研机构开展对邵氏硬度小于7的软质材料力学性能的测试研究，对于类似生物力学等效仿真材料这类软质材料的力学性能的测试尚存在困难，故对生物力学等效仿真软质材料测试方法的研究不仅对设计生物动态仿真

假人的软组织等效材料有着重大的意义，同样对于其它类似的软质材料力学等效性能的研究也有着非常重要的意义。

本文在针对仿真效果较好并已在国产假人中获得成功应用的硅橡胶基复合材料进行分析、研究的基础上。讨论了影响这类等效材料力学性能的主要因素。并针对生物力学等效仿真软质材料试件尺寸不均匀、硬度低的特点，对部分影响等效仿真软质材料力学响应的静态参数的测量提出了具有较高精度且适合工程应用的方法。在利用容栅尺测量等效仿真软质材料邵氏硬度系统的基础上分析了微位移等应变生物力学等效仿真软质材料静态测试系统的设计以实现材料应力应变关系的准静态测量。通过对仿真软材料在弹性变形区的准静态加载-卸载实验数据的分析和拟合，得到了仿真材料的静弹性模量。

2 力学等效软质仿真材料

生物仿真材料是一类用来研制各种仿真假人的等效材料。而生物力学等效仿真软质材料，是指要求组织等效材料在元素组成、分子结构、感官特性等方面与人体的皮肤、肌肉等具有力学等效性和仿真性，从而保证组织等效在微观方面与人体相似，保证与人体有相近的质感、能量传递和吸收的特性。

2.1 皮肤及其仿真替换材料

本课题研究重点是对皮肤等软质仿真材料的测试研究，因此我们必须对软质仿真材料有更深入的认识。

仿真皮肤是软质材料的一个重要研究方向。仿真皮肤作为皮肤的替代品，必须以真实皮肤的性质作为发展目标。

皮肤是身体内部与外部环境间的边界器官，它形成一种自恢复的机械屏障抵抗外界物理和化学的侵袭，作为力学等效的仿生假人必须具有对外部抗冲击的能力和一定抗化学腐融的能力，以保证动态模拟假人的正常应用。正常皮肤组织由胶元纤维和弹性蛋白组成，胶元含量约为皮肤干重的60%一75%。骨骼肌是构成动物躯体的主要材料，占人体体重的40%。人体皮肤和肌肉的仿真结构和仿真材料制作的特点如下：

仿真材料的第一层为表皮层，称复合性皮肤材料，由人造纤维和天然纤维混织，表面喷涂抗化学腐融的聚氨醋材料并有人造皮纹，厚度约0.5毫米。

仿真材料的第二层为皮下弹性体支撑组织，称橡塑共混弹性材料，厚度5毫米。材料为橡胶塑料共混发泡的海绵体。

仿真材料的第三层为肌肉层，厚度为30毫米。橡胶发泡材料，密度从0.3一0.9可调，邵氏硬度1任一90可调。以保证假人整体及各部分质量、质心的调整。

采用三层结构叠加的制作方法，可以保障人造的仿生皮肤对外部的力学冲击、一定的抗化学侵蚀能力。内层肌肉则可保证动态假人的模型，又可以调整假

人局部的质心分布，以便与真人相似，实现动态仿真的目的。

2.2 高分子材料的性能分析探讨

目前软质仿真材料的主要研究方向是高分子化合物。高分子化合物是构成人体绝大部分组织和器官的物质，这是它成为目前用量和研究最多、并具有很好的发展前景的根本原因。

为了适应人体需要，结合美国材料实验学会（ASTM）对于弹性体的定义，定义了生物弹性体。生物弹性体是一类具有一定生物相容性，在人体温度范围内（35-40℃）拉伸至原长的1.5倍，保持1min后松开，在1min内缩小至小于原长1.25倍的长度，定伸应力应在0.1-20.0MPa，用于诊断、治疗、修复和替换机体中的组织、器官或增进其功能的高分子材料。由于生物弹性体的定伸应力与人体内绝大部分软组织器官匹配，并具有优良的柔韧性能，因此具有独特的发展优势。但是不同的生物弹性体具有不同的性能，适用于不同的组织、器官，下面就以目前应用最广泛的两种生物弹性体，硅橡胶和聚氨酯生物弹性体作对比，分析不同类型等效仿真软质材料的力学性能。

硅橡胶，尤其是聚二甲基硅氧烷（PDMS）生物弹性体，具有耐热、耐寒、无毒、耐生物老化、生理惰性、对人体组织反应极小、植入人体组织后不引起异物反应、对周围组织不引发炎症及较好的物理机械性能等优点，因此作为一种生物稳定型弹性体，在生物医学领域已得到广泛应用。

聚氨酯生物弹性体自20世纪50年代首次应用于生物医学以来发展迅速，现已广泛应用于医疗卫生领域，如人工心脏辅助装置、医用导管及各种人造器官等，是除硅橡胶外的另一类研究时间长，应用范围广的重要生物弹性体。它具有优良的物理性能，如优异的耐疲劳性、耐磨性、高弹性及高强度等，还有抗血栓性能。

对比发现硅橡胶生物弹性体耐温性、耐腐蚀性较好，而聚氨酯生物弹性体则具有更好的耐磨性、耐疲劳性等性能。所以对于不同的条件，我们要选择更适合要求的材料

2.3 力学等效仿真材料的发展及研究现状

现代科学技术的发展快速，人类的研究领域越来越广泛。随着研究的深入，

很多试验需要真人参与。但对于一些特殊的环境，很多科学试验活动对人体具有较大的危险性和不确定性。为了减少这些科学试验的风险，提高试验的安全性和可靠性，现在广泛采用仿真假人代替真人进行试验。例如在汽车碰撞试验中，代替试车人员完成猛烈的汽车碰撞数据的采集以检测汽车的安全性能特制的汽车假人；在航空航天事业中用航空假人代替飞行员进行试飞试验；飞机飞行员遇到紧急情况时帮助飞行员逃生的弹射装置试验；直升机仿真假人紧急着地的泊地试验；模拟人体皮肤温度进行非蒸发散热，代替真人进行服装热学分析试验研究的暖体假人；在核辐射区域放置假人进行数据采集等。近年来，由于医学与生物学的飞速发展，仿真材料开始了用于替代坏死器官而发挥正常器官作用的研究。而生物仿真假人的发展过程中的一个关键课题就是仿真材料的研究和制作。

