韌帶的生物力學(xué)特性精選(九篇)
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第1篇：韌帶的生物力學(xué)特性范文
1膝關(guān)節(jié)三維有限元模型的建立
有限元仿真計(jì)算是隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)不斷進(jìn)步而逐漸發(fā)展起來的一種有效地?cái)?shù)值方法，而用有限元法進(jìn)行生物力學(xué)分析是近年來發(fā)展起來的一種生物力學(xué)研究方法。伍中慶等[4]結(jié)合X線片用XCT對(duì)尸體膝關(guān)節(jié)進(jìn)行掃描，利用Ansys有限元軟件，對(duì)膝關(guān)節(jié)的三維有限元模型進(jìn)行重建，包括股骨、脛骨、髕骨及半月板，重建的幾何體逼真、客觀，為分析股骨、脛骨、髕骨和半月板的力學(xué)特性提供了模型基礎(chǔ)。汪強(qiáng)[56]的結(jié)果提示三維模型較以往兩維平面有限元模型有明顯優(yōu)點(diǎn)：①模型網(wǎng)格劃分更細(xì)，建立的單元和節(jié)點(diǎn)更多，模型更接近解剖學(xué)實(shí)際。②圖像數(shù)據(jù)直接來自CT掃描，避免了圖像生成、轉(zhuǎn)化與存取中的信息丟失，且圖像精確。③嚴(yán)格區(qū)分了半月板與關(guān)節(jié)軟骨。王光達(dá)等[7]通過一名男性健康志愿者的膝關(guān)節(jié)掃描，通過有限元軟件處理成功建立了一個(gè)完整的膝關(guān)節(jié)三維有限元模型，包括脛骨、股骨、髕骨、內(nèi)外側(cè)副韌帶、前后交叉韌帶，髕韌帶及雙側(cè)半月板。模型可以任意角度旋轉(zhuǎn)觀察，整體外形及各組成部件均與實(shí)體標(biāo)本具有滿意的相似性，黃建國等[8]通過了MSCMARC建立膝關(guān)節(jié)的三維有限元模型，得到脛骨骨折患者的膝模型，認(rèn)為對(duì)脛骨平臺(tái)骨折的診斷，手術(shù)策劃和治療具有較大的指導(dǎo)作用。模型確立后可以為膝關(guān)節(jié)的創(chuàng)傷、骨折的力學(xué)分析及人工關(guān)節(jié)的開發(fā)提供方法學(xué)的支持。姜華亮等[9]在MRI基礎(chǔ)上建立膝關(guān)節(jié)三維有限元模型，包括膝關(guān)節(jié)所涉及的幾乎所有骨骼、軟骨，半月板和韌帶等基本力學(xué)的模型，并認(rèn)為MRI比CT對(duì)軟組織顯像更清晰。重建的模型更逼真、客觀，能夠更真實(shí)地反映膝關(guān)節(jié)的結(jié)構(gòu)特點(diǎn)和生物力學(xué)屬性。
2有限元在膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)研究中的應(yīng)用
人體膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)復(fù)雜多樣，更多的力學(xué)反映在運(yùn)動(dòng)過程中，受力特點(diǎn)更加復(fù)雜。因此，應(yīng)用三維有限元方法建立膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)模型，無創(chuàng)、快速地研究膝關(guān)節(jié)力學(xué)特性、損傷的機(jī)理，對(duì)指導(dǎo)臨床工作有現(xiàn)實(shí)意義。有研究認(rèn)為膝關(guān)節(jié)伸直時(shí)應(yīng)力主要分布于ACL近股骨上點(diǎn)處。說明ACL是對(duì)抗脛骨前移的主要結(jié)構(gòu)，其與臨床上ACL損傷多發(fā)生在股骨上點(diǎn)處相一致。膝關(guān)節(jié)屈曲時(shí)，PCL是對(duì)抗脛骨前移的首要結(jié)構(gòu)，且應(yīng)力主要集中在近脛骨止點(diǎn)處，這與臨床PCL斷裂多發(fā)生在脛骨止點(diǎn)處相一致。同時(shí)對(duì)模型施加內(nèi)外翻應(yīng)力，分別在LCL腓骨上點(diǎn)和MCL近股骨上點(diǎn)應(yīng)力較大，說明MCL、LCL是對(duì)抗膝外、內(nèi)翻的主要結(jié)構(gòu)。與臨床內(nèi)、外側(cè)副韌帶損傷位置一致。進(jìn)一步驗(yàn)證了有限元方法的有效性和可靠性[10]。汪強(qiáng)等[5]通過對(duì)膝關(guān)節(jié)三維有限元模型的建立，同時(shí)研究了加載后，得到膝關(guān)節(jié)內(nèi)外側(cè)關(guān)節(jié)面典型節(jié)點(diǎn)Von Mises應(yīng)力值，提示正常膝關(guān)節(jié)內(nèi)側(cè)關(guān)節(jié)面應(yīng)力呈前、后部大，中部小分布；外側(cè)關(guān)節(jié)面應(yīng)力呈前部大，中后部稍小分布，且較內(nèi)側(cè)關(guān)節(jié)面分布均勻。姚杰等[11]利用膝關(guān)節(jié)有限元模型和模擬跳傘著陸實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，對(duì)半蹲式跳傘著陸過程進(jìn)行數(shù)值模擬，并分析膝關(guān)節(jié)損傷的機(jī)理。結(jié)果顯示，關(guān)節(jié)內(nèi)組織的應(yīng)力水平隨著跳落高度的增加而增加，外側(cè)半月板和關(guān)節(jié)軟骨承受了較大的載荷，前交叉韌帶和內(nèi)側(cè)副韌帶在屈膝角度達(dá)到最大時(shí)產(chǎn)生明顯的應(yīng)力集中，此時(shí)更易斷裂。吳宇峰等[12]通過有限元模型研究了髕骨在運(yùn)動(dòng)及損傷過程中的受力情況，結(jié)果顯示應(yīng)力集中于髕骨的上極和下極，說明骨折的好發(fā)部位即在髕骨的上下級(jí)，與臨床基本相符。辛力等[13]通過有限元方法對(duì)合并膝關(guān)節(jié)脫位的脛骨平臺(tái)骨折4種內(nèi)固定方法進(jìn)行比較。結(jié)果提示MDP（內(nèi)側(cè)雙鋼板）固定后的應(yīng)力最小，其后依次是BDP（雙側(cè)雙鋼板）與MSP（內(nèi)側(cè)T型單鋼板+拉力螺釘），而LLP（外側(cè)鎖定鋼板+拉力螺釘）固定的應(yīng)力最高。給臨床治療類似骨折選擇治療方案提供參考。
3膝關(guān)節(jié)置換相關(guān)有限元分析研究
人工膝關(guān)節(jié)置換是治療膝關(guān)節(jié)骨性關(guān)節(jié)炎的重要手段，每年有大量的患者接受人工膝關(guān)節(jié)置換。三維有限元法是先進(jìn)而有效的生物力學(xué)分析方法，利用該方法從生物力學(xué)角度分析全膝關(guān)節(jié)置換后的應(yīng)力分布情況對(duì)探討全膝置換有重要意義。膝關(guān)節(jié)置換前要對(duì)患者膝關(guān)節(jié)病情有詳細(xì)了解，全面檢查，嚴(yán)格選擇假體類型。根據(jù)假體的使用部位將假體分為單髁假體（單間隔假體）、不包括髕股關(guān)節(jié)置換的全關(guān)節(jié)假體（雙間隔假體）、全關(guān)節(jié)假體（三間隔假體）。如果術(shù)前對(duì)準(zhǔn)備手術(shù)的膝關(guān)節(jié)進(jìn)行CT掃描、重建，建立三維有限元模型，然后進(jìn)行逆向工程CAD/CAM，選擇制作適合該關(guān)節(jié)的人工假體必將更適應(yīng)患者，術(shù)后生物力學(xué)性能必將更好，松動(dòng)翻修的機(jī)率將明顯降低[]。術(shù)中選擇置換假體，脛骨和股骨配對(duì)關(guān)系，術(shù)后假體接觸表面的應(yīng)力變化可能增加磨損及松動(dòng)的風(fēng)險(xiǎn)，有研究[15]將股骨側(cè)3號(hào)鈷鉻合金假體，與脛骨側(cè)25號(hào)（3/25配對(duì)），3號(hào)（3/3配對(duì)），4號(hào)（3/4配對(duì)）鈦合金金屬托及對(duì)應(yīng)尺寸的10 mm厚度聚乙烯墊片配對(duì)。構(gòu)建有限元模型，模擬雙腿站立，平地行走，上樓梯情況下，對(duì)各屈膝角度的最大等效應(yīng)力進(jìn)行研究。發(fā)現(xiàn)3/25配對(duì)，3/4配對(duì)假體接觸面最大等效應(yīng)力明顯增高，有增加聚乙烯墊片磨損風(fēng)險(xiǎn)。同時(shí)Liau等[16]研究了假體對(duì)線不齊時(shí)接觸應(yīng)力和Von Mises應(yīng)力大幅度增加。定制假體盡管重建保肢符合人體生物力量規(guī)律，短柄假體可引起骨水泥應(yīng)力集中，重建后發(fā)生骨折，骨水泥碎裂風(fēng)險(xiǎn)較高，但過度增加柄長對(duì)骨的應(yīng)力遮擋水平也相應(yīng)增大[17]。膝關(guān)節(jié)置換后要能負(fù)重行走是最終目標(biāo)，許多靜態(tài)的模型并未涉及其中。最近有研究者對(duì)其關(guān)節(jié)高屈曲活動(dòng)下運(yùn)動(dòng)和應(yīng)力等動(dòng)態(tài)特征進(jìn)行了研究。通過建立包括主要骨和軟組織的全膝關(guān)節(jié)置換前后的膝關(guān)節(jié)的動(dòng)態(tài)有限元模型，對(duì)天然及全膝置換后膝關(guān)節(jié)下蹲運(yùn)動(dòng)和接觸應(yīng)力分布進(jìn)行分析。結(jié)果表明在膝關(guān)節(jié)過伸和高屈曲時(shí)，在脛骨高分子聚乙烯平臺(tái)的脛骨平臺(tái)輪柱和平臺(tái)前部的交界處，脛骨平臺(tái)內(nèi)后方和輪柱后部3個(gè)區(qū)域發(fā)生較高的接觸應(yīng)力，這些也正是假體發(fā)生較高磨損的部位。這為膝關(guān)節(jié)假體的摩擦學(xué)研究及膝關(guān)節(jié)假體設(shè)計(jì)提供有力的分析工具[18]。
4問題與展望
盡管有限元分析方法在膝關(guān)節(jié)外科研究中有諸多優(yōu)點(diǎn)，能重建出與真實(shí)人體膝關(guān)節(jié)結(jié)構(gòu)基本一致的模型，重建的模型逼真、客觀，可以自由旋轉(zhuǎn)，添加、調(diào)整相關(guān)參數(shù)可以進(jìn)行人體和動(dòng)物實(shí)驗(yàn)無法完成的生物力學(xué)研究。但它作為一項(xiàng)仍然沒有成熟的技術(shù)，還有許多不足：①研究所用硬件、軟件多為進(jìn)口，價(jià)格昂貴。②操作過程繁瑣復(fù)雜，作為臨床醫(yī)務(wù)人員，學(xué)習(xí)周期長，較難熟練掌握。③人體膝關(guān)節(jié)結(jié)構(gòu)復(fù)雜，相互之間關(guān)系密切，互相影響，脫離其他因素，簡(jiǎn)單研究骨骼、韌帶、關(guān)節(jié)軟骨本身就有失偏頗。④將骨骼內(nèi)各向同性，各向異性等同考慮，簡(jiǎn)化操作，明顯不妥。⑤膝關(guān)節(jié)許多特征及生物力學(xué)都是在運(yùn)動(dòng)中表現(xiàn)出來，但許多有限元的研究是靜態(tài)的，未考慮動(dòng)態(tài)研究，影響結(jié)果的準(zhǔn)確性。⑥載荷和邊界條件的選擇，基本都是人為確定的，很多參考國外的文獻(xiàn)，而這是否適用于國人亦未可知。所有這些問題，希望隨著對(duì)膝關(guān)節(jié)發(fā)病機(jī)理的進(jìn)一步認(rèn)識(shí)、計(jì)算機(jī)處理能力的進(jìn)一步提高、CT和MRI成像技術(shù)的不斷完善而逐步得到解決，使之更好地為臨床服務(wù)。
參考文獻(xiàn)
[1]Li W， Abram F Human hip joint cartilage： MRI quantitative thickness and volume measurements discriminating acetabulum and femoral head. IEEE Trans Biomed Eng，2008，55（12）：27312740.
[2]楊玉海，崔誼，崔允峰，等螺旋CT三維重建評(píng)價(jià)膝關(guān)節(jié)創(chuàng)傷的臨床應(yīng)用價(jià)值 醫(yī)學(xué)影像學(xué)雜志，2004，（1）：45.
[3]Ben djaballah MZ， ShiraziAdl A， Zukor DJFinite dement analysis of human knee joint in varusvalgus Clin Biomech （Bristol，Avon），1997，12 （3）：139.
[4]伍中慶，吳宇峰，蘇培基，等膝關(guān)節(jié)三維有限元模型的建立中華實(shí)用中西醫(yī)雜志，2004，4（17）：297071.
[5]汪 強(qiáng)，孫俊英，賴震，等膝關(guān)節(jié)三維有限元模型的建立陜西醫(yī)藥雜志，2007， 36（3）：210212.
[6]Hirokawa，S， Tsuruno，R， Threedimensional deformation and stress distribution in an analytical/computational modelof the anterior cruciate ligament. Journal of Biomechanics，2000，33：10691077.
[7]王光達(dá)，張祚福，齊曉軍，等膝關(guān)節(jié)三維有限元模型的建立及生物力學(xué)分析中國組織工程研究與臨床康復(fù)，2010，（52）：97029705.
[8]黃建國，史慶南，嚴(yán)繼康，等.膝關(guān)節(jié)三維有限元模型的重建.中華醫(yī)學(xué)研室雜志，2006，6（4）：415416.
[9]姜華亮，華錦明，許新忠，等正常人膝關(guān)節(jié)三維有限元模型的建立.蘇州大學(xué)學(xué)報(bào)（醫(yī)學(xué)版），2008；28（3）：421422.
[10]G Limbert， MTaylor， JMiddleton Threedimensional finite element modeling of the human ACL： simulation of passive knee flexion with a stressed and stressfree ACL. Journal of Biomechanics，2004，37：17231731.
[11]姚杰， 牛文鑫，王旸，等跳傘著陸過程中膝關(guān)節(jié)損傷的有限元研究 醫(yī)用生物力學(xué)，2010，25（4）：244248.
[12]吳宇峰，蘇培基，伍中慶，等髕骨的三維有限元重建及初步力學(xué)分析 中國中醫(yī)骨傷科雜志，2004，12 （2）：13.
[13]辛力，王業(yè)華 合并膝關(guān)節(jié)脫位的脛骨內(nèi)側(cè)平臺(tái)骨折4種內(nèi)固定方法的生物力學(xué)性能靜態(tài)有限元分析徐州醫(yī)學(xué)院學(xué)報(bào)，2008，28（8）：533536.
[]Bougherara H， Zdero R， Mahboob Z，et alThe biomechanics of a validated finite element model of stress shielding in a novel hybrid total knee replacement Proc Inst Mech Eng H，2010，224（10）：120919.
[15]Completo A， Rego A， Fonseca F， et al Biomechanical evaluation of proximal tibia behaviour with the use of femoral stems in revision TKA： an in vitro and finite element analysis Clin Biomech （Bristol， Avon），2010，25（2）：15965.
[16]liau J J， Cheng C K， Huang C H， et al The efect of malalignment on stresses in polyethylene component of total knee prosthesesa finite element analysis Clinical Biomechanics，2002，17：06.
