生物管道广泛存在于人体各个系统中,在外部生理压力和内流的共同作用下管道容易发生结构坍塌、起鼓和自激振动等典型力学响应,且这些力学响应与许多生理现象（科罗特科夫音、颈静脉哼鸣、呼吸噪声等）以及医学应用（血压测量计、辅助发声装置等）有关。为解释这些生理现象并为医疗设备的研制提供参考,本文围绕大变形管道与内流相互作用的流固耦合系统开展研究,针对现有大变形管道流固耦合问题研究中模型不够完善、数值分析方法耗时过长以及稳态解稳定性判定方法缺失等问题,建立了可靠的力学模型并提出了高效的数值分析方法,主要工作包括以下几个方面。建立了不可压缩超弹性大变形管道与内流相互作用的三维全管道模型,包括几何模型、系统控制方程和系统边界条件。三维全管道几何模型分为上游不变形段、中间变形段和下游不变形段三部分;中间变形段管壁采用不可压缩超弹性材料模型进行描述,运用拉格朗日描述方法建立固体控制方程,管内流体假设为牛顿流体,流动状态为层流,采用欧拉描述方法建立流体控制方程;内流与管道内壁接触界面为无滑移边界,管道入口和出口为速度控制边界或者压强控制边界。新建立的三维大变形管道流动模型既可以模拟管道对称变形也可以模拟管道非对称变形,为模拟管道发生各种类型模态屈曲提供了可能。提出了大变形管道与内流耦合问题三维模型的高效数值分析方法,并开发了相应的有限元程序。在数值分析方法方面取得了两项进展:其一是建立了高质量有限元网格的自动划分方法,使得流体区域中越靠近管壁网格越密并通过旋转线方法构造出跟随管壁变形的自适应网格,结合任意拉格朗日欧拉法和迦辽金法建立了流固耦合系统的有限元离散方程;其二是利用波前法结合子结构法和共享存储并行编程（Open Multi-Processing,Open MP）实现了大规模方程组的并行求解,降低了计算时间。搭建了大变形管道与内流相互作用系统的实验平台,实现了管壁三维变形的光学测量。将本文数值计算结果与实验测试数据、已有研究结果进行对比分析,对理论模型、数值分析方法以及有限元程序的正确性进行了验证。分析了大变形管道流动系统的若干典型稳态解的流场与管壁变形特征。首先,分析了采用不同管壁材料模型对大变形管道流动系统响应的影响,发现若应变较大,不同材料模型下系统的响应存在明显差异,证实了采用非线性模型描述管壁的必要性。其次,分析了管道发生模态3屈曲以及模态2与模态3混合模态屈曲时的流场并与模态2屈曲时的流场进行比较。发现流场的特征为:模态2屈曲和模态3屈曲单独发生时,沿着管道中心轴的压强分布相似并和混合模态屈曲时差异较大;三种类型屈曲下流体的粘性能量耗散集中在管道屈曲区域的流场边界层;模态3屈曲、模态2屈曲和混合模态屈曲时沿管道轴向的射流特征分别为存在一股射流、存在两股射流和没有射流。然后,分析了模态2屈曲和模态3屈曲下系统稳态解个数的分布特征和管壁变形特征,发现在速度控制边界条件下,随着雷诺数增大,管道变形可增可减,系统可能存在一个轴对称解加一个屈曲解、一个轴对称解加两个屈曲解、一个轴对称解;在压强控制边界条件下,随着雷诺数增大,管道变形增大,系统可能存在一个轴对称解或者一个轴对称解加一个屈曲解。提出了三维大变形管道流动系统稳态解稳定性的两种判定方法。首先,对系统稳态解作微扰动,建立了系统稳态解稳定性问题的特征值方程,它是一个大规模非对称矩阵的广义特征值问题。采用波前法避免大规模矩阵求逆,将广义特征值问题转化为标准特征值问题。在ARPACK软件包上进行二次开发并求解实部最大的特征值,以实部最大特征值的实部正负判定稳态解的稳定性。其次,开发了系统瞬态解求解程序,对系统稳态解作微扰动,计算扰动之后的瞬态解,依据响应幅值随时间的变化特征判定稳态解的稳定性。然后,分别采用特征值方法和瞬态解方法对管道发生模态2屈曲时稳态解的稳定性进行了判定,发现特征值方法和瞬态解方法对稳态解的稳定性给出相同的结论,两者相互校核,表明了两种方法的有效性。本文建立的力学模型及相应的数值分析方法与求解程序,可用于大变形管道与内流相互作用系统的稳态解求解、稳态解的稳定性判定及瞬态解求解。通过改变管道几何形状、管壁材料模型与参数、上下游边界条件等可模拟实际生理状态下生物管道的变形受力特征与内流的流动特性,为心血管疾病发病学原理及病理过程研究提供支撑。