生物仿真材料的研究发展经历了三个阶段。大致可以分成如下三个时期： 第一个时期是二十世纪六十年代，仿真材料的制作主要是寻找一些天然替代物，如橡胶、皮革等。

第二个时期是二十世纪七十年代，仿真材料的制作开始采用高分子材料，仿真材料的研究有了长足的发展。

第三个时期从八十年代开始，由于生物工程的巨大进步，各种合成复合材料不断出现，更多更好的仿真材料开始出现。针对不同的要求，专业化仿真材料研究发展迅速。

从上世纪八十年代以来，我们国家在国内已经开始了仿生材料和仿真人体模型的研究，并先后成功研究出了7种仿真人体模型(男性、女性、头颈部Y刀模型、胸部病灶模型、女性盆腔、鼻咽癌治疗专用头颈部模型及调强放射治疗模型)以及多种组织等效功能材料(辐射、微波、超声、热力学、核磁、力学、多功能复合等效材料)。在理论上也取得了如下的丰富成果:创建了人体模型的相似原理;组织等效材料原子、分子、大分子层次设计理论;四川大学硕士学位论文提出了某些等效性的判别和测试方法。此外在生物力学模型方面(包括试验实物、物理性能、数学模型、化学特性方面)也打下了良好的理论基础。

2.4 影响材料力学性能的因素

材料的力学性能是指材料在不同环境（温度、介质、湿度）下，承受各种外

加载荷（拉伸、压缩、弯曲、扭转、冲击、交变应力等）时所表现出的力学特征。因此材料的力学性能除了材料本身的特性外，还受到外界条件的影响。各种材料力学性能的测定都依赖于试验测定。在材料力学测定试验中，材料的力学性能受到诸多因素的影响，改变试验条件会影响到材料的力学性能。

基于硅橡胶基生物力学等效仿真软质材料在国产假人中的成功应用，我们以其为研究主体来讨论等效材料的力学性能。

首先是材料本身的因素。对于高分子化合物，其元素的组成、排列的方式都会影响材料的力学性能。硅橡胶生物弹性体的改性工作便是通过对材料本身进行改造来改变材料的性能。硅橡胶生物弹性体的改性分为表面改性和本体改性。表面改性是通过物理、化学手段对材料加以诱导来实现的；本体改性则是采用共混、共聚合、互穿聚合物网络（IPNs）以及端基或侧基功能化等方法。表面改性可以在保持材料原有性质的基础上，提高材料的生物相容性和抗凝血性；本体改性则是通过设计其本身结构而赋予其新的性能。例如，牟善松等通过共混法制备出HA / 硅橡胶复合生物材料，其撕裂强度和拉伸强度与未改性的硅橡胶相比均提高了，并且具有良好的生物相容性。

其次是温度的因素。温度是影响材料力学性能的参数之一，对于某些材料来说，特定的温度区间还是敏感参数。硅橡胶生物弹性体具有优良的耐温性，可以在很大的温度区域保持稳定的力学性能。但并不是说温度不影响其力学性能。在高温条件下，硅橡胶生物弹性体的硬度和弹性模量都会降低；而在低温时， 其硬度和弹性模量会升高。因此在超出既定温度区域时，必须考虑到温度对材料力学性能的影响。

3软质仿真材料测试方法的研究

3.1 软质仿真材料测试现状

生物力学等效仿真软质材料是研制各种动态仿真假人所急需的皮肤肌肉等效材料,故要求其能够等效真人的皮肤肌肉的力学性能(包括硬度,弹性模量,阻尼,摩擦系数等),同时仿真材料与骨架等支持结构配合应能够表现出符合人体力学响应的特性。此外,对生物力学等效仿真软质材料测试方法和测试系统的研究又是保证等效仿真材料研制的必不可少的条件。

一直以来，由于软质仿真材料的诸多特性，对于软质仿真材料的性能测试发展缓慢。目前，虽然一些科研人员提出了一些测试理论和方法，但国际上尚未形成这方面的公认的标准。国际上对于软质材料的检测方法大体可以分成静态检测法和动态检测法。

3.2 软质材料典型测试方法 3.2.1 静态测试法

静态检测法有代表性的有英国K.K.Liu等研究对单个微囊的压缩变形法测量。其测试方法为：将测试样品放在有液体的玻璃盘内,用一个2毫米的平玻璃作为压头，在玻璃盘的底板与压头之间放置微胶囊，通过在三个方向的微定位机构让压头压向样品，同时用微力传感器和高分辨率位移传感器记录下胶囊所承受的力和变形。K.K.Liu利用Mooney一Rivilin定理和ne。一Hookean本构方程建立了这种充满液体球的弹性模微胶囊的变形模型。Jay和Ed，ard使用微管吸气技术测量了微胶囊的弹性性质。他们还使用两个平板挤压单个微胶囊来测量微胶囊模的破例强度，由于运动板的相对位置难以精确测定，故这种方法很难研究微胶囊的变形行为。

3.2.2 动态测试法

动态法检测检测粘弹性材料的机械特性早在1951年就有HansL，

oestreicher进行了理论研究，他讨论了振动波在粘弹性介质中运动的方程，解决了两个问题:(1)平面波的能量传播和吸收;(2)一个振荡球的场和阻抗。其结果显示能量是以两种波的形式传播的，它们相对强度随频率强烈的变化:横波是由于剪切弹性和剪切粘性，压缩声波是由于介质体积的压缩性。而且作者以人体肌肉组织为例子，将其弹性常数的近似值代入一般的公式中，进而解释了从零到几百千赫兹范围内，在介质中球的阻抗可近似描述人体肌肉组织的实际行为。1995年美国的W.M.Madigosky开发了一个能在制造现场使用，用于测量粘弹性材料的动态剪切模量或动态杨氏模量与损失因子的装置，他称为动态硬度试验机器，该装置由一个振子、阻抗头和压头组成。Madigosky数字建模显示复数的剪切模量决定了系统的响应，并且与杨氏模量有一定的近似数字关系。而复数的剪切模量又可以通过测量力和加速度以一定的数字公式来得到，即剪切模量可以通过计算力和加速度的比值来确定。但是该方法需要同时测量力和加速度，系统比较复杂，成本也高。日本的Sadao Omata研究了一种测量软组织如人体皮肤和器官组织的的物理特性，如样品的刚度或硬度的仪器。该仪器由一个激振器和拾振器组成。当激振器以固定频率振动时，压头压向样品以及和样品的相互作用后其振动频率会发生变化。这个频率变化经实验证明了与软质材料的硬度变化呈线性变化关系。材料的硬度越高则频率会变高，而且频率变化正比于材料的剪切模量、密度和硬度。由此可知通过传感器的频率变化便可定量测量材料的硬度，测量系统简便，能在现场进行测量。但他们对频率变化的物理含义仍不清楚，缺乏对测量原理本质的认识。此外日本的K.Tadashi在2000研究了应用压电材料的动态响应来检测活细胞的机械特性，得到了一些初步的实验结果。