第2篇：韌帶的生物力學(xué)特性范文
關(guān)鍵詞：運(yùn)動(dòng)損傷；防護(hù)服裝；運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)；防護(hù)模型
中圖分類號(hào)：TS941.2 文獻(xiàn)標(biāo)志碼：A
A Study on Protective Cloths Based on Sports Biomechanics
Abstract： Based on introducing sports biomechanics as well as current study on protective equipment and protective clothes， the article draws the conclusion that it is very important to study protective clothes by using sports biomechanics and puts forward the theoretical basis， technical problems and technical route for using sports biomechanics in garment applications.
Key words： sports injury； protective clothes； sports biomechanics； protective model
近年來，我國參與體育運(yùn)動(dòng)或日常鍛煉的人口越來越多。在對(duì)全國體育人口比例的調(diào)查中發(fā)現(xiàn)，1996年的體育人口在總?cè)丝谥兴嫉谋壤秊?1.4%，2000年增加到33.9%，而到2007年又增加到37.1%，短短10多年的時(shí)間里增加了5.7個(gè)百分點(diǎn)。
但是在運(yùn)動(dòng)中，由于人們并未太多地注意保護(hù)自己，常常會(huì)引起相應(yīng)的關(guān)節(jié)、肌肉、韌帶的意外損傷。網(wǎng)球運(yùn)動(dòng)常常會(huì)導(dǎo)致肘部、肩袖部損傷，范？克拉莫（Von Kramer）對(duì)網(wǎng)球運(yùn)動(dòng)中出現(xiàn)的損傷進(jìn)行過調(diào)查，結(jié)果表明，網(wǎng)球運(yùn)動(dòng)中肘關(guān)節(jié)損傷占全部損傷的41%，是最容易損傷的部位；肩袖損傷占其全部損傷的39%，僅次于網(wǎng)球肘。在跑步運(yùn)動(dòng)中，常常會(huì)發(fā)生小腿肌肉拉傷，有研究顯示，有高達(dá)35% ～ 65%的健身者與專業(yè)運(yùn)動(dòng)員曾經(jīng)發(fā)生過下肢損傷。老年人、小孩以及肢體殘疾人在日常的行走過程中，由于自身缺乏一定的平衡能力，往往會(huì)因?yàn)榭呐?、摔倒等突發(fā)狀況而意外導(dǎo)致肌肉和骨骼損傷。有國外學(xué)者曾做過相關(guān)的研究，該研究揭示了在老年人的摔倒中，將近53%是因?yàn)樾凶?、站立的不穩(wěn)定所導(dǎo)致的。
運(yùn)動(dòng)損傷已經(jīng)給運(yùn)動(dòng)員、業(yè)余愛好者、老年人、小孩等帶來了傷害，也是人們生命安全的重要隱患之一。也有不少人缺乏自我保護(hù)意識(shí)，認(rèn)為在業(yè)余的體育鍛煉和比賽中，做準(zhǔn)備活動(dòng)，然后再多加注意一些，受傷的幾率也就小了，其實(shí)這種想法是不正確的。因?yàn)檫@種損傷，比如說扭傷、摔傷、各種磕碰傷，在運(yùn)動(dòng)損傷里只占到了2%，它的名稱叫做意外傷，而將近98%的損傷是那種運(yùn)動(dòng)技術(shù)性傷。所以基于運(yùn)動(dòng)的生物力學(xué)，研制減少骨骼與肌肉損傷的防護(hù)性服裝，是一個(gè)很大的趨向。
1 運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)的研究
運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)是生物力學(xué)的分支學(xué)科，是研究體育運(yùn)動(dòng)中人體機(jī)械運(yùn)動(dòng)規(guī)律的科學(xué)。其主要任務(wù)是運(yùn)用生物學(xué)和力學(xué)的理論和方法研究人體從事各種運(yùn)動(dòng)、活動(dòng)以及勞動(dòng)的動(dòng)作技術(shù)，使復(fù)雜的人體動(dòng)作技術(shù)奠基于最基本的生物學(xué)和力學(xué)規(guī)律之上，并以數(shù)學(xué)、力學(xué)、生物學(xué)以及動(dòng)作技術(shù)原理的形式加以定量描述。運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)的發(fā)展與研究，為提高體育運(yùn)動(dòng)的成績(jī)、預(yù)防運(yùn)動(dòng)損傷、設(shè)計(jì)研發(fā)防護(hù)器材奠定了理論基礎(chǔ)。
1.1 運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)的實(shí)際應(yīng)用
對(duì)于運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)的研究，特別是在應(yīng)用上，具有自己的特色，大致可歸結(jié)為以下幾點(diǎn)：
（1）在競(jìng)技體育運(yùn)動(dòng)動(dòng)作的技術(shù)方面，根據(jù)人體的體態(tài)、素質(zhì)、機(jī)能等情況，研究適合個(gè)人的最佳運(yùn)動(dòng)和活動(dòng)技術(shù)的動(dòng)作方案，并通過動(dòng)作技術(shù)診斷使之逐步完善；
（2）從預(yù)防運(yùn)動(dòng)損傷的觀點(diǎn)出發(fā)，對(duì)各種體育、活動(dòng)以及生產(chǎn)勞動(dòng)進(jìn)行生物力學(xué)分析，找出致傷因素，并設(shè)計(jì)出相應(yīng)的預(yù)防與治療措施；
（3）運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)不僅研究人體，而且也研究與運(yùn)動(dòng)相關(guān)的器械的運(yùn)動(dòng)規(guī)律，按照人體形態(tài)、結(jié)構(gòu)和機(jī)能的生物力學(xué)特征，設(shè)計(jì)和改進(jìn)運(yùn)動(dòng)器材、設(shè)施、服裝與用具以及勞動(dòng)機(jī)器、工具等。
1.2 運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)與防護(hù)器材
從運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)的角度出發(fā)，對(duì)體育運(yùn)動(dòng)或健身鍛煉中用于防護(hù)人身安全、避免運(yùn)動(dòng)損傷的器材，提出設(shè)計(jì)和改進(jìn)的設(shè)想及要求，是一項(xiàng)非常艱巨的學(xué)科任務(wù)，當(dāng)前基于運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)研制的防護(hù)用品主要有護(hù)具、運(yùn)動(dòng)鞋。
新型橄欖球頭盔與傳統(tǒng)頭盔相比有著本質(zhì)的區(qū)別，新型頭盔的外層覆蓋了一種新型樹脂吸振緩沖材料，它可以有效地防止運(yùn)動(dòng)員以頭盔作為進(jìn)攻武器沖撞對(duì)手。在運(yùn)動(dòng)的過程中，人體的各個(gè)關(guān)節(jié)肌肉常常由于過多的運(yùn)動(dòng)量或瞬間的揮擊、拉伸發(fā)生拉傷或震傷。戴上護(hù)具后，就可以對(duì)相應(yīng)部位的肌肉、韌帶加壓舒服，減緩可能的過度拉伸，并協(xié)助肌肉動(dòng)作，對(duì)關(guān)節(jié)部位起到支撐作用。對(duì)于關(guān)節(jié)出現(xiàn)不同程度勞損的老人以及正在發(fā)育期的小孩來說，進(jìn)行遠(yuǎn)足郊游或體育鍛煉時(shí)，很有必要選擇一定的護(hù)具。
國內(nèi)外一線運(yùn)動(dòng)品牌，其運(yùn)動(dòng)鞋技術(shù)的每一項(xiàng)進(jìn)步都離不開生物力學(xué)研究，結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)和技術(shù)創(chuàng)新都遵循人體運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)原理。國際一線運(yùn)動(dòng)品牌都擁有自己的核心技術(shù)，如Nike的air氣囊鞋底科技和足跟穩(wěn)定技術(shù)、Adidas的HUG環(huán)抱系統(tǒng)和智能芯片技術(shù)、李寧新一代單弦弓減震技術(shù)等。無論核心技術(shù)如何創(chuàng)新變化，結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)必須遵循運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)的原理，其主要的生物力學(xué)原理是緩震減震、能量回歸、足跟控制、模擬踝足和回歸自然。
2 防護(hù)服裝的研究
伴隨著運(yùn)動(dòng)的普及，傳統(tǒng)的防護(hù)服裝基本上從舒適性、結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)、功能材料等角度出發(fā)進(jìn)行設(shè)計(jì)研究，通過研究改變或加強(qiáng)面料的性能來達(dá)到服裝吸濕排汗透氣、防火、防水等效果，或者從服裝結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)出發(fā)，采用多開口寬松式設(shè)計(jì)，在前胸、腋下、前后衣片采用連續(xù)開口散熱功能設(shè)計(jì)，設(shè)計(jì)了一套具有散熱功能的籃球比賽服裝。而在運(yùn)動(dòng)過程中能真正地起到對(duì)人體防護(hù)作用的，往往都是要通過佩戴護(hù)具來達(dá)到目的，從拳擊的頭盔到籃球的護(hù)足，每一個(gè)易受傷的關(guān)節(jié)都有相對(duì)應(yīng)的護(hù)具來產(chǎn)生防護(hù)的效果。
但是現(xiàn)階段基于運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)研究的運(yùn)動(dòng)防護(hù)僅限于護(hù)具以及運(yùn)動(dòng)鞋，而客戶對(duì)防護(hù)服裝的要求卻逐漸從原來的吸濕排汗等舒適性方面提升到舒適、功能、美觀、防護(hù)一體化上來，更多地希望可以通過服裝本身就可以達(dá)到防護(hù)人體的目的。
所以，有必要從人體出發(fā)，通過測(cè)量人體各關(guān)節(jié)點(diǎn)運(yùn)動(dòng)的三維坐標(biāo)數(shù)據(jù)的變化，將其轉(zhuǎn)化為人體關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的生物力學(xué)參數(shù)，通過分析生物力學(xué)參數(shù)數(shù)據(jù)，建立人體防護(hù)模型，明確服裝面料與防護(hù)模型相互之間的關(guān)系，并結(jié)合服裝材料學(xué)、服裝結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)、人體工效學(xué)等相關(guān)知識(shí)，設(shè)計(jì)具有防護(hù)性能的服裝。
3 運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)在服裝上的應(yīng)用
在體育運(yùn)動(dòng)、日常活動(dòng)以及生產(chǎn)勞動(dòng)中骨骼和肌肉損傷是難以避免的問題，解決這一難題，必須以人體運(yùn)動(dòng)為目標(biāo)，運(yùn)用人體解剖學(xué)、人體生理學(xué)、力學(xué)的理論與方法來探索人體運(yùn)動(dòng)規(guī)律，根據(jù)骨骼和肌肉的變化，建立外部防護(hù)模型，獲取防護(hù)服裝所需達(dá)到的力學(xué)參數(shù)，為開發(fā)運(yùn)動(dòng)防護(hù)服裝提供理論依據(jù)。
3.1 理論依據(jù)
在運(yùn)動(dòng)過程中，骨骼及肌肉功能模型的研究比較成熟，是確定肌肉長度、肌肉拉力線、肌力臂、肌力矩、肌力等關(guān)鍵因素，但卻沒有明確指出骨骼及肌肉損傷的臨界值，建立外防護(hù)模型是解決該問題的關(guān)鍵途徑。
基于人體骨骼與肌肉的動(dòng)力學(xué)模型，模擬在外部約束條件下骨骼和肌肉的變化，通過逆向動(dòng)力學(xué)方程式和有限元模擬獲取相關(guān)參數(shù)，建立外防護(hù)機(jī)制，即防護(hù)模型；在外加反應(yīng)實(shí)驗(yàn)的作用下，明確服裝材料的性能與外防護(hù)模型之間的關(guān)系，為研制高質(zhì)量的運(yùn)動(dòng)防護(hù)服裝、減少運(yùn)動(dòng)過程中骨骼及肌肉的損傷提供理論依據(jù)。
3.2 技術(shù)問題
（1）建立骨骼及肌肉的模型，需要運(yùn)用動(dòng)態(tài)捕捉系統(tǒng)捕捉關(guān)鍵點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)信息，測(cè)量人體在空間的位置和方向，即人體骨骼、關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)軌跡。動(dòng)態(tài)捕捉系統(tǒng)通常分類為 3類：機(jī)械式、電磁式和光學(xué)式，價(jià)格不菲。
（2）結(jié)合人體運(yùn)動(dòng)軌跡的數(shù)據(jù)，通過人體建模仿真軟件進(jìn)行模擬，并推導(dǎo)出骨骼及肌肉的最優(yōu)化的防護(hù)機(jī)制。
（3）通過實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證分析，明確防護(hù)模型與服裝面料的性能特征之間的關(guān)系，為研發(fā)防護(hù)性能最優(yōu)的服裝提供依據(jù)。
3.3 研究方案
針對(duì)一項(xiàng)具體的運(yùn)動(dòng)，主要研究?jī)?nèi)容有以下幾個(gè)方面：
（1）運(yùn)用動(dòng)態(tài)捕捉系統(tǒng)捕捉人體關(guān)鍵部位的空間運(yùn)動(dòng)軌跡；
（2）借助人體建模仿真軟件，將空間運(yùn)動(dòng)軌跡的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)化為生物力學(xué)參數(shù)，如各關(guān)節(jié)的位移、速度、加速度及肌肉長度、肌力臂、肌力矩等，進(jìn)而計(jì)算出有關(guān)人體防護(hù)力學(xué)參數(shù)；
（3）基于骨骼及肌肉模型，運(yùn)用逆向動(dòng)力學(xué)的方法，建立人體外部防護(hù)機(jī)制；
（4）根據(jù)各種服裝材料的性能，通過有限元的模擬，確定材料的性能與防護(hù)模型相互之間的關(guān)系，獲取防護(hù)服裝所需的防護(hù)參數(shù)；
（5）人體建模仿真軟件對(duì)所獲取的服裝防護(hù)參數(shù)進(jìn)行模擬，以進(jìn)一步獲得最優(yōu)防護(hù)的服裝。
技術(shù)路線如圖 1 所示。
4 結(jié)語
運(yùn)動(dòng)損傷常常給運(yùn)動(dòng)員、體育愛好者、老人、小孩等帶來意想不到的身體傷害，然而，傳統(tǒng)的防護(hù)服裝基本上從服裝的舒適性角度進(jìn)行研究，通過改變面料的特性來達(dá)到服裝的防濕透氣、吸濕排汗等，或從服裝的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)出發(fā)，改變服裝衣下間隙、開口特征等來提高服裝的著裝舒適性。國外對(duì)于運(yùn)動(dòng)防護(hù)服及裝備的研究則比較深入，從人體的頭部到腳的各個(gè)器官都配有特定的防護(hù)用具，所以基于運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)研究防護(hù)服裝必將是未來的研究熱門。
外防護(hù)模型的建立是運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)應(yīng)用到服裝領(lǐng)域的關(guān)鍵，也是制約防護(hù)服裝研發(fā)的主要因素。防護(hù)模型的研究處于起步階段，只有建立起防護(hù)模型，才能進(jìn)一步明確服裝材料與防護(hù)力學(xué)參數(shù)之間的相互轉(zhuǎn)化關(guān)系，也為研制減少運(yùn)動(dòng)損傷的運(yùn)動(dòng)裝備奠定技術(shù)基礎(chǔ)。
參考文獻(xiàn)
[1] 陸建平，李寧.我國居民參與體育鍛煉的特征研究[J].體育文化導(dǎo)刊，2012（1）：36-39.
[2] 張雷，王少華.網(wǎng)球運(yùn)動(dòng)中常見的損傷與防治[J].網(wǎng)球天地，1995（3）：45 - 47.
[3] 王威.對(duì)跑步中下肢運(yùn)動(dòng)損傷的原因分析[J].運(yùn)動(dòng)精品，2011（7）：16-17.
[4] Blake A J， et. al. Falls by elderly people at home： prevalence and associated factors[J].Age Ageing，1988（17）：365-372.
[5] 侯宇.運(yùn)動(dòng)護(hù)具面面觀[J].文體用品與科技，2009（11）：41.