3.3 软质仿真材料测试方法的发展

目前，国内对于软质材料的测试研究也在不断加深，先后研究出了几种针对性的测试方法。

袁中凡、雷经发老师设计了超声波测试方法和基于振动冲击响应法测材料力学性能。振动冲击响应法针对软组织硬度小、模量低和极易变形等特点，以纵向振动理论和共振原理为基础，提出了采用动态振动冲击响应试验法测试硅橡胶基软质材料的力学性能,搭建了软质材料力学性能的振动冲击测试平台,分析了对

测试结果可能存在的影响因素。超声波检测方法针对仿生皮肤等效材料的特点,通过测试仿生皮肤等效材料对超声波声速、衰减、散射和吸收率的变化,建立仿生皮肤等效材料力学性质与超声回波信号频率之间的关系模型,对仿生皮肤等效材料的弹性模量、组织特性、粘弹性和松弛模量进行等效性分析与评定,为仿生皮肤等效材料设计合成、制备提供力学参数,对仿生材料力学等效性能的评价有着重要的参考价值。

牛文鑫进行了小肠黏膜下层单轴拉伸实验，针对小肠黏膜下层生物力学测试中难以选取参考状态和没有一个被广泛认可的应力应变关系表达形式问题, 基于理论推导, 提出了该类材料的力学关系重建和二次拟合技术。经大量实验数据验证, 该方法易于操作, 精确程度高, 所得力学关系表达式述清晰, 对于测试研究有重大意义。

刘少平等研究了虚拟手术中软组织实时形变模型，改进了传统的弹簧—质点模型，分析了有限元模型的计算方法，总结了各种模型的优缺点, 最后对形变模型未来发展方向进行展望。

4静态测试方案的设计

4.1 测试方案的选择

现有静态测试方法代表性的有英国的K.K.Liu等研究的对单个胶囊的压缩变形法测量。其测试方法为：将测试样品放在有液体的玻璃盘内,用一个2毫米的平玻璃作为压头，在玻璃盘的底板与压头之间放置微胶囊，通过在三个方向的微定位机构让压头压向样品，同时用微力传感器和高分辨率位移传感器记录下胶囊所承受的力和变形。

第二种测试方法是基于邵氏硬度测试方法。使用邵氏硬度试验装置，将邵氏硬度中的指针弹簧压在所需测试的材料上，根据邵氏硬度测试方法的实际原理是测试弹簧的位移，因此反过来根据弹簧的位移长度就可以计算出正压力；而对于样品的微变形，可以根据弹簧的微变形和千分表来测量。

基于试验装置来源和测试过程的方便考虑，我们选用第二种测试方法。

4.2 测试原理的介绍

弹性模量是材料力学性能的一个重要指标。通过对材料弹性模量的测量可

以了解材料在收到一定外力作用时所产生变形的机械性能。弹性模量的测量是通过测量材料形变来间接求出的，有压缩法和拉伸法。尽管方法不一样，但结果应该是相同的。本次测试选用的压缩法。

试验表明，直杆材料在受到拉力作用时，轴向尺寸伸长，横向尺寸缩短;反之，受到压缩时，轴向尺寸缩短，横向尺寸伸长。轴向和横向尺寸是同时发生变化的。

假设杆件原长为L，横向尺寸为B，受轴向力压缩后，杆件长度变为 L1，横向尺寸变为B1，则纵向变形为：

LL1L （4-1）

横向变形为：

BB1B； （4-2）

试验表明，在材料的弹性范围内，杆的变形L与其长度L和轴向外力N成正比，与其横截面积A成反比。引入比例常数E得

LNLEA （4-3）

以上式子称为材料的胡克定律。式中E称为材料的弹性模量。则

ENLLA

（4-4）

量纲为[力]∕[长度]²，单位常用GPa或MPa，E与L成反比，故弹性模量代表材料抵抗变形能力的大小。即相同尺寸的杆件，在相同的载荷作用下，弹性模量越大，则杆件的变形越小。

但L只能反映整个杆件的变形大小，不能反映杆件的变形程度。为了消除长度的影响，我们引入无量纲量，代表杆件轴向方向的线应变，表示单位杆长的变形。公式为：

L/L （4-5）

式（4-3）可改写成

N/AEL/L （4-6） 引入N/A，以及式（4-5）得到：

E （4-7） 上式为胡克定律另一种形式。他表示在弹性范围内，杆的正应力和线应变成正比。以为纵坐标，以为横坐标，作图表示与的关系，称为应力—应变图，或者—曲线。

4.3 试验装置的选择

拉伸压缩试验是材料力学性能测试中最基本、最重要的试验，是工程上广泛

采用的测定力学性能的方法之一。实验上主要有机械式引伸仪和应变电测法测定弹性模量。

4.3.1 机械式引伸仪测试法

工程力学实验中，除测定试样或构件的承载能力外，还经常要测定它们的变形。变形一般很小，要用高精度、高放大倍数的仪器才能测出，这类仪器即为变

形仪。机械式引伸仪是变形仪中的一种。

安装于试样上的引伸仪，只能感受试样上长为L0的一段的变形，称为标距。引伸仪测出的是L0长度变化即总变形。由此算出的应变，其实是L0范围内的平均应变，即为。由于引伸仪上的读数是经过放大系统放大后的数值，应除以引伸仪的放大倍数k才是变形，即

LA/k （4-8） 仪器能测量的最大范围称为量程。量程、标距和放大倍数是引伸仪的主要参数。下面介绍一种常用的机械式引伸仪。

千分表利用齿轮放大原理制成，如左图 所示，主要用于测量位移。工作时将细轴的触头紧靠在被测量的物体上，物体的变形将引起触头的上下移动，细轴上的平齿便推动小齿轮以及和它同轴的大齿轮共同转动，大齿轮带动指针齿轮，于是大指针相随转动。如大指针在刻度盘上每转动一格，表示触头的位移为1/1000mm，则放大倍数为1000，称为千分表。若大指针每转动一格表示触头的位移为1/100mm，则称为百分表。大指针转动的圈数可由量程指针予以记忆。百分表的