[6] 全國體育學(xué)院教材委員會(huì).運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)[M].北京：人民體育出版社，1990.
[7] 全國體育學(xué)院教材委員會(huì).運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)（2版）[M].北京：人民體育出版社，2005：195-198.
[8] 王向東，劉學(xué)貞，苑廷剛，等. 運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)方法學(xué)研究現(xiàn)狀及發(fā)展趨勢(shì)[J]. 中國體育科技，2003，39（2）：15-16.
[9] 李世明.運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)理論與方法[M].北京：科學(xué)出版社，2006.
[10] 李建設(shè)，顧耀東，陸毅琛，等.運(yùn)動(dòng)鞋核心技術(shù)的生物力學(xué)研究[J].體育科學(xué)，2009，29（5）：40-49.
[11] 鄭素化，張欣，應(yīng)柏安.籃球運(yùn)動(dòng)服裝舒適性研究[J].西安工程大學(xué)學(xué)報(bào)，2008，22（1）：52-54.
[12] Beumer A， van Hemert WL， Swierstra BA， et al. A biomedical evaluation of the tibiofibular and tibiotalar ligaments of the ankle[J]. Foot Ankle Int， 2003（5）：426-429.
第3篇：韌帶的生物力學(xué)特性范文
關(guān)鍵詞：汽車安全；乘員下肢；有限元模型；生物力學(xué)；損傷機(jī)理
中圖分類號(hào)：U461.91文獻(xiàn)標(biāo)文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼：A文獻(xiàn)標(biāo)DOI：10.3969/j.issn.2095-1469.2016.02.04
汽車正面碰撞事故中，下肢是乘員最容易受到傷害的部位之一。據(jù)統(tǒng)計(jì)，當(dāng)乘員系上安全帶以及汽車配有安全氣囊時(shí)，下肢損傷所占比例約為頭部損傷的兩倍，而下肢損傷中55%的AIS2+損傷為KTH部位的損傷[1]。正面碰撞事故中KTH部位的損傷類型主要包括髕骨骨折、股骨骨折（包括股骨髁部、頭頸部和骨干骨折）以及髖關(guān)節(jié)損傷等，盡管不會(huì)直接危及生命，但致殘率高，且康復(fù)期長，給傷者和社會(huì)帶來沉重的負(fù)擔(dān)。因此，乘員KTH部位損傷研究是汽車乘員保護(hù)領(lǐng)域的重要課題。
鑒于乘員KTH部位損傷的多發(fā)性和嚴(yán)重性，相關(guān)學(xué)者對(duì)正面碰撞事故中乘員KTH部位的損傷機(jī)理和耐受極限等進(jìn)行了大量的生物力學(xué)試驗(yàn)研究。Powell[2-3]、Melvin[4]和Viano[5-6]等通過膝部撞擊試驗(yàn)研究了KTH部位的損傷閾值，美國聯(lián)邦機(jī)動(dòng)車安全標(biāo)準(zhǔn)FMVSS 208法規(guī)以此為依據(jù)，將股骨軸向壓縮力（10 kN）作為乘員下肢的損傷評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)。而Rupp等[7]通過19組KTH部位正面碰撞試驗(yàn)得知：乘員骨盆的耐受極限遠(yuǎn)低于股骨，其損傷閾值僅為5.70（±1.38）kN。因此，正面碰撞事故中乘員KTH部位的損傷機(jī)理和耐受極限存在較大爭(zhēng)議，目前尚無定論。
為研究交通事故中乘員KTH部位的損傷機(jī)理，建立了一個(gè)高仿真度的中國乘員下肢生物力學(xué)有限元模型，著重對(duì)其KTH部位的有效性進(jìn)行了驗(yàn)證，并通過計(jì)算機(jī)仿真模擬，研究了正面碰撞事故中汽車乘員艙前端碰撞面與KTH部位的相對(duì)位置關(guān)系對(duì)乘員KTH部位損傷程度的影響，為汽車安全性設(shè)計(jì)提供參考。
1 乘員下肢模型的建立
根據(jù)國標(biāo)GB 10000中50百分位中國成年男性的身體尺寸標(biāo)準(zhǔn)（身高1 678 mm，體重59 kg），選定一位30歲，身高1 680 mm，體重約60 kg的中國成年男性志愿者進(jìn)行下肢螺旋CT掃描，獲得人體下肢的醫(yī)學(xué)影像數(shù)據(jù)，并重建下肢骨骼的三維幾何模型。在此基礎(chǔ)上，利用ANSYS ICEM CFD軟件及其獨(dú)特的Block-Controlled網(wǎng)格劃分法建立下肢骨骼的有限元模型。由于肌肉、韌帶等下肢軟組織難以從CT影像中提取，本文通過研究其解剖學(xué)結(jié)構(gòu)確定下肢各軟組織的形態(tài)特征，在下肢骨骼模型的基礎(chǔ)上利用HyperMesh有限元前處理軟件構(gòu)建下肢軟組織的有限元模型。
建立的中國乘員下肢生物力學(xué)有限元模型如圖1所示。該模型具有完整的下肢解剖學(xué)結(jié)構(gòu)，包括下肢骨骼、關(guān)節(jié)以及皮膚、肌肉等軟組織。
下肢骨骼模型包括骨盆、股骨、髕骨以及小腿骨等，均采用六面體單元?jiǎng)澐?，區(qū)分了皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨。皮質(zhì)骨除長骨骨骺區(qū)域采用一層實(shí)體單元模擬外，其余部位如長骨骨干、髕骨等均采用兩層單元?jiǎng)澐?，以獲得較好的計(jì)算精度和效率，且皮質(zhì)骨模型厚度按照CT影像中皮質(zhì)骨的真實(shí)厚度連續(xù)變化，最大程度再現(xiàn)下肢骨骼的解剖學(xué)特征。
關(guān)節(jié)模型則包括下肢兩個(gè)重要關(guān)節(jié)――膝關(guān)節(jié)和髖關(guān)節(jié)。在交通事故中，乘員膝關(guān)節(jié)往往首先與汽車乘員艙前部發(fā)生碰撞，首當(dāng)其沖。膝關(guān)節(jié)軟組織模型包括韌帶、關(guān)節(jié)囊、半月板以及關(guān)節(jié)軟骨等，其中膝關(guān)節(jié)韌帶主要包括內(nèi)側(cè)副韌帶（Medial Collateral Ligament，MCL）、外側(cè)副韌帶（lateral collateral ligment，LCL）、前交叉韌帶（Anterior cruciate Ligament，ACL）、后交叉韌帶（Premature Capacity Lose，PCL）以及髕韌帶。除關(guān)節(jié)囊采用殼單元外，膝關(guān)節(jié)其余軟組織均采用實(shí)體單元模擬。髖關(guān)節(jié)模型由髖臼和股骨頭構(gòu)成，髖臼內(nèi)覆有一層軟骨實(shí)體單元，關(guān)節(jié)周圍由殼單元韌帶模型進(jìn)行加固。關(guān)節(jié)軟骨和韌帶模型的厚度參考文獻(xiàn)中相關(guān)解剖學(xué)數(shù)據(jù)設(shè)定[8-9]。各關(guān)節(jié)面之間定義為自動(dòng)面-面接觸（Automatic_Surface_to_Surface），關(guān)節(jié)軟組織間為單面接觸（Automatic_Single _Surface）。
肌肉與皮膚能夠吸收碰撞能量，改變骨骼的受力分布情況，具有一定的緩沖作用。肌肉采用六面體單元模擬，與長骨模型共節(jié)點(diǎn)連接，并在表面附上一層殼單元模擬皮膚，厚度定義為1 mm。
乘員下肢有限元模型共包括177 101個(gè)單元，197 949個(gè)節(jié)點(diǎn)，最小單元尺寸0.7 mm，最小雅克比0.5，滿足計(jì)算要求。骨骼采用彈塑性材料模擬，肌肉、韌帶等采用粘彈性材料模擬，其它軟組織則定義為線彈性材料。骨骼和韌帶均定義了失效，以模擬骨折和韌帶撕裂。乘員下肢模型的材料參數(shù)參考相關(guān)文獻(xiàn)獲得，并進(jìn)行了一定的修正，見表1[10-11]。
2 KTH模型的驗(yàn)證
乘員KTH部位主要包括膝關(guān)節(jié)、大腿和髖關(guān)節(jié)三大部分，而大腿AIS2+損傷多為股骨骨折，因此模型驗(yàn)證的對(duì)象分別為膝關(guān)節(jié)、股骨和髖關(guān)節(jié)。本文通過模擬Haut等[12]的獨(dú)立膝關(guān)節(jié)沖擊試驗(yàn)和Kerrigan等[13]的股骨動(dòng)態(tài)三點(diǎn)彎曲試驗(yàn)分別針對(duì)乘員膝關(guān)節(jié)模型和股骨模型進(jìn)行了驗(yàn)證，并參考Rupp等[7]的沖擊試驗(yàn)，綜合驗(yàn)證了膝關(guān)節(jié)-大腿模型的有效性。骨盆模型來自于本研究團(tuán)隊(duì)成果[14]，髖關(guān)節(jié)模型驗(yàn)證過程在此不再贅述。
2.1 獨(dú)立膝關(guān)節(jié)沖擊驗(yàn)證
為了研究乘員膝關(guān)節(jié)的耐受極限，Haut等對(duì)獨(dú)立的膝關(guān)節(jié)進(jìn)行了軸向撞擊試驗(yàn)。試驗(yàn)中將大腿從距膝關(guān)節(jié)約15 mm處截?cái)嗖傂怨潭ü晒墙孛?，并用繩索系住股四頭肌腱使膝關(guān)節(jié)呈90°彎曲。質(zhì)量約為4.5 kg的剛性圓柱撞錘在兩根導(dǎo)軌的引導(dǎo)下加速到3.4 m/s軸向撞擊膝關(guān)節(jié)部位，并記錄載荷-時(shí)間歷程。本文通過模擬Haut等的試驗(yàn)，對(duì)乘員KTH模型中的膝關(guān)節(jié)模型進(jìn)行了動(dòng)態(tài)沖擊驗(yàn)證，仿真參考試驗(yàn)設(shè)置，如圖2所示。
獨(dú)立膝關(guān)節(jié)沖擊驗(yàn)證仿真與試驗(yàn)結(jié)果對(duì)比如圖3所示。Haut等的試驗(yàn)中，60歲以下年齡段尸體樣本膝關(guān)節(jié)的平均骨折極限為6.7±1.7 kN，仿真過程中出現(xiàn)的碰撞力峰值為5.4 kN，位于試驗(yàn)結(jié)果區(qū)間，且載荷上升趨勢(shì)與試驗(yàn)曲線相吻合。60歲以下年齡段的10組試驗(yàn)中，共有9組試驗(yàn)出現(xiàn)骨折，其中7處骨折發(fā)生在髕骨部位。仿真過程中髕骨模型最大應(yīng)力達(dá)到105 MPa，髕骨下端發(fā)生單元失效，如圖4所示，與試驗(yàn)骨折部位相對(duì)應(yīng)。因此，本文建立的乘員膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)模型能夠準(zhǔn)確模擬乘員膝關(guān)節(jié)的損傷。
2.2 股骨動(dòng)態(tài)三點(diǎn)彎曲驗(yàn)證
股骨模型參考Kerrigan等的股骨動(dòng)態(tài)三點(diǎn)彎曲試驗(yàn)進(jìn)行驗(yàn)證，如圖5所示。試驗(yàn)中將股骨兩端塞入下方帶有弧形金屬板的金屬方盒內(nèi)，以提供一個(gè)簡(jiǎn)單的支撐條件，并保持股骨姿態(tài)與其在人體中的姿態(tài)一致。試驗(yàn)中金屬盒采用聚氨酯泡沫填充塞實(shí)，仿真時(shí)通過定義長骨兩端與金屬盒的剛性連接（Constrained_Extra_Nodes_Set）來模擬。前端為弧形的剛性沖擊器以1.2 m/s的恒定速度從L-M方向加載于股骨中部直至骨折。
在動(dòng)態(tài)三點(diǎn)彎曲加載條件下，股骨中部彎矩-位移曲線仿真與試驗(yàn)對(duì)比如圖6所示。股骨模型中部承受的彎矩隨加載處位移的增加而增加，直至發(fā)生骨折，耐受極限為417 N?m，與Kerrigan等的試驗(yàn)結(jié)果412±102 N?m相接近。仿真曲線位于試驗(yàn)曲線范圍內(nèi)，因此股骨模型能較好地反映股骨的動(dòng)態(tài)生物力學(xué)響應(yīng)。
2.3 乘員膝部沖擊驗(yàn)證
為了研究軸向沖擊條件下乘員KTH部位的耐受限度，Rupp等對(duì)不含骨盆和大腿肌肉的下肢進(jìn)行了膝部軸向沖擊試驗(yàn)，如圖7所示。膝關(guān)節(jié)呈90°彎曲，股骨頭頂部由固定剛性杯狀裝置支撐，剛性沖擊塊在氣動(dòng)裝置的加速下軸向加載于乘員膝部位置，加載速率約為300 N/ms。為使沖擊塊穩(wěn)定地傳遞沖擊載荷，沖擊塊前端接觸面按膝部形狀塑造。仿真參考試驗(yàn)設(shè)置，如圖8所示。
仿真輸出沖擊塊接觸力-時(shí)間歷程曲線，并與試驗(yàn)結(jié)果對(duì)比，如圖9所示。仿真曲線與試驗(yàn)曲線能較好地吻合，試驗(yàn)中股骨骨折的耐受極限為7.59±1.58 kN，而模型仿真得到的耐受極限為7.03 kN，位于試驗(yàn)結(jié)果區(qū)間內(nèi)。
圖10為膝部軸向沖擊載荷下仿真與試驗(yàn)骨折部位對(duì)比。在Rupp等的沖擊試驗(yàn)中，股骨均于股骨頸處發(fā)生骨折，如圖10d所示。仿真模擬過程中，下肢模型最大應(yīng)力均出現(xiàn)在股骨頸部。且頸部應(yīng)力隨時(shí)間逐漸增大。當(dāng)仿真進(jìn)行到20 ms時(shí)，股骨頸部應(yīng)力達(dá)到最大值121 MPa，23 ms時(shí)股骨頸部單元失效發(fā)生骨折，如圖10c所示，與試驗(yàn)骨折部位相同，因此模型生物仿真度較好。
3 正面碰撞乘員KTH部位的損傷分析
汽車乘員艙前端碰撞面設(shè)計(jì)角度，以及乘員坐姿的差異會(huì)導(dǎo)致乘員艙碰撞面與乘員KTH部位的相對(duì)位置關(guān)系有所不同。本文在Haut及Rupp等的試驗(yàn)基礎(chǔ)上，運(yùn)用建立的乘員KTH生物力學(xué)有限元模型，基于汽車正面碰撞事故，仿真模擬研究了上述相對(duì)位置關(guān)系對(duì)乘員KTH生物力學(xué)響應(yīng)及損傷的影響。
3.1 撞擊面水平旋轉(zhuǎn)對(duì)KTH部位的損傷影響