量程一般为5~10mm，千分表则为3mm左右。

安装千分表时，应使细轴的方向（即触头的位移方向）与被测点的位移方向一致。对细轴应选取适当的预压缩量。测量前可转动刻度盘使指针对准零点。

4.3.2 应变电测法

电测法的基本原理是用电阻应变片测定构件表面的线应变，再根据应变—应力关系确定构件表面应力状态的一种实验应力分析方法。这种方法是将电阻应变片粘贴的被测构件表面，当构件变形时，电阻应变片的电阻值将发生相应的变化，然后通过电阻应变仪将此电阻变化转换成电压（或电流）的变化，再换算成应变值或者输出与此应变成正比的电压（或电流）的信号，由记录仪进行记录，就可

得到所测定的应变或应力。

相对于机械式引伸仪来说应变电测法具有诸多优点。如：

1．测量灵敏度和精度高。其最小应变为1με（με—微应变，1με=10ε）。在常温静态测量时，误差一般为1～3%；动态测量时，误差在3～5%范围内。

2．测量范围广。可测±1～2×10με;力或重力的测量范围10～105N等。 3．频率响应好。可以测量从静态到数105Hz动态应变。 4．轻便灵活。在现场或野外等恶劣环境下均可进行测试。 5．能在高、低温或高压环境等特殊条件下进行测量。

6．便于与计算机联结进行数据采集与处理，易于实现数字化、自动化及无线电遥测。

对于硬度较高的材料应变电测法是较优的选择，但对于软质仿真材料弹性模量的测量则不然。由于生物力学等效仿真软质材料试件具有尺寸不均匀、硬度低的特点，如果采用应变电测法，需要在材料表面粘贴电阻应变片，电阻应变片和软质仿真材料作为一个整体受到应力作用，会改变材料的线应变大小，将会对测试精度产生很大的影响，因此我们选用机械式引伸仪测试法。

5 测试装置的设计

5.1 测试理论的介绍 5.1.1 测试方法研究

软组织（肌肉、脂肪、皮肤和脏器）生物仿真材料的力学特性测量是生物力学仿真假人研究中迫切需要解决的理论和实际问题，但到目前为止这方面研究还比较少。试验中对生物力学材料的弹性模量测量多采用材料力学试验中金属材料的拉伸—应变方法。即在所测材料试件上加一系列载荷，试件在载荷拉伸作用下受力产生变形，实验所取得的素具经过处理可以做出载荷—形变曲线拟合图。在拟合图上找出曲线斜率后能够计算出材料的弹性模量E。实际测试中我们进行的拉伸—应变实验能够测量弹性模量5MPa以上的较硬仿真材料试件，而对于弹性模量小于5MPa的一些仿真材料，如仿真皮肤材料和人体脏器，我们在测试中无法采用这种方法，一则试件材料太软在万能试验机上无法夹持，另外即使在试验机载荷很小的情况下试件呀极易产生塑性变形而无法得到准确的实验数据。

5.1.2邵氏硬度计测试原理

邵氏硬度又称肖氏硬度，是表示塑料和橡胶等材料硬度等级的一种方法，皮肤和肌肉组织仿真材料的机械性能和橡胶等有着相似之处，因此我们也可采用邵氏硬度来衡量这些仿真材料。邵氏硬度分为邵氏压痕硬度和邵氏反弹硬度两种，前者被测样品放在硬度计台面的适当位置，压紧到规定时间后立即读取用数字O~100表示的压痕硬度读数。压痕硬度计有A型、C型和D型三种刻度型号;后者则使用邵氏反弹式硬度进行测定，使用顶端装有金刚石的总重约3克的冲头，从约300n肋高度的玻璃管中垂直落于试件上，由玻璃管的刻度读取其垂直反弹的高度，用下式计算其硬度值:

HSKH/H0 (5-1) 式(5-1)中HS为邵氏反弹硬度。H为冲头反弹的高度，比为冲头原始高度，

K为反弹硬度系数。

为了便于动态的观测材料的测试情况，我们采用邵氏压痕硬度计来进行测量。邵氏压痕硬度计的工作原理是将规定形状的压针在标准的弹簧压力下。并在严格的规定时间内，把压针压入试样的深度转换为硬度值，表示该试样材料的硬度等级，并可从硬度计的指示表上读取。指示表为100个分度，每一个分度即是一个邵氏硬度值。邵氏硬度计分为A型、C型和D型三种刻度，其硬度分别用玩、浅和场表示。邵氏A型适用于软质材料，邵氏C型和D型则适用于较硬或硬质塑料和硫化橡胶。测定邵氏硬度时，我国规定与ISO一致，只使用A型和D型两种。图2中所示为邵氏A型和D型硬度计的示意图。

图2 邵氏A型和D型硬度计示意图

各个尺寸如下:

a3.000.15 b1.250.15

e2.500.04 d0.790.03 (5-2)

硬度计弹簧对压针所施加的力应与压针伸出压板位移量有恒定的线性关系，其大小与硬度计指针所指刻度关系符合:

A型 FA55075HAN (5-3) D型 FD445HDmN (5-4)

规定邵氏硬度取值在0一100之间，压针处于自由状态时为0，当硬度计下压板与平整玻璃片完全接触时为100。测试时硬度计安装在支架上，并加上规定

的负荷(A型加l公斤祛码，D型加5公斤祛码)，避免操作人员的不同导致测试结果的差异。测试时试样置于硬度计平台上，缓慢均匀的在规定重量的重锤作用下，从下压板与试样完全接触巧秒后立即读数。也可以在完全接触l秒钟内读数，该读数即为该测点的硬度值。采用A型邵氏硬度计测试硬度计的测试方法，实验原理图如图3下所示。

图 3 邵氏硬度计测量原理图

5.1.3邵氏硬度计测试弹性模量

我们从邵氏硬度计测试原理得到启发，利用仿真材料压力—位移相关的测试系统和用于微位移测的千分表组成的系统研究出了一种能够给测试软质仿真材料弹性模量的方法。

如上所述，对生物仿真材料的弹性模量测试是建立在邵氏硬度计试验装置的基础之上的。按照弹性模量的试验理论，需要测出在微小压力作用下材料的微变形，然后根据胡克定律原理做出应力—应变图，再求出它的斜率就是材料在某个应变范围内的弹性模量。测量作用在材料上的压力可以用邵氏硬度计的实际原理测试弹簧的位移，因此反过来根据弹簧的位移长度就可以计算出正压力，而对于材料的微应变，我们可以直接根据弹簧的微变形以及千分表来测出。测试装置如下图所示：

图4 弹性模量测试装置图

5.1.4 应力—应变分析

该实验遵循材料力学压缩—应变理论。选取试件直径为D，横截面积为A，

高为L的圆柱体，且圆柱体高与直径之比满足L/D=k（1《k《3）。当试件材料在受到外载荷N作用时会产生形变ΔL，随着外载荷的增大，试件变形会经历四个阶段：弹性阶段、屈服阶段、强化阶段和局部变形阶段。而对于皮肤这类材料在拉伸试验中则可以分成三个阶段：阶段Ⅰ表示在低载荷时皮肤的快速伸长；阶段Ⅱ为曲线高度弯曲部分，表示皮肤正在变硬；阶段Ⅲ表示皮肤相当硬，即拉伸应力相当高时，伸长改变却相当小。图5为皮肤典型的应力曲线图。

我们实验目的是为了求出材料的弹性模量，所以我们研究变形的第一阶段，

即弹性阶段。在此阶段，试件遵循胡克定律，即式（4-7）： E。从而得到：

E/ （5-5）

将第i次试验所得的离散数据Li与Ni相互一一对应。经过计算获得应力i与应变i形成一系列离散的点，对这些离散的点进行直线拟合，拟合所得直线的斜率极为弹性模量E。

虽然拉伸和压缩作用性质有所区别，但是在线性变化阶段的性质是一样的，因此上述拉伸变化的测试方法在压缩试验上一样适用。

图5 皮肤拉伸试验应力—应变关系图

5.2 主体装置设计 5.2.1 容栅尺的介绍

容栅传感器是国外70一80年代研制出来的大型位移传感器，具有结构简单、体积小、耗能少、环境适应性强和测量精度较高的优点，在很多的量具和测量仪器方面的应用越来越多。

容栅的形成原理是在两极板相对工作面上分别印制一系列栅纹，形成一对对电容，将这些电容并联在一起，即构成容栅传感器。当两极板相对运动时，电容值发生周期变化，于是根据测得的变化周期数和变化量值来测量线位移。它将鉴相型测量电路做成一个专用的大规模集成电路芯片，具有体积小、重量轻、测量速度快、成本低、功耗少等一系列优点。

容栅既可测量直线位移，又可测量角位移。这里我们采用了分辨率为0.01mm的线位移容栅传感器进行测量。线位移容栅传感器由动栅板和定栅尺两部分组成，动栅板装在主轴上，定栅尺固定在表盘上。动栅板的正面装有集成电路，液晶显示板等元件，其背面由微薄膜技术制作的48个发射电极和一个接收电极组成。容栅传感器的结构如图3-所示。图中动栅板上排列一系列尺寸相同、宽度为l0的小发射电极片1、2、…、8，R为一3mm×25.4mm的金属条称为公共接收极，接收极与发射极正对，前后有4个发射电极空出，为的是减小边缘效应引起的非线性误差；定栅尺用环氧敷铜板腐蚀而成，上排列着尺寸相同、宽度和间隙

各为4l0的反射电极片M1、M2…，通过它能把与反射极相对应的发射极的激励电压耦合到公共接收极R上去。当发射电极片上分别加以激励电压时，通过电容耦合在反射极片上产生电荷输出。动栅板正对定栅尺安装，间隙约为0.12mm。这样动栅板上的发射极和接收电极便分别与定栅尺上的传送极构成了两组平板电容。当动栅板相对于定栅尺不断移动时，每对电容的相对覆盖长度将由大到小、由小到大周期性变化，电容量的值也随之发生周期性的变化。经电路处理后，即可测得线性位移量。

12121212343434345656565678787878l0公共接收极R动栅板4l0输出M44l0绝缘定栅尺M5M1屏蔽极SM2M3 图6容栅传感器结构示意图

容栅传感器的输出信号是一个调相信号。调相式信号具有很强的抗干扰能

力，但有理论非线性误差（约为0.01l0）和高次谐波，影响测量精度。容栅传感器的动栅板上实际上有48个发射电极与定栅尺相对应，但接收极的长度只有5个节距。因此接收电极总是同时接收5组信号，利用他们产生的平均效应，可以减少容栅制造误差对测量结果的影响。

5.2.2 邵氏硬度计的改装

本次试验选用改装后的邵氏A型硬度计作为试验主体装置。改装是将一个智能化容栅传感器安装在邵氏硬度计的测头上，该传感器作为信号采集部件，用来测量测头的位移变化。对测头施加一个外力以后，可以获得测头位移变化与时间的信息关系。通过容栅内部的单片机进行量化和模拟/数字转换，输出数字信号。

测试计采用特殊的结构，在测试计的测头部分装有弹簧，将弹簧一端固定于测试计的套筒上，在测头受力条件下，弹簧会发生形变，其力与形变符合虎克定律。固定测头的最大位移为2.54毫米，对位移进行限程的是一个固定于表壳上的圆柱型套筒，套筒内安装有弹簧和固定元件，测头从套筒底面一圆孔伸出筒外。弹簧采用特殊合金材料做成，邵氏硬度的测量是一种比较测量，对于不同的测试对象，弹簧的变化很小，可以视其为一个恒力，测量出位移与时间的变化关系，

并保持稳定性要求。测头采用聚酪类材料，避免与生物组织接触时造成伤害。为避免测试计重量对测量造成的不良影响，采用一可调装置固定测试计。测得的位移信号经测试计内集成电路转换成数字信号。此转换部分采取调相方式，将位移信号转换成相位反映位移量的电信号，再检测一定脉冲与调相信号过零点的时间差来测出输出信号的相位变化。测试计上安装有液晶窗口，其上显示的数据也就反映了形变。