撞擊面水平旋轉(zhuǎn)對(duì)乘員KTH部位的損傷影響分析如圖11所示，定義撞擊面水平碰撞角α為撞擊塊撞擊面法線與股骨軸線投影到水平面上的夾角，且向旋轉(zhuǎn)為正，向外側(cè)旋轉(zhuǎn)為負(fù)。參考Rupp等的試驗(yàn)方法，利用固定剛性杯狀裝置支撐股骨頭部以模擬髖關(guān)節(jié)，采用類似于Haut等試驗(yàn)中的撞擊塊（4.5 kg）并水平旋轉(zhuǎn)α角度后軸向撞擊乘員下肢膝關(guān)節(jié)部位，撞擊速度設(shè)為3 m/s。仿真過程中，保持膝關(guān)節(jié)模型呈90°彎曲，并用剛性墻模擬地面對(duì)足部的支撐。
本文分別進(jìn)行了-30°、-15°、0°、15°、30°五組不同水平角的碰撞仿真模擬，不同水平角碰撞下股骨軸向力對(duì)比如圖12所示。撞擊塊處于中性位置時(shí)（α=0°），股骨軸向力峰值約為4.74 kN；當(dāng)α=15°時(shí)，股骨軸向力為4.36 kN，相對(duì)于中性位置略有下降，而當(dāng)α=-15°時(shí)，股骨軸向力為3.25 kN，僅為撞擊塊中性位置時(shí)的69%。當(dāng)撞擊塊向內(nèi)、外側(cè)旋轉(zhuǎn)30°時(shí)，股骨軸向力下降更為明顯，尤其是向外側(cè)旋轉(zhuǎn)30°時(shí)（α=-30°），股骨軸向力峰值僅為1.84 kN，降幅高達(dá)61%。由此可見，無論撞擊塊向內(nèi)側(cè)或者外側(cè)旋轉(zhuǎn)，股骨軸向力均會(huì)出現(xiàn)下降，且水平碰撞角越大，股骨軸向力越小，尤其是當(dāng)撞擊塊向外側(cè)旋轉(zhuǎn)時(shí)，載荷降幅較大。內(nèi)、外側(cè)旋轉(zhuǎn)相同角度而導(dǎo)致的載荷差異，可能是由于股骨頭偏離股骨軸線內(nèi)伸的緣故。
圖13所示為不同水平角碰撞下KTH各部位的最大應(yīng)力值對(duì)比。不同碰撞角度下，最大應(yīng)力值均出現(xiàn)在股骨頸部，其次為髕骨和股骨髁部。當(dāng)撞擊塊處于中性位置時(shí)，股骨頸部最大應(yīng)力為98.8 MPa，而當(dāng)沖擊器分別向內(nèi)、外側(cè)旋轉(zhuǎn)時(shí)，應(yīng)力值均出現(xiàn)下降，且當(dāng)撞擊塊向外側(cè)旋轉(zhuǎn)時(shí)，各部位應(yīng)力值較低。撞擊塊向外側(cè)水平旋轉(zhuǎn)15°和30°時(shí)，股骨頸部應(yīng)力最大值分別為73.9 MPa和52.0 MPa，相對(duì)中性位置分別下降25%和47%。因此，撞擊塊從中性位置向兩側(cè)小角度水平旋轉(zhuǎn)有利于降低乘員下肢的沖擊載荷，尤其是向大腿外側(cè)旋轉(zhuǎn)適當(dāng)角度可在一定程度上降低乘員下肢的損傷風(fēng)險(xiǎn)。
3.2 撞擊面前傾及乘員坐姿對(duì)KTH部位的損傷影響
對(duì)于汽車內(nèi)部的真實(shí)環(huán)境，為了滿足人機(jī)工程學(xué)和乘坐舒適性的要求，乘員艙前端面設(shè)計(jì)時(shí)往往向乘員膝部?jī)A斜一定角度。此外，由于車內(nèi)座椅相對(duì)于乘員艙地板高度較低，乘坐時(shí)乘員膝部相對(duì)于髖關(guān)節(jié)會(huì)稍稍抬起，且乘員坐姿的不同也會(huì)導(dǎo)致大腿“上抬”角度有所差異。而撞擊面法線和股骨軸線在矢狀面上的角度關(guān)系直接影響到乘員KTH部位的受力特征。本文基于下肢生物力學(xué)模型研究了正面碰撞事故中上述因素對(duì)乘員KTH部位損傷的影響，如圖14所示。保持膝關(guān)節(jié)模型呈90°彎曲，并用剛性墻模擬地面對(duì)足部的支撐，將撞擊塊向前傾斜一定角度，定義撞擊面法線與水平基準(zhǔn)的夾角為撞擊面前傾角θ，并調(diào)整下肢模型姿勢(shì)使乘員大腿稍稍向上抬起，定義股骨軸線與水平基準(zhǔn)的夾角為β。股骨頭支撐方式、撞擊塊類型與上節(jié)相同，撞擊塊以3 m/s的速度水平撞擊膝關(guān)節(jié)部位。β和θ分別取值0°、10°、20°和30°，排列組合進(jìn)行4×4共16組碰撞仿真模擬，并對(duì)仿真結(jié)果進(jìn)行分析。
表2為β角和θ角不同組合下股骨軸向力仿真結(jié)果。16組仿真結(jié)果表明，當(dāng)β=10°且θ=0°時(shí)，股骨軸向力最大，為4.81 kN；而當(dāng)β=0°且
θ=30°時(shí)，股骨軸向力最小，僅為1.62 kN，降幅為66%。由此可見，適當(dāng)?shù)摩陆呛挺冉墙M合能夠顯著降低乘員大腿在正面碰撞過程中的載荷。此外，僅從單一因素進(jìn)行分析，股骨軸向力隨β角或θ角的變化規(guī)律并不明顯，體現(xiàn)出乘員KTH部位在正面碰撞過程中損傷機(jī)理的復(fù)雜性。
為了分析股骨軸向力與撞擊面前傾角θ和乘員坐姿角β的相關(guān)性，以（θ-β）為橫坐標(biāo)，股骨軸向力為縱坐標(biāo)，如圖15所示。當(dāng)β=0°或10°時(shí)，（θ-β）≥-10°，股骨軸向力隨（θ-β）值的增大而減少。當(dāng)（θ-β）一定時(shí)，股骨軸向力隨β或θ的變化并不明顯。當(dāng)β=20°或30°時(shí)，股骨軸向力先隨著（θ-β）的增大而遞增，當(dāng)（θ-β）=
-10°時(shí)，股骨軸向力達(dá)到最大值，隨后股骨軸向力隨著（θ-β）的增大而遞減。當(dāng)（θ-β）一定時(shí)，β=20°或30°時(shí)的股骨軸向力相差不大，但明顯低于β=0°或10°時(shí)的股骨軸向力。
在圖14所示的約束和加載條件下，股骨應(yīng)力最大值多出現(xiàn)在頸部，股骨頸部應(yīng)力隨（θ-β）的變化關(guān)系如圖16所示。16組仿真結(jié)果表明，當(dāng)β=10°且θ=0°時(shí)，股骨頸部應(yīng)力值最大，達(dá)104.6 MPa；而當(dāng)β=0°且θ=30°時(shí)，股骨頸部應(yīng)力值最小，僅為39.8 MPa，降幅達(dá)62%，如圖17所示。股骨頸部應(yīng)力變化趨勢(shì)與股骨軸向力變化趨勢(shì)相同，當(dāng)（θ-β）=
-10°，股骨頸部應(yīng)力最大；當(dāng)（θ-β）偏離-10°時(shí)，股骨應(yīng)力遞減。
圖18為髕骨應(yīng)力隨（θ-β）的變化關(guān)系。髕骨最大應(yīng)力出現(xiàn)在β=0°且θ=10°時(shí)，最大應(yīng)力為97.7 MPa；最小應(yīng)力仍出現(xiàn)在β=0°且θ=10°時(shí)，僅為45.5 MPa，降幅54%。髕骨應(yīng)力變化趨勢(shì)與股骨有所不同，當(dāng)β或θ一定，（θ-β）在（-10°，20°）之間變化時(shí)，髕骨應(yīng)力較大但變化較??；而（θ-β）20°時(shí)，髕骨應(yīng)力下降明顯。此外，當(dāng)（θ-β）一定時(shí)，β=0°或10°
時(shí)的髕骨應(yīng)力略高于β=20°或30°時(shí)。
綜上所述，乘員膝部正面碰撞時(shí)，KTH部位的損傷風(fēng)險(xiǎn)和撞擊面法線與乘員股骨軸線在矢狀面上投影的夾角（θ-β）關(guān)系緊密，適當(dāng)?shù)摩扰cβ組合能夠有效改善乘員KTH部位的受力和損傷情況。
4 結(jié)論
（1）建立了具有精細(xì)解剖學(xué)結(jié)構(gòu)的50百分位中國成年乘員下肢生物力學(xué)有限元模型，該模型包括下肢骨骼、關(guān)節(jié)以及皮膚、肌肉等軟組織，其中下肢骨骼模型包括骨盆、股骨、髕骨以及小腿骨等，關(guān)節(jié)模型包括髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)。該模型有助于研究汽車正面碰撞事故中乘員下肢的損傷風(fēng)險(xiǎn)和損傷機(jī)理，為汽車安全性設(shè)計(jì)提供參考。
（2）模擬相關(guān)生物力學(xué)試驗(yàn)，對(duì)乘員KTH模型的仿真可靠性進(jìn)行了全面的驗(yàn)證。結(jié)果表明，模型具有較好的生物仿真度，能夠準(zhǔn)確模擬正面碰撞事故中乘員KTH部位的生物力學(xué)響應(yīng)和損傷細(xì)節(jié)。
（3）研究了正面碰撞事故中汽車乘員艙前端碰撞面與乘員KTH部位相對(duì)碰撞角度對(duì)乘員KTH部位的損傷影響。仿真分析表明，乘員膝部正面碰撞時(shí)，KTH部位的損傷風(fēng)險(xiǎn)和撞擊面法線與乘員股骨軸線在水平面和矢狀面上的投影角緊密相關(guān)，其損傷風(fēng)險(xiǎn)隨水平面投影角絕對(duì)值的增大而降低，水平面投影角為0°時(shí)損傷風(fēng)險(xiǎn)最大，碰撞面向兩側(cè)水平旋轉(zhuǎn)適當(dāng)角度有利于降低乘員KTH部位的損傷風(fēng)險(xiǎn)。當(dāng)矢狀面投影角（θ-β）位于-10°附近時(shí)，大腿（股骨）損傷風(fēng)險(xiǎn)較高；當(dāng)（θ-β）偏離-10°時(shí)，損傷風(fēng)險(xiǎn)遞減；而當(dāng)（θ-β）位于（-10°，20°）之間時(shí)，髕骨損傷幾率較大。
參考文獻(xiàn)（References）：
KUPPA S，Wang Jing，HAFFNER M，et al. Lower Extremity Injuries and Associated Injury Criteria [C]//International Technical Conference on the Enhanced Safety of Vehicles，Washington DC：National Highway Traffic Safety Administration，2001.
POWELL W R，ADVANI S H，CLARK R N，et al. Investigation of Femur Response to Longitudinal Impact [C]// SAE Technical Paper 741190，1974.
POWELL W R，OJALA S J，ADVANI S H，et al. Cadaver Femur Responses to Longitudinal Impacts [C]//Stapp Car Crash Conference，Ann Arbor：Society of Automotive Engineers，1975：561-579.
MELVIN J W，STALNAKER R L，ALEM N M，et al. Impact Response and Tolerance of the Lower Extremities [C]// Stapp Car Crash Conference，Ann Arbor：Society of Automotive Engineers，1975： 543-559.
VIANO D C. Considerations for a Femur Injury Criterion [C]// SAE Technical Paper 770925，1977.
VIANO D C，CULVER C C，HAUT R C，et al. Bolster Impacts to the Knee and Tibia of Human Cadavers and an Anthropomorphic Dummy [C]// Stapp Car Crash Conference，Ann Arbor：Society of Automotive Engineer，1978：169-207.
RUPP J D，REED M P，VAN E C，et al. The Tolerance of the Human Hip to Dynamic Knee Loading [J]. Stapp Car Crash Journal，2002，46（46）：211-228.
董躍福，董英海，胡廣洪，等. 準(zhǔn)確構(gòu)建個(gè)體化膝關(guān)節(jié)有限元解剖模型的方法 [J]. 臨床骨科雜志，2011， 14（2）：198-203.
Dong Yuefu，Dong Yinghai，Hu Guanghong，et al. A Method for Accurate Reconstruction of Subject-Specific Anatomical Finite Element Model of Knee Joint [J]. Journal of Clinical Orthopaedics，2011，14（2）：198-203. （in Chinese）
張冠軍，曹立波，官鳳嬌，等. 行人膝關(guān)節(jié)韌帶的建模及驗(yàn)證研究 [J]. 汽車工程，2012，34（1）：57-61.
Zhang Guanjun，Cao Libo，Guan Fengjiao，et al. A Study on the Modeling and Its Validation for Pedestrian's Knee Ligaments [J]. Automotive Engineering，2012， 34（1）：57-61. （in Chinese）
張冠軍. 行人下肢的碰撞損傷特性及相關(guān)參數(shù)研究 [D]. 長沙：湖南大學(xué)，2009.
Zhang Guanjun. A study on Characteristics of Lower Extremity and Related Parameters in Vehicle-Pedestrian Crashes [D]. Changsha：Hunan University，2009. （in Chinese）
李海巖，顧玉龍，阮世捷，等. 人體膝關(guān)節(jié)有限元?jiǎng)恿W(xué)分析模型的建立與驗(yàn)證 [J]. 生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志， 2012，29（1）：97-101.
Li Haiyan，Gu Yulong，Ruan Shijie，et al. Development and Validation of a Finite Element Model of Human Knee Joint for Dynamic Analysis [J]. Journal of Biomedical Engineering，2012，29（1）：97-101. （in Chinese）
HAUT R C，ATKINSON P J. Insult to the Human Cadaver Patellofemoral Joint：Effects of Age on Fracture Tolerance and Occult Injury [C]//SAE Technical Paper 952729， 1995.
第4篇：韌帶的生物力學(xué)特性范文
關(guān)鍵詞:散打;運(yùn)動(dòng)員;膝關(guān)節(jié);損傷
中圖分類號(hào):G804.53
文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼:A
文章編 號(hào):1007-3612(2010)06-0051-03
Investigation and Analysis of Knee Joint Injury in Outstanding W ushu Sanshou Athletes of China
ZHANG Ganglin,HUANG Tao,LI Xinjian
(Beijing Sport University,Beijing 100084,China)
Abstract: Object: the paper aims to understand the incidences of knee joint injuries in at hletes,explore its pathologic mechanism and the preventive measures. Methods: it conducts retrospective reviews and clinical examinations on national Sanshou training team and the athletes,who joined national Wushu Sanshou championship h old in GuangZhou in Oct,2007. In total 90 athletes were studied. Results: All results were analyzed statistically including the rate of knee joint injuries, the damage parts,the nature of injuries,the timing and distribution of injurie s and technical movements and the reasons of injuries. Suggestions: To prevent these kinds of injuries,athletes should intensify protections during exercises and competitions as well as the recovery measures. At the same time,athletes s hould strengthen the power of muscles around the knee joints and improve the tra ining methods to make the movements adapt to the anatomy and biomechanics charac ters. Lastly,athletes should standardize and normalize their movements and pay attention to medical supervision
Key words: sanshou; athletes; knee joints; injuries
武術(shù)散打作為中華武術(shù)技擊的代表以其濃烈的東方民族傳統(tǒng)特色及豐富深厚的文化內(nèi) 涵,越來越受到國人及全世界人民的廣泛認(rèn)可和青睞。由于散打是一項(xiàng)以踢、打、摔為主要 內(nèi)容,以雙方格斗為形式的對(duì)抗性極強(qiáng)的體育競(jìng)賽項(xiàng)目。所以在進(jìn)行專項(xiàng)訓(xùn)練和比賽的過程 中就會(huì)很容易發(fā)生運(yùn)動(dòng)損傷,本文對(duì)我國優(yōu)秀散打運(yùn)動(dòng)員膝關(guān)節(jié)損傷進(jìn)行了調(diào)查和分析,為 科學(xué)指導(dǎo)訓(xùn)練,減少運(yùn)動(dòng)員損傷提供理論依據(jù)。
1 研究對(duì)象與方法
1.1 研究對(duì)象
國家武術(shù)散打集訓(xùn)隊(duì)運(yùn)動(dòng)員及參加2007年10 月在廣州舉辦的全國武術(shù)散打冠軍賽的男子運(yùn)動(dòng)員91人。
1.2 研究方法
對(duì)研究對(duì)象采取調(diào)查問卷與臨床檢查相結(jié)合的方法。調(diào)查項(xiàng)目主要包括:膝關(guān)節(jié)損傷情 況、損傷性質(zhì)、損傷部位、損傷程度、損傷時(shí)段、損傷季節(jié)特征、損傷與運(yùn)動(dòng)員內(nèi)外在因素 的關(guān)系、損傷與技術(shù)動(dòng)作的關(guān)系。
2 結(jié) 果
2.1 膝關(guān)節(jié)損傷的發(fā)生率
在調(diào)查的91名運(yùn)動(dòng)員中,有膝關(guān) 節(jié)損傷的運(yùn)動(dòng)員82人,9人無膝關(guān)節(jié)損傷(表1)。
表1 91名散打運(yùn)動(dòng)員膝關(guān)節(jié)損傷的情況(n=91)
受傷 人數(shù)未受傷人數(shù)總計(jì)人數(shù)/人
百分比/%82
90.09
10.091
100
2.2 膝關(guān)節(jié)損傷部位
本次調(diào)查的82名膝關(guān)節(jié)損傷的運(yùn)動(dòng)員中,共發(fā)現(xiàn)運(yùn)動(dòng)損傷10種,其中受傷居前5位的是: 內(nèi)側(cè)副韌帶損傷73例,發(fā)病率89%;外側(cè)副韌帶損傷66例(80%);前后交叉韌帶損傷42例( 51%);膝半月板損傷34例(41%);髕骨勞損25例(30%)(表2)。
2.3 膝關(guān)節(jié)損傷的性質(zhì)
依照發(fā)病的緩急,運(yùn)動(dòng)中突然受傷,表現(xiàn)具有紅、腫、熱、疼等急性癥狀的稱為急性損 傷。由過去多次微細(xì)損傷積累而造成的損傷稱為慢性損傷。
通過對(duì)82名散打運(yùn)動(dòng)員的調(diào)查統(tǒng)計(jì)得出,膝關(guān)節(jié)急性損傷186人次,占69%,其損傷部位多為 內(nèi)側(cè)副韌帶、側(cè)副韌帶、十字韌帶以及半月板損傷(表3)。
慢性損傷有92人次,占31%,其損傷部位多為半月板、髕骨勞損、膝脂肪墊以及滑膜炎 等(表4)。
5.4 2.4 膝關(guān)節(jié)損傷的時(shí)間分布
調(diào)查發(fā)現(xiàn)我國散打運(yùn)動(dòng)員膝關(guān) 節(jié)受傷最多的時(shí)段是在競(jìng)賽期,占50.0%;準(zhǔn)備期受傷人數(shù)次之,占39.0%;過度期受傷人 數(shù)最低,僅占11.0%(表5)。
通過調(diào)查發(fā)現(xiàn),發(fā)生膝關(guān)節(jié)損傷的運(yùn)動(dòng)員中,有39人次是在實(shí)戰(zhàn)中受傷,占總受傷率的 47.5%;有32人次在專項(xiàng)訓(xùn)練中受傷(39.0%)。其他時(shí)段受傷率較低(表6)。
1.2 2.6 膝關(guān)節(jié)損傷與技術(shù)動(dòng)作的關(guān)系
踢法和摔法是造成散打運(yùn)動(dòng)員的受傷主要技術(shù)動(dòng)作,掌握正確的基本動(dòng)作姿勢(shì)和正確動(dòng) 作技術(shù)要領(lǐng),是避免膝損傷的關(guān)鍵。
2.7 散打運(yùn)動(dòng)員膝關(guān)節(jié)損傷致因分析
散打運(yùn)動(dòng)員膝關(guān)節(jié)損傷除了與關(guān)節(jié)本身的生理結(jié)構(gòu)有關(guān),還與運(yùn)動(dòng)員的主觀因素(思想 因素、身體因素)和運(yùn)動(dòng)員的客觀因素(訓(xùn)練因素、場(chǎng)地因素、其它)有著密切關(guān)系。此調(diào) 查包括31名教練員(表8)和82名運(yùn)動(dòng)員(表9)。
排序致傷因素平均數(shù)排序致傷因素平均數(shù) 1關(guān)節(jié)周圍肌肉力量不足2.7513情緒低落2.412局部負(fù)擔(dān)過重2.714身體素質(zhì)差2.423運(yùn)動(dòng)負(fù)荷過大、身體疲勞2.6815天氣原因1.94技術(shù)要領(lǐng)不準(zhǔn)確2.6416注意力不集中2.455自我保護(hù)意識(shí)差2.6117對(duì)方故意傷人1.296帶傷訓(xùn)練比賽2.6518準(zhǔn)備活動(dòng)不合理2.477醫(yī)務(wù)監(jiān)督不完善受傷得不到及時(shí)治療與調(diào)整2.5719動(dòng)作太易、掉以輕 心2.078安排恢復(fù)的時(shí)間及措施不合理2.5620場(chǎng)地器材、環(huán)境因素2.419過度興奮2.521教練員的更換1.210體力不佳1.7522動(dòng)作太難1.3911膝關(guān)節(jié)舊傷未愈1.7823暴力撞擊1.4312技術(shù)掌握不熟練1.81表9 散打運(yùn)動(dòng)員膝關(guān)節(jié)損傷致因調(diào)查結(jié)果(運(yùn)動(dòng)員問卷)(n=82)
排序致傷因素平均數(shù)排序致傷因素平均數(shù)1帶傷訓(xùn)練比賽2.7413注意力不集中1.972局部負(fù)擔(dān)過重2.7214身體素質(zhì)差2.093關(guān)節(jié)周圍肌肉力量不足2.6815對(duì)方故意傷人1.264醫(yī)務(wù)監(jiān)督不完善受傷得不到及時(shí)治療與調(diào)整2.6716技術(shù)掌握不熟練 1.85安排恢復(fù)的時(shí)間及措施不合理2.6417場(chǎng)地器材、環(huán)境因素2.426自我保護(hù)意識(shí)差2.5818暴力撞擊1.47運(yùn)動(dòng)負(fù)荷過大、身體疲勞2.5719體力不佳1.748技術(shù)要領(lǐng)不準(zhǔn)確2.5420膝關(guān)節(jié)舊傷未愈1.769準(zhǔn)備活動(dòng)不合理2.5321動(dòng)作太難1.3810過度興奮2.5122教練員的更換1.2211情緒低落223天氣原因1.8912動(dòng)作太易、掉以輕心2.09
3 分析與討論
膝關(guān)節(jié)是全身最大的滑車球狀關(guān)節(jié),同時(shí)也是人體最復(fù)雜的關(guān)節(jié),保持其穩(wěn)定的是關(guān)節(jié) 囊、韌帶和周圍的肌肉[1],膝關(guān)節(jié)上下骨端均為松質(zhì)骨,周圍軟組織包容少,遭 受直接或 間接暴力時(shí),極易受到損傷。膝關(guān)節(jié)負(fù)重大,結(jié)構(gòu)復(fù)雜且淺,骨杠桿又長,前后或兩側(cè)受撞 擊時(shí)均可使韌帶、肌腱、半月板、膝關(guān)節(jié)造成裂傷、脫位[2,3]。在正常行走情況 下,膝關(guān) 節(jié)約承受人體重量的85.6%[4]。在競(jìng)技體育中關(guān)節(jié)所承受的負(fù)荷更大,容易 發(fā)生損傷[5]。
本調(diào)查結(jié)果顯示,我國優(yōu)秀散打運(yùn)動(dòng)員膝關(guān)節(jié)損傷發(fā)生率很高,多發(fā)生于實(shí)戰(zhàn)和專項(xiàng)訓(xùn) 練中[6]。主要由于局部負(fù)荷過大、關(guān)節(jié)周圍肌肉力量不足、防護(hù)技術(shù)不到位以及 對(duì)方使用 犯規(guī)動(dòng)作造成的[7,8]。在散打?qū)崙?zhàn)中,小邊腿的突然性大、隱蔽性強(qiáng),使膝關(guān)節(jié) 突然超出 正常生理范圍造成關(guān)節(jié)韌帶的急性損傷[9]。加強(qiáng)身體素質(zhì)訓(xùn)練,技術(shù)相對(duì)全面, 力量、速 度、反應(yīng)速度和時(shí)空感強(qiáng),耐力好且技術(shù)使用合理,有著較強(qiáng)的自我保護(hù)和防范能力,是防 止和減少膝關(guān)節(jié)損傷發(fā)生的重要手段。
本調(diào)查顯示,關(guān)節(jié)周圍肌肉力量不足是導(dǎo)致散打運(yùn)動(dòng)員膝關(guān)節(jié)損傷的重要因素,散打運(yùn) 動(dòng)是對(duì)抗性極強(qiáng)的項(xiàng)目,對(duì)運(yùn)動(dòng)員的身體素質(zhì)要求非常高。由于膝關(guān)節(jié)解剖上存在生理薄弱 點(diǎn),比賽中由于各種原因很容易造成損傷,這就需要著重加強(qiáng)膝關(guān)節(jié)周圍肌肉的力量練習(xí), 最大限度的預(yù)防和減少損傷率[10]。
局部負(fù)擔(dān)過重在本調(diào)查中排名第二,大量的運(yùn)動(dòng)實(shí)踐證明,逐步增大的運(yùn)動(dòng)負(fù)荷是競(jìng)技 水平不斷提高的重要原因之一,但任何物體承受負(fù)荷或刺激的能力都有一定限度。運(yùn)動(dòng)負(fù)荷 并非越大越好。過度負(fù)荷極易引起身體局部機(jī)能的疲勞,導(dǎo)致運(yùn)動(dòng)員生理和心理上一系列的 劣變反應(yīng),科學(xué)地控制訓(xùn)練負(fù)荷對(duì)提高競(jìng)技能力、預(yù)防運(yùn)動(dòng)損傷有著重要意義。
運(yùn)動(dòng)負(fù)荷過大、身體疲勞在本調(diào)查中的影響程度占第三位。運(yùn)動(dòng)負(fù)荷是以身體練習(xí)為基 本手段對(duì)運(yùn)動(dòng)員有機(jī)體施加的訓(xùn)練刺激,是使運(yùn)動(dòng)員有機(jī)體產(chǎn)生訓(xùn)練適應(yīng)的主要刺激因素。 運(yùn)動(dòng)負(fù)荷由負(fù)荷量和負(fù)荷強(qiáng)度兩個(gè)因素構(gòu)成的,它的大小也是由這兩個(gè)因素決定的。負(fù)荷量 指的是負(fù)荷作用的持續(xù)時(shí)間和單個(gè)訓(xùn)練練習(xí)或系列練習(xí)時(shí)間內(nèi)完成的工作總數(shù);負(fù)荷強(qiáng)度則 是指每個(gè)練習(xí)時(shí)的用力值、功能緊張度和作用力度或者訓(xùn)練工作量在某一時(shí)間里的集中程度 。強(qiáng)度適中,以練習(xí)者承受得了并有一定的疲勞為度。隨著現(xiàn)代競(jìng)技運(yùn)動(dòng)水平的提高,運(yùn)動(dòng) 強(qiáng)度越來越大,如果沒有有效的恢復(fù)措施,長時(shí)間疲勞的積累將引起機(jī)體的過度疲勞,不僅 不能提高運(yùn)動(dòng)成績(jī),還能造成機(jī)體的各種運(yùn)動(dòng)損傷。
帶傷訓(xùn)練比賽是造成運(yùn)動(dòng)員進(jìn)一步損傷的重要因素。由于散打運(yùn)動(dòng)本身所具有的對(duì)抗性 、競(jìng)爭(zhēng)性、復(fù)雜多變性的特點(diǎn),在受傷后,機(jī)體在生理上和心理上會(huì)產(chǎn)生一系列不良反應(yīng)。 損傷會(huì)引起肌肉活動(dòng)功能的下降、局部疼痛、關(guān)節(jié)活動(dòng)受限。心理上會(huì)出現(xiàn)訓(xùn)練情緒低落、 神情沮喪、信心不足、缺乏訓(xùn)練興趣。需要教練員、運(yùn)動(dòng)員、醫(yī)生三者密切配合,制定合理 、科學(xué)的訓(xùn)練計(jì)劃,并提出預(yù)防和恢復(fù)損傷的措施,預(yù)防和減少因帶傷訓(xùn)練比賽產(chǎn)生的舊傷 復(fù)發(fā)與新傷。
技術(shù)要領(lǐng)不正確也是導(dǎo)致散打運(yùn)動(dòng)員膝損傷的因素。散打是融踢、打、摔、拿于一體的 綜合性搏擊運(yùn)動(dòng)。其遠(yuǎn)近、上下、左右復(fù)雜多變的各種技術(shù)組合。因此,正確的技術(shù)輔導(dǎo), 一要符合力學(xué)結(jié)構(gòu)原理,二要符合人體生理解剖結(jié)構(gòu)的特點(diǎn),前后兩者是密切相關(guān)的。錯(cuò)誤 的技術(shù)動(dòng)作往往給膝關(guān)節(jié)加重負(fù)荷,當(dāng)負(fù)荷超越了生理機(jī)能所能承受的限度時(shí)就會(huì)出現(xiàn)各種 類型的損傷。
醫(yī)務(wù)監(jiān)督不完善、受傷得不到及時(shí)治療是造成進(jìn)一步損傷的另一重要原因,加強(qiáng)醫(yī)務(wù)監(jiān) 督,既能為訓(xùn)練、比賽提供科學(xué)依據(jù),又能使訓(xùn)練、比賽的實(shí)施得到可靠保證,還可以及早 發(fā)現(xiàn)、避免傷病的發(fā)生,對(duì)訓(xùn)練及比賽成績(jī)的提高起著積極作用。從散打運(yùn)動(dòng)員的自我感覺 、訓(xùn)練心情、脈搏頻率、血壓指數(shù)、睡眠、食欲情況等來系統(tǒng)地觀察調(diào)節(jié)控制運(yùn)動(dòng)負(fù)荷強(qiáng)度 與密度,謹(jǐn)防精神不振、過度疲勞而造成的損傷。醫(yī)務(wù)監(jiān)督是預(yù)防運(yùn)動(dòng)損傷和過度訓(xùn)練、確 保運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練能夠順利進(jìn)行的有效措施。4 結(jié)論與建議
4.1 結(jié)論
1) 我國優(yōu)秀武術(shù)散打運(yùn)動(dòng)員膝關(guān)節(jié)損傷情況較為普遍,受傷率高達(dá)90%。急性損傷占69%,慢 性損傷占31%。急性損傷多發(fā)部位是內(nèi)外側(cè)副韌帶和前后交叉十字韌帶;慢性損傷損傷多發(fā) 部位是髕骨勞損、半月板和內(nèi)外側(cè)副韌帶。
2) 運(yùn)動(dòng)員在訓(xùn)練周期中的損傷時(shí)段主要集中在準(zhǔn)備期和競(jìng)賽期,受傷的月份多發(fā)生在冬 季(11月-2月)。
3) 損傷時(shí)段主要發(fā)生在專項(xiàng)訓(xùn)練和實(shí)戰(zhàn)比賽中,損傷技術(shù)動(dòng)作主要是踢法和摔法,其次 是膝法。
4) 造成損傷的主要原因是:關(guān)節(jié)周圍肌肉力量不足,局部負(fù)擔(dān)過重,運(yùn)動(dòng)負(fù)荷過大,身 體疲勞,帶傷訓(xùn)練,技術(shù)要領(lǐng)不準(zhǔn)確,自我保護(hù)意識(shí)差,醫(yī)務(wù)監(jiān)督不完善受傷得不到及時(shí)治 療,安排恢復(fù)的時(shí)間不合理,過度興奮,準(zhǔn)備活動(dòng)不合理等因素。
4.2 建議
1) 強(qiáng)調(diào)運(yùn)動(dòng)員的自我保護(hù)意識(shí),加強(qiáng)訓(xùn)練和比賽中的保護(hù)措施及膝關(guān)節(jié)損傷后的恢復(fù)性 訓(xùn)練,尤其要加強(qiáng)膝關(guān)節(jié)周圍肌肉的力量練習(xí)。
2) 根據(jù)散打運(yùn)動(dòng)員膝關(guān)節(jié)損傷的特點(diǎn),注意適當(dāng)調(diào)節(jié)局部運(yùn)動(dòng)負(fù)荷量,避免過多的易傷動(dòng) 作的練習(xí),不斷改進(jìn)技術(shù)動(dòng)作,力求使技術(shù)動(dòng)作符合人體解剖學(xué)和生物力學(xué)。
3) 掌握科學(xué)訓(xùn)練方法和正確的動(dòng)作技術(shù)要領(lǐng),是預(yù)防運(yùn)動(dòng)損傷的首要。打好扎實(shí)的基本 功,追求動(dòng)作要領(lǐng)的標(biāo)準(zhǔn)化、規(guī)范化。
4) 重視醫(yī)務(wù)監(jiān)督,醫(yī)生、教練員、運(yùn)動(dòng)員三者之間要互相信任主動(dòng)配合。醫(yī)生對(duì)傷病運(yùn) 動(dòng)員的防治、生活管理、生理變化等問題都應(yīng)和教練員協(xié)商采取解決措施。對(duì)于有膝關(guān)節(jié)損 傷的運(yùn)動(dòng)員的情況要認(rèn)真研究,采取相關(guān)的防護(hù)措施和積極治療。
參考文獻(xiàn):
[1] 人體解剖學(xué)編寫組.人體解剖學(xué)[M].北京:高等教育出版社,1997:162-1 64.