图7 改装后的邵氏A型硬度计

5.3 微位移装置设计 5.3.1 微位移传动装置

本课题要求进行静态测试方法研究，为了达成设计目标，我们使用了准静态测试方法对软质仿真材料进行力学测试。为了保证试验的准确性，我们采用了小应变率条件下等应变条件测量的方法，可以近似的认为在规定应变范围内应力是恒定加载到试件上的。 我们设定弹簧的每次加载长度变化为ΔL=0.25mm,弹簧最大变形量为3mm，我们需要设计一个微位移装置来保证每次加载弹簧都能行进0.25mm。

微位移系统一般是由微位移机构、检测装置和控制系统所组成的，其目的是要实现小行程、高灵敏度、高精度的位移。目前常见的微位移技术一般是利用弹性变形、直线电动机、机械传动、电磁力和智能材料(压电陶瓷、电致伸缩、磁致伸缩)等方式来实现的。

为实现微进给伺服控制和精密定位, 首先需要高精度的驱动及其相应的运动传递。由旋转电机驱动的摩擦传动机构简单,容易实现高精度定位和回程间隙误差极小等特点。采用步进电机驱动橡胶摩擦轮加同步带传动带动工作台升降的微位移方式，利用分辨率为0.01mm的容栅尺检测弹簧的0.25mm/次的位移，相对误差在2%左右。只需要对原有的邵氏硬度计做部分改造就能实现等应变的微位移。微位移传动机构如图8所示：

弹性支架摩擦轮张紧轮电机轴张紧轮张紧轮同步带张紧轮硬度计轴

图8 微位移传动机构

作为摩擦传动微进给机构的设计, 在考虑进给传递精度的同时, 必须注意输出推力的设定和摩擦副材料的选取。考虑硬度计托盘轴与机体之间的摩擦以及硬度计杠杆机构的效率，微位移传动机构需要移动负载的总重量小于40N。取橡胶与电机钢轴之间的摩擦系数μ=0.5～0.7，相应的滑动率为4%～7%。橡胶轮和电机轴的传动比为10:1，同步带的传动为1:1。

摩擦传动微进给机构的设计主要从负载能力和运动精度两个方面进行考虑。步进电机输出的旋转运动通过其驱动轴、摩擦从动减速轮。摩擦传动中所需要的预紧正压力通过两侧的弹性支架施加。正压力预紧机构对称配置于由摩擦驱动轴、摩擦从动减速轮组成的传动传递环节的两侧,驱动轴和摩擦从动轮的径向采用固定轴承支承约束,两侧预紧机构提供的相等的预紧力对称地加于一体结构的摩擦轮上,使作用在其支承轴承上的径向合力为零, 从而使支承轴承转动误差对摩擦传动精度的影响减至最小。

由单片机发送脉冲给步进电机驱动器来驱动步进电动机转动，步进电机通过摩擦驱动摩擦轮机构，并通过传动比为1:1的MXL同步带驱动硬度计轴，通过刚性杠杆推动工作平台做出上下的移动，移动的距离通过容栅尺测量系统发送至上位机同时容栅尺集成系统的液晶屏上显示。每次弹簧变形距离达到规定值时暂停电机的运转，并读取千分表的读数。采用两相混合型步进电机和细分驱动方式的步进电机驱动器，在配置为0.9º步距角，4kg·cm静转矩，1/8细分驱动，传动比为10:1的摩擦轮机构参数情况下，能够实现6.75′的步距角,理论上可达到0.62μm的位移分辨率。若继续提高细分的比例，能够得到更高的位移分辨率。

5.3.2步进电机及其控制

步进电机是一种把开关激励的变化转换成精确转子位置增量运动的执行机构。它将电脉冲转换成角位移，当步进电机驱动器接收到一个脉冲型号时，它就驱动步进电机按照设定的方向转动一个固定的角度(步距角)。

上位机运行指令单片机脉冲信号脉冲分配器功率放大器步进电机驱动模块

图9 步进电机驱动框图

步进电机的运行特性与驱动电源模块有密切关系。驱动模块由脉冲分配器和功率放大器组成，如上图9所示。驱动模块将单片机送来的脉冲信号和方向信号，按要求的方式自动地循环供给电动机各绕组，以驱动电机正反旋转。脉冲分配器也叫环形分配器，它使电动机绕组的通电顺序按一定规律变化。为了驱动步进电机必须将环形分配器输出的只有几毫安的信号脉冲电流进行放大，使其增大到几安培从而驱动电机运转。对功率放大器要求能够提供足够的幅值，前后沿较陡的励磁电流等。

步进电机使用的功率放大电路有电压型和电流型，电流型有恒流驱动、斩波驱动。恒流驱动放大电路的特点是供电电压直接加到逆变桥上，即逆变桥上的直流电压不变。利用相绕组电流检测值与给定值相比较，控制桥臂上功率管的开关，

使相绕组电流不论在锁定、低频或高频工作时都能保持给定的值。瞬态响应好，不存在相移和系统延迟，低频范围内有恒转矩输出特性。斩波驱动放大电路去掉了限流电阻，效率显著提高，它利用高压给电机绕组储能，波的前沿得到了改善。 细分驱动方式是在每次脉冲切换时，不是将相绕组电流的全部通入或者切除，而是只改变相应绕组中额定电流的一部分，这样电动机的合成磁势也只旋转步距角的一部分，转子的每步运行角度也只有步距角的一部分。利用电流控制技术能够有效的实现步进电机的微步驱动，提高步进电机的分辨率和运行的平稳性。

步进电机驱动器采用DMOS双全桥集成模块，驱动模块是由细分数选择输入、检测电路、斩波比较电路、PWM信号、前级驱动合成电路、功放电路以及保护电路等组成。采用光耦隔离输入，抗干扰强，可靠性好，能够实现近似正弦波电流波形驱动。基于微步驱动思路，将电动机的步距角以电气方式细分之后，可以在低速领域顺利地平滑运行，满足微驱动系统的整体性能要求。