[2] 崔家仲,譚宗柒,張建國.骨的力學(xué)特性[J].中醫(yī)正骨,2004,16(6):6.
[3] 王西十,白瑞蒲.關(guān)于人膝關(guān)節(jié)生物力學(xué)模型的研究現(xiàn)狀[J].力學(xué)進(jìn)展,1999,29( 2):244-250.
[4] 張林.運(yùn)動(dòng)對(duì)骨生物力學(xué)指標(biāo)的影響-骨生物力學(xué)研究進(jìn)展[J].中國運(yùn)動(dòng)醫(yī)學(xué)雜 志,1998,21(1):85.
[5] 梁永生.備戰(zhàn)第28屆奧運(yùn)會(huì)中國優(yōu)秀運(yùn)動(dòng)員運(yùn)動(dòng)損傷調(diào)查分析[J].中國運(yùn)動(dòng)醫(yī)學(xué) 雜志,2007,6:744.
[6] 劉芳.武術(shù)散打運(yùn)動(dòng)創(chuàng)傷的調(diào)查分析[J].實(shí)用醫(yī)藥雜志,2005,10.
[7] 崔野.武術(shù)散打項(xiàng)目運(yùn)動(dòng)損傷的研究[J].沈陽體育學(xué)院學(xué)報(bào),2006(8):127-128.
[8] 卞今濤.武術(shù)散打運(yùn)動(dòng)中膝關(guān)節(jié)損傷的原因與防治[J].體育學(xué)院報(bào),2003, 4:84-86.
[9] 劉銘良.淺析武術(shù)散打運(yùn)動(dòng)損傷的原因及預(yù)防措施[J].中國醫(yī)學(xué)工程,2005,12: 651-653.
第5篇：韌帶的生物力學(xué)特性范文
離子導(dǎo)入療法 應(yīng)用直流電向體內(nèi)導(dǎo)入各種中西藥物，稱作離子導(dǎo)入療法。這些藥物包括鹽酸普魯卡因、碘化鉀、陳醋、冰醋酸、威靈仙以及其他一些中藥等。對(duì)腰椎間盤突出癥患者，使用直流電陳醋導(dǎo)入或陳醋加威靈仙同時(shí)導(dǎo)入，對(duì)于緩解疼痛、改善癥狀可以有一定的療效。
高頻電療法 常用的有超短波、短波及微波等療法，通過其深部的電熱作用，改善神經(jīng)根、椎動(dòng)脈等組織的血液循環(huán)，以利其功能的恢復(fù)。超短波可通過多種途徑使疼痛減輕或消失，緩解肌肉痙攣，減少滲出，消除腫脹，減輕間盤突出、椎管狹窄引起的張力性疼痛。另外超短波使局部血液循環(huán)增加，促進(jìn)致痛性產(chǎn)物迅速排出使疼痛減輕。
石蠟療法 利用加熱后的石蠟敷貼于患處，局部組織受熱后，毛細(xì)血管擴(kuò)張，循環(huán)加速，組織細(xì)胞通透性增加，有利于組織水腫的消散及血腫吸收。此外，還有消炎、鎮(zhèn)痛、緩解肌肉痙攣等作用。此療法使組織受熱作用強(qiáng)，時(shí)間持久，作用深度可達(dá)1厘米，故療效較好，又簡(jiǎn)便易行，因此比較常用。
頻譜治療 其深部的共振電熱作用，改善局部的血液循環(huán)，以利其功能的恢復(fù)，中頻的特性是電刺激的綜合效應(yīng)。①對(duì)感覺神經(jīng)的作用：中頻電有鎮(zhèn)痛作用[6]。②對(duì)局部血液循環(huán)的作用：治療后出現(xiàn)皮溫升高，皮膚電阻下降，小動(dòng)脈和毛細(xì)血管擴(kuò)張等現(xiàn)象。③對(duì)生物膜通透性的作用：中頻電刺激能擴(kuò)大細(xì)胞與組織的間隙，使粘連的結(jié)締組織纖維、肌纖維、神經(jīng)纖維活動(dòng)后分離，起到軟化瘢痕、松解粘連的作用。④消炎作用。⑤鍛煉骨骼肌的作用。
第6篇：韌帶的生物力學(xué)特性范文
【摘要】 ［目的］研制一種新型的齒輪撐開式脊柱復(fù)位固定板裝置（GDP），進(jìn)行生物力學(xué)測(cè)試并評(píng)價(jià)其生物力學(xué)性能。［方法］采用醫(yī)用鈦合金制成GDP植入物，用不銹鋼制成專用工具。18具新鮮小牛腰椎標(biāo)本隨機(jī)分為3組，對(duì)GDP組內(nèi)固定進(jìn)行載荷－應(yīng)變、載荷－位移、強(qiáng)度、剛度、扭轉(zhuǎn)強(qiáng)度及極限承載能力測(cè)試，并與對(duì)照組（CD、Steffee）對(duì)比分析。［結(jié)果］齒輪撐開式脊柱復(fù)位固定板（GDP）組在載荷－應(yīng)變、載荷－位移、強(qiáng)度、剛度、扭轉(zhuǎn)強(qiáng)度及極限承載能力方面均優(yōu)于對(duì)照組，統(tǒng)計(jì)學(xué)分析有顯著性差異（P
【關(guān)鍵詞】 齒輪撐開式； 脊柱復(fù)位固定板（GDP）； 內(nèi)固定； 生物力學(xué)
Abstract：［Objective］A new device of geardistraction plate (GDP) for spine reduction and fixation was designed and its biomechanical characteristics was evaluated.［Method］The GDP implants were made of titanium alloy (TC4，Ti6AL4V) and the instruments were made of stainless steel after design.Eighteen fresh calf lumbar specimens were randomly pided into three groups， the GDP group had a biomechanical test contrast to control group(CD， Steffee) in loadresponsive change， loaddisplacement， strength， stiffness， torsion intensity and ultimate strength.［Result］Results It is better than control group in loadresponsive change， loaddisplacement， strength， stiffness， torsion intensity and ultimate strength， there was a significant difference between them (P
Key words：gear distraction plate (GDP); fixation plate; internal fixation; biomechanics
目前用來治療脊柱骨折的后路內(nèi)固定器械主要以釘棒系統(tǒng)為主，板式結(jié)構(gòu)由于撐開作用差，復(fù)位骨折椎體的效果欠佳，因此臨床應(yīng)用者愈來愈少，逐漸處于被淘汰的境地。為克服板式結(jié)構(gòu)不能撐開的難題，作者在復(fù)習(xí)文獻(xiàn)的基礎(chǔ)上設(shè)計(jì)出一種新型的可撐開的脊柱后路復(fù)位固定板裝置即齒輪撐開式脊柱復(fù)位固定板（GDP）裝置，并通過離體生物力學(xué)對(duì)比研究了解GDP的生物力學(xué)特性，為臨床應(yīng)用提供依據(jù)。
1 器械結(jié)構(gòu)
GDP由帶齒條的固定板（帶有弧度）、齒狀撐開螺帽、椎弓根釘、橫向連接桿組成（圖1）。（1）固定板：為適應(yīng)脊柱不同節(jié)段固定的需要，根據(jù)影像學(xué)測(cè)量固定板的設(shè)計(jì)長度為55～85 mm，弧度為－6.5°～20°，根據(jù)不同椎體的高度及臨床壓縮的程度，齒條的設(shè)計(jì)長度為10～30 mm，固定板厚5 mm，寬14 mm，固定板上有連接橫向連接桿的滑動(dòng)槽;（2）齒狀撐開螺帽：為撐開椎體的關(guān)鍵部件，其齒輪與固定板的齒條吻合，中空內(nèi)徑為6 mm，壁厚1 mm，齒高、寬各1 mm;（3）椎弓根螺釘：為錐形，基底部與六角錐面的螺母鑄為一體，外徑35～70 mm，長度20～55mm;（4）橫向連接桿為板式，寬4 mm，厚2 mm，長度25～45 mm，內(nèi)有槽形孔，可以方便與固定板連接。
2 材料與方法
2.1 實(shí)驗(yàn)材料
采用新鮮小牛脊柱（T12～S1)標(biāo)本共18具，平均年齡2.8個(gè)月（2～3個(gè)月），雄性13具，雌性5具，均屬隨機(jī)取樣，并剔除病理標(biāo)本，X線片顯示為正常標(biāo)本。
圖1 齒輪撐開式脊柱復(fù)位固定板裝置結(jié)構(gòu)圖
2.2 標(biāo)本制備
截取標(biāo)本后仔細(xì)剔除局部附著肌肉，保留韌帶及關(guān)節(jié)突，然后密封保存在－20℃的冰柜中，測(cè)試前逐步解凍，實(shí)驗(yàn)標(biāo)本上下兩端澆灌骨水泥平臺(tái)，以便于精確加載，兩平臺(tái)之間平行度≤1°（圖2）。同時(shí)在脊柱L3前方（A測(cè)試點(diǎn)）和后側(cè)椎弓處（B測(cè)試點(diǎn)），按實(shí)驗(yàn)力學(xué)要求分別粘貼應(yīng)變式傳感器，應(yīng)變要求預(yù)調(diào)范圍達(dá)到2 500 u±2%，靈敏度﹤2 uε，位移測(cè)量采用KG－101光柵數(shù)顯高精度測(cè)量?jī)x，精度達(dá)到0.01%，并附以千分表監(jiān)測(cè)。
圖2 脊柱內(nèi)固定生物力學(xué)測(cè)試示意圖
2.3 標(biāo)本分組
將標(biāo)本分為實(shí)驗(yàn)組（GDP）及對(duì)照組（CD、Steffee），每組各6具，（三組器械皆為同一廠家相同材料制造，長度相同）。損傷腰椎標(biāo)本的制作，參照Panjabi［1］方法在標(biāo)本上造成屈曲型壓縮骨折模型，拍攝X線片顯示脊柱不穩(wěn)，然后安裝齒輪撐開式脊柱復(fù)位內(nèi)固定板裝置加以固定。對(duì)照組分別用CD及Steffee鋼板固定。
2.4 生物力學(xué)測(cè)試
標(biāo)本測(cè)試按軸向壓縮、前屈、后伸和側(cè)屈4種不同生理工況建立實(shí)驗(yàn)力學(xué)模型。 腰椎載荷采用分級(jí)加載，由0～500 N加生理載荷，以100 N為分級(jí)載荷。加載速度應(yīng)控制在1.4 mm/min的速率，加載重心在腰椎的力學(xué)對(duì)稱軸上。脊柱的垂直及水平位移用KG101高精度數(shù)顯光柵位移傳感器測(cè)量，應(yīng)變由YJ14數(shù)字應(yīng)變儀采集。實(shí)驗(yàn)前加預(yù)載，以消除脊柱松弛，蠕變等時(shí)間效應(yīng)影響，然后正式測(cè)試，30 s內(nèi)采集一次數(shù)據(jù)，重復(fù)多次以提高精度，試驗(yàn)過程中標(biāo)本用生理鹽水保持濕潤新鮮狀態(tài)。
2.5 數(shù)據(jù)統(tǒng)計(jì)處理
脊柱生物力學(xué)試驗(yàn)中的應(yīng)變、位移、應(yīng)力、扭矩、扭角等力學(xué)量先進(jìn)行數(shù)據(jù)處理，從而得到一個(gè)滿意的估計(jì)值和置位區(qū)間。然后以線形回歸、方差分析，經(jīng)最小二乘法處理。按數(shù)理統(tǒng)計(jì)加以檢驗(yàn)，計(jì)算其相關(guān)參數(shù)、t檢驗(yàn)、精度分析。計(jì)算統(tǒng)計(jì)分析采用標(biāo)準(zhǔn)的SPSS 10.0軟件在計(jì)算機(jī)上進(jìn)行，設(shè)定顯著性水平為P
3 結(jié) 果
3.1 脊柱載荷－應(yīng)變變化
腰椎上A、B測(cè)試點(diǎn)在不同載荷下載荷—應(yīng)變曲線呈線性變化，應(yīng)變隨載荷的增加而增大，卸載后基本恢復(fù)原狀。腰椎A(chǔ)、B測(cè)試點(diǎn)上GDP內(nèi)固定椎體應(yīng)變最小，而相應(yīng)對(duì)照組（CD、Steffee）的應(yīng)變較大，在脊柱不同的生理工況下（垂直壓縮、前屈、后伸、側(cè)屈），實(shí)驗(yàn)組內(nèi)固定的平均應(yīng)變比CD組小13％，比Steffee組小22％。因此GDP器械固定明顯占有優(yōu)勢(shì)，固定效果最好，并接近于脊柱正常水平，在相同的應(yīng)變水平下，GDP器械所承受的載荷比其他類型固定要高的多，結(jié)果統(tǒng)計(jì)具有顯著意義（P
3.2 脊柱載荷－位移變化
脊柱在不同內(nèi)固定器械固定下負(fù)荷后，脊柱會(huì)發(fā)生壓縮性位移和水平位移。本實(shí)驗(yàn)18具標(biāo)本在不同生理工況下載荷－位移變化結(jié)果發(fā)現(xiàn)隨著生理載荷的增加，脊柱縱向位移和水平位移呈線性變化增加，卸載后恢復(fù)原狀。3種不同器械的內(nèi)固定都能達(dá)到牢固固定，引起的位移比較小，GDP組的平均壓縮位移比CD組小12％，比Steffee鋼板固定組小23％，兩兩相比有顯著性差異（P
3.3 椎體的強(qiáng)度變化
椎體的強(qiáng)度反映在椎體上的應(yīng)力變化，根據(jù)胡克定律：椎體上的應(yīng)力與應(yīng)變成正比，而應(yīng)變值由應(yīng)變實(shí)驗(yàn)而得，如果器械固定好，應(yīng)力集中小，應(yīng)力傳導(dǎo)通暢，如果固定不好，在椎體上引起的應(yīng)力集中現(xiàn)象明顯且應(yīng)力很大。本實(shí)驗(yàn)中GDP器械組的應(yīng)力最小，平均7.19 MPa，固定效果最好，最牢固；而CD組8.22 Mpa，Steffee鋼板組9.25 MPa，比CD組平均應(yīng)力小13％，比Steffee鋼板組的平均應(yīng)力小22％，兩兩相比統(tǒng)計(jì)顯示具有顯著性差異（P
3.4 脊柱的軸向剛度和水平剛度
這里所謂脊柱的軸向剛度是指脊柱在載荷作用下，脊柱抵抗軸向變形能力的大??；同樣脊柱的水平剛度是指抵抗水平剪切變形能力的大小。采用GDP器械固定組的軸向剛度最高，而CD固定組相對(duì)較差，兩者相差15％；與Steffee固定組兩者相差23％，兩兩比較，統(tǒng)計(jì)顯示兩者均顯顯著性差異（P
3.5 脊柱的扭轉(zhuǎn)力學(xué)性能
扭轉(zhuǎn)力學(xué)性能是指脊柱扭轉(zhuǎn)強(qiáng)度大小及扭轉(zhuǎn)角大小，它是衡量脊柱扭轉(zhuǎn)力學(xué)特性好壞的兩個(gè)力學(xué)變量。不同內(nèi)固定器械抵抗扭轉(zhuǎn)的強(qiáng)度和剛度各不相同，一般來說，比較好的內(nèi)固定器械能夠具有相當(dāng)高的扭轉(zhuǎn)強(qiáng)度和剛度，抵抗扭矩能力很強(qiáng)。結(jié)果表明，GDP器械內(nèi)固定在等量扭矩作用下，扭角最小，固定后不容易引起腰椎的扭轉(zhuǎn)變形，它比CD組的扭角變形小10％，比Steffee鋼板組的扭角變形小17％，說明GDP器械占有較高的優(yōu)勢(shì)，抗變形能力強(qiáng)，抗扭轉(zhuǎn)性能好，統(tǒng)計(jì)分析顯示具有顯著性差異（P
3.6 腰椎的極限力學(xué)性能
根據(jù)試驗(yàn)可以看到在很大載荷下2000～3000 N，椎體不斷壓縮變形，椎間盤不斷膨出變形，椎體中部向內(nèi)凹陷，體液不斷滲出，在原來骨折處再裂開，發(fā)生再骨折，而內(nèi)固定器械釘桿角明顯變小，器械開始變形，螺釘轉(zhuǎn)動(dòng)發(fā)生攣曲變形。而對(duì)照組器械松動(dòng)明顯，有的甚至滑動(dòng)，椎體不斷骨折而破壞。結(jié)果顯示：GDP器械內(nèi)固定時(shí)極限載荷最高為3 750 N，其次是CD組器械的極限載荷為3 050 N，Steffee器械為2 250 N，三者相比互相相差19％和40％，統(tǒng)計(jì)顯示具有顯著性差異（P
4 討 論
4.1 GDP裝置的特點(diǎn)
（1）解決了板式結(jié)構(gòu)撐開困難的缺點(diǎn)，固定板內(nèi)孔側(cè)壁上有齒條，齒狀撐開螺帽在齒條上滾動(dòng)，螺帽的中孔容納椎弓根釘?shù)奈膊?，帶?dòng)椎弓根釘向一側(cè)移動(dòng)，這樣就實(shí)現(xiàn)了板式結(jié)構(gòu)的撐開作用。齒條的長度為撐開間距，根據(jù)測(cè)量椎體及椎間隙的高度，我們?cè)O(shè)計(jì)齒條的長度為3 cm，保證有足夠的撐開間距，這樣可充分恢復(fù)壓縮椎體的高度；（2）固定板本身帶有弧度，根據(jù)不同脊柱節(jié)段，固定板的弧度設(shè)計(jì)為－5°、0°、5°、10°、15°、20°等多種弧度，使椎弓根釘與固定板之間形成不同的角度即“釘板角”，它對(duì)前柱和中柱的縱向撐開復(fù)位具有重要的作用。齒狀結(jié)構(gòu)及釘板角的設(shè)計(jì)不僅彌補(bǔ)了以往釘板結(jié)構(gòu)的椎弓根固定器缺乏縱向撐開力的不足，而且改變了以往釘板結(jié)構(gòu)固定器椎弓根釘水平承載為仰角承載，分解了椎弓根釘頭端的壓縮負(fù)荷，這對(duì)減少術(shù)后彎釘、斷釘有重要意義［2］。GDP利用鋼板的弧度與脊柱骨折后凸畸形之間的凸面失偶現(xiàn)象，通過椎弓根釘?shù)姆礌孔饔?，?duì)脊柱產(chǎn)生一個(gè)過伸折頂復(fù)位（圖3）；加上齒狀撐開螺帽的縱向撐開復(fù)位作用，兩種復(fù)合力的結(jié)合，使GDP將傳統(tǒng)的椎弓根固定器以縱向撐開復(fù)位為主改變?yōu)檎垌攺?fù)位和縱向撐開復(fù)位的聯(lián)合復(fù)位。這種復(fù)位機(jī)制的改變不僅實(shí)現(xiàn)了均稱的三柱前凸?fàn)块_復(fù)位，而且同時(shí)降低了在復(fù)位過程中椎弓根釘?shù)膲嚎s負(fù)荷，減少了術(shù)中復(fù)位引起的彎釘與釘?shù)钠凇Ｐg(shù)后GDP對(duì)固定區(qū)域的椎體仍產(chǎn)生一個(gè)持續(xù)向前的推力，增加后伸力矩來抵抗外傷后脊柱后凸所致的前屈力矩，這對(duì)防止后凸畸形復(fù)發(fā)，維持腰椎生理前凸均有重要意義。GDP在骨折椎體的折頂復(fù)位著力點(diǎn)并不是在椎板而是在椎弓根。椎弓根是椎體最堅(jiān)固的部位，堪稱為“力核支柱”，一般不易發(fā)生骨折，是承受折頂復(fù)位的可靠基礎(chǔ)。因此對(duì)合并椎板骨折或?qū)嵤┳蛋鍦p壓后并不影響GDP的使用。
4.2 GDP生物力學(xué)特點(diǎn)
（1）GDP本身帶有圓滑的弧度，使應(yīng)力傳導(dǎo)均勻；固定板與螺釘之間采用嵌入式連接，連接牢固且切跡低，使固定板緊貼脊柱后柱，有利于力的傳導(dǎo)；實(shí)驗(yàn)證明在相同載荷下其載荷－應(yīng)變，載荷－位移均較對(duì)照組小，而其軸向剛度與水平剛度高于對(duì)照組，統(tǒng)計(jì)分析顯示均有顯著性差異（P
本內(nèi)固定板系統(tǒng)和目前臨床上應(yīng)用的釘棒系統(tǒng)復(fù)位原理不盡相同，它不需要折彎和轉(zhuǎn)棒，屬于短節(jié)段固定器械，固定節(jié)段少，保留了脊柱大部分功能活動(dòng)。
參考文獻(xiàn)
［1］ Pamjabi MM，White AA.Clinical biomechanical of the spine［M］. 4th. Philaephia:lippincot JB，1990，191.
［2］ Chen CS， Chen WJ， Cheng CK， et al. Failure analysis of broken pedicle screws on spinal instrumentation［J］. Med Engphys， 2005，6: 487-496.
第7篇：韌帶的生物力學(xué)特性范文
【關(guān)鍵詞】 牙種植；牙周膜；牙模型；有限元分析；牙應(yīng)力
摘要: 目的 研究仿生種植牙、天然牙和骨性結(jié)合種植體3種模型骨界面上的應(yīng)力分布，從理論上探討種植體的新模型。方法 應(yīng)用螺旋CT對(duì)上頜中切牙標(biāo)本進(jìn)行掃描，分別建立仿生種植牙、天然牙和骨性結(jié)合種植體模型，對(duì)3個(gè)模型施加同樣的載荷，應(yīng)用Super SAP93軟件，計(jì)算出天然牙周膜和仿生牙周膜以及3種模型骨界面上的應(yīng)力分布。結(jié)果 仿生牙周膜和天然牙周膜內(nèi)外表面應(yīng)力的變化趨勢(shì)相同；骨性結(jié)合種植體模型骨界面上在頸部出現(xiàn)應(yīng)力集中；仿生種植牙和天然牙2個(gè)模型骨界面上最大Von Mises應(yīng)力從頸部到根端的變化比較均勻，沒有出現(xiàn)頸部應(yīng)力集中現(xiàn)象。結(jié)論 引入仿生牙周膜能起到天然牙周膜的生物力學(xué)功能，它能實(shí)現(xiàn)牙合力的分散和減緩作用，使仿生種植牙骨界面上的應(yīng)力分布比較均勻，從生物力學(xué)相容性上說明了仿生種植牙模型的可行性。
關(guān)鍵詞: 牙種植；牙周膜；牙模型；有限元分析；牙應(yīng)力
ABSTRACT:Objective To research the stress distribution of the bone interface of the bionic dental implant， natural tooth and osseointegrated implant， and to study the new model of the implant in theory. Methods The shape data of the central maxillary incisor are obtained by helixCT， then the threedimensional finite element models of the bionic implant， natural tooth and osseointegrated implant can be set up， respectively.Stress distribution of the natural periodontal membrane， bionic periodontal membrane and the bone interface of the three models are calculated out by SuperSAP93， when the same load exerted to the three models.
Results The stress change of the inside and outside surface of the natural periodontal membrane and bionic periodontal membrane is in the same tendency.
The stress concentration appears in the cervix of the osseointegrated implant.The maximum Von Mises stress which is on the bone interface of the bionic implant and the natural tooth changes evenly from their cervix to their roots， the stress concentration doesn't appear in the cervix.
Conclusion The bionic periodontal membrane has the same function as the natural periodontal membrane. It has the dispersing and cushioning action against stress， and it make the stress of the bone interface of the bionic implant distribute evenly.
KEY WORDS: dental implantation; periodontal lignment; dental models; finite element analysis; dental stress analysisbionic dental implant; periodontal membrane; finite element model; threedimensional finite element analysis; stress distribution
基于Branemark提出的“骨性結(jié)合種植牙理論”的人工種植牙技術(shù)[1]，現(xiàn)已在口腔修復(fù)科研與臨床中得到廣泛應(yīng)用。采用三維有限元分析技術(shù)對(duì)種植體周圍骨組織的應(yīng)力分布進(jìn)行分析與計(jì)算機(jī)模擬是牙種植體研究開發(fā)和臨床應(yīng)用的重要內(nèi)容[2]，很多學(xué)者開展了種植體的材料、幾何尺寸及形狀對(duì)骨界面應(yīng)力分布的影響的研究，推動(dòng)了人工種植牙技術(shù)的發(fā)展[36]。由于鈦及其合金具有優(yōu)異的生物和物理性能，把它作為種植體材料已較好地解決了種植體與牙周骨結(jié)合的生物相容性問題。但是，生物力學(xué)相容性問題還未在理論上和臨床實(shí)踐上得到徹底解決。種植牙與牙周骨剛性結(jié)合，無法解決牙合力的減緩與分散問題，過大或過小的應(yīng)力均可引起周骨質(zhì)的吸收或萎縮，從而導(dǎo)致人工種植牙的失敗[7]。
為了研究種植牙的生物力學(xué)相容性問題，筆者從仿生學(xué)原理出發(fā)，引入仿生牙周膜概念。仿生牙周膜是模仿天然牙周膜的生物力學(xué)功能，希望它能起到對(duì)牙合力的傳導(dǎo)和緩沖作用，使牙槽骨界面上的應(yīng)力分布比較均勻，力圖解決種植牙生物力學(xué)相容性問題。本工作把上頜中切牙制成標(biāo)本，對(duì)標(biāo)本進(jìn)行螺旋CT橫斷層掃描，利用計(jì)算機(jī)圖像處理技術(shù)和三維有限元軟件Super SAP93，分別對(duì)天然牙、仿生種植牙和骨性結(jié)合種植牙建立起三維有限元模型[8]。對(duì)3個(gè)模型施加同樣的載荷，應(yīng)用三維有限元軟件Super SAP93，計(jì)算出天然牙周膜和仿生牙周膜以及三種模型骨界面上應(yīng)力分布，從理論上探討種植牙的新模型。
1 材料和方法
1.1 建模
選擇一顆近期撥除較為典型的成人上頜中切牙，標(biāo)準(zhǔn)參照文獻(xiàn)[9]。所選的牙體完整無缺損，全長23 mm，冠長11 mm，冠寬8 mm，冠厚7 mm，頸寬7 mm，頸厚6 mm，根長12 mm。確定其中心點(diǎn)，采用復(fù)合樹脂包埋形成25 mm×25 mm×25 mm的包埋塊標(biāo)本，且牙長軸與包埋塊底面垂直。采用螺旋CT機(jī)（SOMATOM Sensation 4，德國Seimens公司）對(duì)標(biāo)本進(jìn)行斷層掃描，斷面與牙長軸垂直。掃描的層間距為0.5 mm，層厚0.5 mm（層間損失小，可忽略不計(jì)），得到46幅二維掃描斷層圖像，再按文獻(xiàn)[8]建立起六面體為單元的天然牙、仿生種植體和骨性結(jié)合種植體三維有限元模型，3個(gè)模型分別有24656個(gè)節(jié)點(diǎn)、21390個(gè)單元。
1.2 材料參數(shù)與實(shí)驗(yàn)條件
材料參數(shù)見表1。將3個(gè)有限元模型中各種材料和組織假設(shè)為連續(xù)、均質(zhì)、線性、各向同性的線彈性材料。材料受力為小變形。模型的邊界條件簡(jiǎn)化為牙槽骨外周圍固定約束。對(duì)3個(gè)有限元模型施加同樣載荷，加載荷的部位為舌側(cè)切1/3與中1/3交界處，加載方向與牙長軸呈30 °夾角，載荷為100 N。取Von Mises應(yīng)力作為衡量應(yīng)力水平的主要指標(biāo)，對(duì)天然牙周膜和仿生牙周膜上的應(yīng)力分布以及3種模型骨界面上應(yīng)力分布進(jìn)行比較分析。表1模型中各組成部分的材料特性（略）
2 結(jié)果
垂直牙長軸方向從頸部到根端部均分7個(gè)截面，截面1為頸部，截面4為牙根正中部，截面7為牙根端部。在加載荷作用下，通過Super SAP93有限元分析軟件的計(jì)算，天然牙和仿生種植牙牙周膜內(nèi)外表面上最大Von Mises應(yīng)力分布、3種模型骨界面上最大Von Mises應(yīng)力分布以及仿生膜取不同彈性模量下仿生種植牙模型骨界面上最大Von Mises應(yīng)力分布見圖1～4。
2.1天然牙周膜應(yīng)力分布
天然牙周膜內(nèi)表面上最大Von Mises應(yīng)力沿牙長軸方向是遞減變化的，高應(yīng)力區(qū)出現(xiàn)在牙頸部區(qū)域，達(dá)到17.68 MPa，牙根中部和牙根端部區(qū)域應(yīng)力都比較小了，牙根端部的應(yīng)力大約是頸部的1/5，只有3.66 MPa，應(yīng)力變化幅度達(dá)到Δσvom=14 MPa，說明牙周膜內(nèi)表面應(yīng)力沿牙長軸方向分布很不均勻（圖1）。天然牙周膜外表面上的最大Von Mises應(yīng)力沿牙長軸方向變化與內(nèi)表面的情況有很大不同。沿牙長軸方向，從頸部到牙根中部的應(yīng)力是緩慢減小的，到牙根正中部達(dá)到最小值后，應(yīng)力隨之往根端又緩慢增大。牙頸部應(yīng)力為6.82 MPa，牙根正中部為2.9 MPa，牙根端部為3.2 MPa，應(yīng)力變化幅度僅達(dá)到Δσvom=3.92 MPa，這說明了牙周膜外表面應(yīng)力沿牙長軸方向分布比較均勻。此外還可看出，沿牙長軸方向，牙周膜外表面比內(nèi)表面的應(yīng)力要減小。頸部減小幅度最大，達(dá)61.43%。說明牙周膜對(duì)牙合力具有明顯的分散和緩沖作用。
2.2 仿生牙周膜應(yīng)力分布
當(dāng)仿生膜彈性模量取天然牙周膜彈性模量的10倍值時(shí)，通過三維有限元法計(jì)算出仿生膜內(nèi)外表面最大Von Mises應(yīng)力沿牙長軸方向的分布（圖2）。仿生膜內(nèi)表面上高應(yīng)力區(qū)也出現(xiàn)在牙頸部，牙根中部到牙根端部的應(yīng)力也比較小，內(nèi)表面上應(yīng)力變化幅度達(dá)到Δσvom=13.38 MPa。仿生膜外表面上應(yīng)力分布比較均勻，頸部最大Von Mises應(yīng)力值為6.63 MPa，牙根中部應(yīng)力最小為3.99 MPa，應(yīng)力變化幅度僅為Δσvom=2.64 MPa。與天然牙周膜應(yīng)力比較，這種彈性模量的仿生膜同樣能起到應(yīng)力分散和緩沖作用。
2.3 3種模型骨界面應(yīng)力分布