若采用1/8细分驱动方式驱动步进电机系统，每步的位移约为0.006mm。再通过传动比为10:1的减速摩擦轮传动，最终分辨率为0.62μm，对 0.25mm/次的位移量相对误差为0.24%。基于上述参数我们采用了两相混合式步进电机和细分电流驱动方式。设定步进电机参数为：步距角0.9º，静转矩4kg·cm，电机轴直径6.35mm。驱动器的驱动方式为1/8步电流细分驱动。理论上在10Hz频率和3000步/转细分驱动时能够实现0.66μm步进位移量和6.6μm/s的进给速度。考虑传动误差等因素传动机构的步进电机驱动的微传动机构的分辨率为1μm，进给速度为10μm/s,此时压缩试验的应变率属于低应变范围, 整个加载过程可以近似的将加载到试件上的应力看作恒力，从而实现了准静态测压缩测试。 为了配合测试的需要，采用上位机串行控制单片机的方式来控制步进电机驱动器，利用定时器设定时间常数来控制脉冲频率。通过容栅尺检测弹簧的位移量，经由RS232口将数据传输至上位机，控制程序采用多线程机制，每20ms对串口数据执行一次采样操作。容栅控制电路的振荡周期为5μs，容栅尺输出的信号是通过在鉴相器中的时钟脉冲构成相对基准和传感器移动一定的距离的输出信号的相位角进行比较的差值，容栅尺采用的是250ms的慢输出模式，每次输出5组数据，每组数据为23位，串口配置的波特率9600，数据格式10位。上位机

从串口读取数据后与数据表进行循环的比较运算，得到相等的结果后产生停止命令，命令经由串口发送至单片机。从采样、传输、完成比较运算到给单片机发出停止的指令所需时间约为0.47s<0.5s，此时得到的位移与实际位移量的误差<5μm，与容栅尺10μm的分辨率能够匹配。采用上位机控制的方式控制电机停、转的方式，能够获得0.01mm的位移分辨率。

5.4 静态测试系统的建立及实验

静态测试系统如图10所示：

微位移机构邵氏硬度计弹性支架张紧轮千分表轻质刚性垫片步进电机同步带试件工作台上位机步进电机控制器径向轴承杠杆机构硬度计转轴数据传输模块 图10静态测试系统

静态测试系统能够实现软质材料静态压缩加载-卸载的应力应变关系的测试。

步进电机的步距角有误差，转子转过一定的步数以后也会出现积累误差，但转子转过一周之后，其累计误差为零，故其位置误差不会累计。步进电机驱动的摩擦传动机构在正常使用情况下, 每步的微位移输出存在偏差, 但与步进电机的特性一样, 这种偏差不会累计。而且摩擦轮结构简单，回程间隙小，对软质材料进行卸载状态下的应力应变关系测量时，由于使用的是低频脉冲驱动, 开环往复运动的摩擦传动机构的位移输出基本上回复到初始点, 机构的回程误差很小可以忽略。

在测量应力应变时，硬度计转轴与微位移装置联接，由于邵氏硬度计采用的是杠杆机构传递的纵向运动，在探针接触试件之前，会有一段空行程，为了提高效率，设计步进电机为快进/工进两种驱动模式。加载时通过微位移装置能获得0.04 S-1应变率条件下0.25mm/次的弹簧变形量，同时读取千分表示数。由公式

(3-3)和(3-4)能够得到每组应变对应的应力值，从而实现了等应变下的应力测量，卸载测量的情况同加载一致。在皮肤等效仿真软质材料的静态测量中我们更关心的是它的静弹性模量，也就是材料弹性变形的阶段的情况。在测量的离散数据在弹性应变阶段采用线性拟合法，得到材料的静弹性模量。

我们取三种不同硬度的等效仿真软质材料进行了加载/卸载条件下的静态测试分析，试件高10mm，直径8mm，测量的邵氏硬度及弹性模量见下表1 。

表1三种软质材料的邵氏硬度和弹性模量

项目 邵氏硬度 设计弹性模量/MPa 弹性模量/MPa(加/减载)

试件1 3.5 0.8 0.82/0.84 试件2 5 1.0 0.91/0.92 试件3 8.5 1.2 1.16/1.21 通过线性拟合得到材料1在加载条件下的相关系数γ=0.9996806的拟合函数f(x)=-2.8709276+0.82102477x，弹性模量E≈0.82 MPa。材料1在卸载条件下的相关系数γ=0.9997183的拟合函数f(x)=-3.0297201+0.84325554x，弹性模量E≈0.84MPa。

材料2相关系数γ=0.9992332的拟合函数f(x)=-3.2659247+0.910758x，弹性模量E≈0.91MPa。材料2在卸载条件下的相关系数γ=0.9993759的拟合函数f(x)=-3.2958086+0.91756093x，弹性模量E≈0.92MPa。

材料3相关系数γ=0.9999138的拟合函数f(x)=-0.056527778+1.16433x，弹性模量E≈1.16 MPa。材料3在卸载条件下的相关系数γ=0.9995952的拟合函数，f(x)=-0.0045+1.2144x，弹性模量E≈1.21 MPa。图11给出了等效仿真软质材料试件在加载/减载情况下应力应变关系的拟合曲线。从图中可以看出滞后的存在和加载、卸载条件下仿真材料表现出了不同的弹性模量。

300250应变/KPa200150100505加载卸载1015应变率/%2025

图11 仿真材料试件的加/减载应力应变曲线

通过改变步进电机控制脉冲可以测试小应变率条件下应变率的变化对试验的影响。由于脉冲频率的提高，进给速度成倍的增加，导致采用上下位机的控制方式下的测试误差加大，在没有继续对脉冲细分的条件下分析了20Hz频率下的应力应变关系。此时应变率为0.08S-1，位移的误差为10μm。应力应变数据线性拟合的结果如图12所示。

300250应力/KPa应变率II2001501005051015应变/%2025

图12 仿真材料试件应变率II时的加载应力应变曲线

在一倍原应变率条件下对材料进行加载测试，材料3相关系数γ=0.9995228的拟合函数f(x)= -0.10152778+1.17233x，弹性模量E≈1.17MPa。说明在低应变条件下应变率发生改变，材料的弹性模量值基本能保持不变。根据拟弹性理论和准静态的测试条件，由图11和图12的应力-应变关系我们可以用线性拟合的方法得到等效仿真软质材料在准静态测试条件下的弹性模量。

6 总结与展望

6.1 本文工作总结

本文针对生物力学等效仿真软质材料力学特性不易测试的问题，提出了基于容栅尺和千分表的测量应力—应变关系的方法，并基于此方法设计了一套等应变微位移机构实现了等应变条件下应力—应变测量，应变量测量的不确定度<0.2%。通过对应力—应变数据对进行拟合得到了等效仿真软质材料在准静态下的应力—应变关系，并用线性拟合法得到了测试软材料的弹性模量。最后将其与等效仿真软质材料的设计弹性模量进行了比较,发现运用该方法对软质材料进行测量具有较高的精度。此外，本文提出的测试方法对于其他软质材料及软组织的有关测量也有着重要的意义。

本文首先收集了相关资料，深入学习了软质材料和生物仿真的有关知识，了解了生物仿真的发展进程和几种典型的软质仿真材料测试方法，并对今年来软质仿真材料相关方面的最新发展有所了解。

生物仿真材料应用广泛，在生活、生产、科技研究等各个方面都发挥着巨大作用。在医疗卫生领域，人体仿真器官现已发展成为可初步替代真实器官，可除疾病困扰，实现生命延续，是所有人的福音。在科技研究领域，由于仿真假人的出现，解决了真人试验存在的危险性问题，极大的促进了科技的进步。

此次毕业设计还要求我们对目前广泛使用的高分子软质仿真材料进行性能分析。对比分析硅橡胶基和聚氨酯仿真材料，了解了两者的性能区别和适用范围，进一步学习了软质仿真材料的知识。

通过对相关资料的总结和整理，我们设计出了以邵氏硬度计为基础的测试装置。在设计过程中，我重新学习了邵氏硬度计的测试原理，对于应力—应变关系有了更深的认识。尽管邵氏硬度计是用来进行硬度测量的，但了解之后，我们明白它的工作原理也是基于材料的应力—应变关系。因此，我们通过改装邵氏硬度计，实现应力、应变的测量，达到测量弹性模量的目的。在改装过程中，我们使用了数字化容栅。容栅是是用来测量位移的，应用广泛，具有体积小、重量轻、

测量速度快、成本低、功耗少等一系列优点。

测量过程是一个加载—卸载过程，在这个过程中，软质仿真材料会出现变形。通过对变形量的分析，了解了生物力学等效仿真软质材料的变形过程，理解了生物力学等效仿真软质材料的力学性能，并对其进行了应力—应变关系分析。之后通过对应力应变的拟合，得到了弹性模量。

由于本次课题是生物力学等效仿真软质材料的静态测试，因此我们在前面的基础下设计了一套微位移装置，用以实现等应变静态测试系统。使用步进电机驱动摩擦轮，连接同步带传动，带动工作台的移动，实现微位移控制。

6.2 课题展望

本文根据生物力学等效仿真软质材料硬度低、弹性模量小和易变形等特点，设计了一套基于邵氏硬度计的弹性模量静态测试方案。通过对高分子材料的分析，研究生物力学等效仿真软质材料的力学性能，综合考虑选择测试方案，设计微位移装置，完成对材料的弹性模量的静态测量。

仿真假人在社会发展中发挥着越来越重要的作用，对仿真假人的研究也越来越深入。生物力学等效仿真软质材料作为研制仿真假人的主要材料之一，对仿真假人的研究、制作具有关键作用，因此对生物力学等效仿真软质材料的各种性能必须进行更为深入的研究与改进。

为充分运用仿真材料以及仿真假人来服务于我们国家现代化建设，仿真假人的研制和检测还有很多的工作要做，例如仿真假人的制作工艺和生产标准等。实现生物仿真材料的测试内容不仅仅包括弹性模量和邵氏硬度的检测，随着对仿真材料和仿真假人的深入研究，我们还可以采用一些新的的系统设计方法和测试方法，例如虚拟仪器的实验方法等，所有这些工作的目的都必将促进我们国家在仿真假人及其仿真材料测试研究水平的进一步提高。

参 考 文 献

[1] 梁正协,袁中凡,林大全.仿真软质材料弹性模量测试方法的研究.生物医学工程学杂志.2005

[2] 谢驰,刘念,林大全,郭祚达.人体皮肤等效材料弹性性能的测试方法研究[J]. 生物医学工程学杂志.2007

[3] 曾衍均.生物力学现状与展望[J].北京工业大学学报.1996

[4] 戢敏，雷经发，袁中凡.基于振动冲击响应法的生物力学等效仿真软质材料的力学性能测试与分析.四川大学学报(工程科学版), 2011

[5] 丁涛,刘全勇,石锐,刘力,张立群,陈大福.生物弹性体的研究进展-Ⅲ.新型生物弹性体[J].合成橡胶工业, 2006

[6] 白杉，周洁.硅橡胶的性能加工及应用.原材料，2005

[7] 徐少平,刘小平,张华.虚拟手术中软组织实时形变模型的研究进展.生物医学工程学杂志，2010

[8] 牛文鑫,冷晔.小肠黏膜下层单轴拉伸参考状态的选取及其应力应变关系.中国生物医学工程学报,2007

[9] 关键,顾宜.医用塑料的选材.工程塑料应用，2001

致 谢

在这里我要感谢所有曾经寄予我关心和帮助的人，这篇论文的完成和他们中的任何一位都是分不开的。

首先，我要向我的指导老师致以由衷的感谢和诚挚的敬意，他的指导为我们提供了设计的主题思想，在设计过程中，他在自己的繁忙工作之余指导我们，检查并排除了我们设计过程中的诸多漏洞。无论是方案的设计，资料的收集整理，还是理论的运用，我都有很大的收获。在论文的编写过程中，他给我提出宝贵的意见，并且给与细致的指导。最重要的是指导老师教会我们许多分析、解决问题的方法，这在书本中无法学到的，他的教诲培养了我科学的思维方法和一丝不苟的治学态度，渊博的学识更使我受益匪浅。

本次毕业设计历时三个月，是我大学学习中遇到的时间最长、设计内容最广、工作量最大的一次设计。本次设计涉及到许多相对陌生的知识，但在老师的指导下帮我理清了思路，整理了设计脉络，让我对整个课题有了更多的了解。同时在同学们的帮助下，集思广益，顺利的完成了方案设计。

整个设计过程中经常会有很多疑惑的地方，这时候雷老师总会对这些问题进行解释，并对设计应该注意的地方详加解释，帮我顺利的完成了设计。为了能够更好的与我们交流、答疑，老师还专门让我们加了一个QQ群，让我们大家相互交流合作，共同更好的完成毕业设计。

在这里，我要感谢大学四年所有教过我的老师和我们的辅导员，感谢他们四年来对我的教诲和帮助。还要感谢我们08机械所有的同学，正是可爱的你们，我的大学生活才如此的丰富多彩！

在论文即将完成之际，我的心情无法平静，整个毕业设计过程中，多少师长、同学、挚友给了我无言的帮助，在这里请接受我诚挚的谢意。

最后，感谢母校四年来对我的培养。