仿生種植牙和天然牙兩種模型骨界面上最大Von Mises應(yīng)力沿牙長軸方向的變化都比較均勻，天然牙在骨界面上應(yīng)力變化幅度為Δσvom=3.92 MPa，而仿生種植牙骨界面上的應(yīng)力變化幅度僅為Δσvom=1.65 MPa。骨性結(jié)合種植牙模型骨界面上最大Von Mises應(yīng)力沿牙長軸方向變化是遞減的。從牙根中部到牙根端部的應(yīng)力降低比較平緩，降低幅度只有10%左右，表明牙根中部到牙根端部的應(yīng)力逐漸降至比較低的水平。從頸部至牙根中部的應(yīng)力降低幅度比較大，達(dá)到63%，頸部附近區(qū)域出現(xiàn)應(yīng)力集中現(xiàn)象，頸部處應(yīng)力最大，達(dá)到23.11 MPa，它與天然牙相比該處應(yīng)力增加幅度為238.86%（圖3）。
2.4 仿生膜取不同彈性模量的仿生種植牙模型骨界面應(yīng)力分布
仿生種植牙模型中仿生牙周膜取不同彈性模量其骨界面上最大Von Mises應(yīng)力沿牙長軸方向的變化也不同。在頸部和根端部最大Von Mises應(yīng)力隨仿生膜彈性模量的增大而減小，當(dāng)仿生膜彈性模量為689 MPa時(shí)，應(yīng)力達(dá)到最小值，隨后應(yīng)力又隨仿生膜彈性模量的增大而增大（圖4）?？梢钥闯觯律椥阅Ａ吭?00~689 MPa，仿生種植牙骨界面上的應(yīng)力分布最均勻。
3 討論
天然牙模型與仿生種植牙模型骨界面上應(yīng)力分布比較均勻，無應(yīng)力集中現(xiàn)象。這是由于牙周膜或仿生膜對(duì)牙合力的分散與緩沖作用所致。骨性結(jié)合種植體頸部出現(xiàn)應(yīng)力集中現(xiàn)象的結(jié)果，是由于骨性結(jié)合種植體無牙周膜對(duì)牙合力的分散與減緩作用，這可能引起骨性結(jié)合種植體牙槽骨破壞的重要原因之一，這一研究結(jié)果與其他學(xué)者的研究結(jié)果一致，也與臨床所見的種植修復(fù)中骨吸收常由種植體頸部周圍開始的現(xiàn)象相符[10，1113]。
為了避免骨性結(jié)合種植體應(yīng)力集中現(xiàn)象，一些種植系統(tǒng)中采用了“應(yīng)力吸收裝置”(stress absorbing element，SAE)，希望能解決牙合力的減緩與分散問題，例如IMZ系統(tǒng)，在種植體與上部結(jié)構(gòu)之間設(shè)置一層彈性模量與天然牙周韌帶相似的塑料。但是，Rossen等學(xué)者研究結(jié)果表明，這樣的“應(yīng)力吸收裝置”種植系統(tǒng)有應(yīng)力減緩作用而無應(yīng)力分散作用[14]。David等學(xué)者對(duì)采用彈性螺栓及鈦螺栓的種植體進(jìn)行了比較研究，結(jié)果表明彈性螺栓均未起到減緩牙合力向骨組織傳導(dǎo)的作用[15]。對(duì)于仿生種植牙，由于仿生膜對(duì)牙合力的分散與減緩作用，使骨界面上的應(yīng)力大大降低且分布比較均勻，從而可以避免應(yīng)力集中現(xiàn)象。
取仿生牙周膜不同的彈性模量，仿生膜內(nèi)外表面和骨界面上的應(yīng)力分布都會(huì)發(fā)生改變。也就是說，應(yīng)力分布與仿生膜的彈性模量取值有關(guān)。當(dāng)仿生膜彈性模量在600～689 MPa，仿生種植牙骨界面上的應(yīng)力分布最均勻。這結(jié)果可從天然牙模型與仿生種植牙模型的力學(xué)結(jié)構(gòu)比較中得到解釋。天然牙模型中的牙體彈性模量為18 600 MPa、牙周膜彈性模量為68.9 MPa、牙槽骨骨皮質(zhì)的彈性模量為13 700 MPa，牙體和牙槽骨骨皮質(zhì)的彈性模量在104 MPa數(shù)量級(jí)，牙周膜彈性模量在0.7×102 MPa數(shù)量級(jí)，因此，牙體與牙槽骨骨皮質(zhì)之間有一層彈性模量小2個(gè)數(shù)量級(jí)的牙周膜能起到牙合力的分散和減緩作用。在仿生種植牙模型中，種植體和根套都由鈦材料組成，彈性模量為105數(shù)量級(jí)，與天然牙模型的力學(xué)結(jié)構(gòu)原理類比，連結(jié)種植體與鈦根套之間的仿生牙周膜彈性模量應(yīng)小2個(gè)數(shù)量級(jí)，則應(yīng)在0.7×103 MPa的范圍，即仿生牙周膜的彈性模量大約是天然牙周膜彈性模量的10倍左右才能對(duì)牙合力起到最佳的分散與減緩的效果。這也說明了彈性模量在600 MPa與689 MPa的仿生膜在骨界面上應(yīng)力比較小且分布最均勻。
在仿生種植牙模型中，仿生牙周膜起到了天然牙周膜的生物力學(xué)功能，實(shí)現(xiàn)了牙合力的分散和減緩作用，使仿生種植牙骨界面上的應(yīng)力分布比較均勻，從生物力學(xué)相容性上說明了仿生種植牙模型的可行性。
參考文獻(xiàn)
[1]Branemark P I，Zarb G A，Albrektsson T. Tissueintegrated prostheses: osseointegration in clinical dentistry[M]. Chicago: Quintessence Publishing Co Inc， 1985.
[2]Geng J P，Keson B C Tan，Gui Rong Liu. Application of finite element analysis in implant dentistry: A review of the literature[J]. J Prosthet Dent， 2001，85:585.
[3]Yalcin C，Senay C. The effect of veneering materials on stress distribution in implantsupported fixed prosthetic restorations[J]. Int J Oral Maxillofac Implants， 2000，15:571.
[4]Plikcioglu， Haldun， Akca， Kivanc. Comparative evaluation of the effect of diameter， length and number of implants supporting threeunit fixed partial prostheses on stress distribution in the bone[J]. J Dent， 2002，30(1):41.
[5]Laurent P， Guy H，Michel B，et al. Two dental implants designed for immediate loading: a finite element analysis[J]. Int J Oral Maxillofac Implants， 2002，17(3):353.
[6]Chun H J，Cheong S Y，Han J H. Evaluation of design parameters of osseiontegrated dental implants using finite element analysis[J]. J Oral Rehabil， 2002，29(6):565.
[7]董玉英，董福生. 人工種植牙生物力學(xué)研究進(jìn)展[J]. 中國口腔種植學(xué)雜志， 1999，4(1):39.
[8]王宗篪，謝培慶，莊國銘，等. 仿生種植牙三維有限元模型的建立[J]. 山東大學(xué)學(xué)報(bào)（醫(yī)學(xué)版）， 2006，44(1):7781.
[9]樊瑜波，張曉峰，唐高妍. 生理載荷作用下上頜中切牙牙周膜應(yīng)力分布的三維有限元研究[J]. 生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志， 1999，16(1):22.
[10]Meijer H J A，Starmans F J M，Bosman F，et al. A comparison of three finite element model of edentulous mandible provided with implants[J]. J Oral Rehabil， 1993，20:147.
[11]李湘霞，韓科，卜奎晨，等. 下頜骨形態(tài)對(duì)種植體骨界面應(yīng)力分布影響的研究[J]. 中華口腔醫(yī)學(xué)雜志， 2002，37(6):13.
[12]Melo C，Matsushita Y. Comparative stress analyses of fixed freeend osseointegrated prostheses using the finite method[J]. J Oral Implantol， 1995，21(4):290294.
[13]Stegaroiu R，Sato T，Kusakari H，et al. Influence of restoration type on stress distribution in bone around implants: A threedimensional finite element analysis[J]. Int J Oral Maxillofac Implants， 1998，13:8290.
第8篇：韌帶的生物力學(xué)特性范文
【關(guān)鍵詞】鎖骨鉤鋼板 肩鎖關(guān)節(jié)脫位
TREATMENT OF ACROMIOCLAVICULAR JOINT DISLOCATIONS WITH CLAVICULAR HOOK PLATE
【Key words】acromioclavicular joint dislocation Clavicular hook plate
中圖分類號(hào)：R68 文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼：B 文章編號(hào)：1005-0515（2011）6-150-02
肩鎖關(guān)節(jié)脫位是肩部常見損傷之一, 臨床治療的方法很多, 大多教學(xué)者主張手術(shù)治療, 也有人采用保守治療, 尤其是對(duì)于伴有喙鎖韌帶損傷時(shí)， 即完全性肩鎖關(guān)節(jié)脫位（TossyIII 型）[1]，療效差異很大。我院自2006年9月至2009年9月應(yīng)用手術(shù)治療內(nèi)固定治療肩鎖關(guān)節(jié)完全性脫位31例, 經(jīng)隨訪6-14個(gè)月, 術(shù)后患肩無疼痛, 外觀正常, 功能恢復(fù)滿意并對(duì)手術(shù)治及其療效進(jìn)行隨訪分析,報(bào)告如下：
1 資料與方法
1.1 一般資料
本組31例, 男26例, 女5例; 年齡18~ 66 歲, 平均45歲。左側(cè)13例, 右側(cè)18例, 致傷原因: 道路交通傷6例,摔傷12例,重物砸傷13例。本組病例均有傷肩腫痛、乏力、外展、上舉困難。查體: 局部腫脹,傷肢無力, 肩外展上舉困難, 鎖骨遠(yuǎn)端隆起, 肩鎖關(guān)節(jié)處可捫及一凹溝, 琴鍵征陽性, 被動(dòng)活動(dòng)鎖骨遠(yuǎn)端時(shí), 上下活動(dòng)范圍增加。術(shù)前X線均顯示肩鎖關(guān)節(jié)脫位.手術(shù)時(shí)間一般在傷后4 ～ 7 天，平均4.5 天。
1.2 手術(shù)方法 本組31例全部采用切開復(fù)位鎖骨鉤板內(nèi)固定手術(shù)。患者取仰臥位，患肩墊高5 cm, 頭偏向健側(cè)。采用鎖骨遠(yuǎn)端切口，暴露鎖骨遠(yuǎn)端，肩鎖關(guān)節(jié)至肩峰，清理肩鎖關(guān)節(jié)內(nèi)積血及破損關(guān)節(jié)囊，將肩鎖關(guān)節(jié)復(fù)位，選擇合適的鎖骨鉤板，將鋼板的尖鉤插入肩峰的后外方，外展及上舉肩關(guān)節(jié)使之與肩關(guān)節(jié)緊密嵌合，鋼板體部緊貼鎖骨上方的骨皮質(zhì)，用皮質(zhì)骨螺釘固定。用可吸收縫線修復(fù)肩鎖關(guān)節(jié)囊及撕裂的肩鎖、喙鎖韌帶。C 型臂透視復(fù)位固定滿意后，沖洗并關(guān)閉切口，檢查肩鎖關(guān)節(jié)穩(wěn)定性, 術(shù)中應(yīng)注意肩鉤鎖鋼板有左右之分,。術(shù)后三角巾懸吊保護(hù)3-4天后開始逐漸開始肩關(guān)節(jié)鐘擺樣功能鍛煉。條件允許下3-4 周后可進(jìn)行日常生活。鎖骨鉤鋼板一般于術(shù)后6～14個(gè)月將內(nèi)固定物取出。
1.3 術(shù)中注意事項(xiàng)1.手術(shù)應(yīng)略靠鎖骨后部，便于手術(shù)顯露。2.鋼板鉤端置入肩峰孔時(shí)應(yīng)用力向上撬起，檢查是否確定鉤端在肩峰孔內(nèi)。有C 臂透視機(jī)的醫(yī)院可透視檢查，確保鋼板鉤端到位。3.術(shù)中避免損傷鎖骨下動(dòng)靜脈合神經(jīng)。4.要選擇長短及厚度合適的鎖骨鉤板，過短可由于杠桿的力量過大導(dǎo)致螺釘松動(dòng)，過長就要?jiǎng)冸x過多的鎖骨骨膜，加重軟組織損傷。[2]
2 結(jié)果
31例患者隨訪時(shí)間6――14月，平均為10月，期間未發(fā)現(xiàn)創(chuàng)面感染、肩鎖關(guān)節(jié)半脫位或內(nèi)固定松動(dòng)、斷裂、脫出等, 取出內(nèi)固定后無肩鎖關(guān)節(jié)再脫位發(fā)生。治療效果以肩關(guān)節(jié)功能恢復(fù)情況和X 線片判定。根據(jù)Karlsson[3]的術(shù)后評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)分為三級(jí)。A級(jí)：不痛，有正常肌力，肩關(guān)節(jié)可自由活動(dòng)，X線片顯示肩鎖關(guān)節(jié)解剖復(fù)位或半脫位間隙小于5mm；B級(jí)：滿意，微痛，功能受限，肌力中等，肩關(guān)節(jié)活動(dòng)度在90°以上，X 線片顯示患側(cè)肩鎖關(guān)節(jié)較對(duì)側(cè)寬5 ～ 10mm；C級(jí):差，疼痛并在夜間加劇，肌力不佳，肩關(guān)節(jié)活動(dòng)在任何方向均小于90°，X線片顯示肩鎖關(guān)節(jié)仍脫位。本組A級(jí)28例，B級(jí)3例。滿意率100%。
3 討論
一般認(rèn)為, 肩鎖關(guān)節(jié)的穩(wěn)定依靠以下裝置維持: 關(guān)節(jié)囊及其增厚部分所形成的肩鎖韌帶;三角肌及斜方肌的腱性附著部分; 喙鎖韌帶的錐狀韌帶及斜方韌帶[4]。肩鎖關(guān)節(jié)脫位內(nèi)固定的治療其內(nèi)固定物的固定是暫時(shí)的, 通過內(nèi)固定而使以上損傷或斷裂穩(wěn)定裝置的修復(fù)和重建才是真正的目的, 也是手術(shù)成敗的最重要的因素。肩鎖關(guān)節(jié)脫位復(fù)位是相對(duì)較容易, 但固定困難, 故對(duì)T ossyⅢ型一致主張手術(shù)治療, 并要求手術(shù)符合以下原則:盡量達(dá)到解剖復(fù)位;修整清理破裂或退變的關(guān)節(jié)面和關(guān)節(jié)軟骨; 穩(wěn)定可靠的固定;修復(fù)和重建韌帶和關(guān)節(jié)囊;防止肩關(guān)節(jié)周圍組織并發(fā)癥, 防止關(guān)節(jié)功能障礙。由于肩鎖關(guān)節(jié)局部軟組織少, 缺乏有效地肌肉保護(hù)。多主張非手術(shù)治療, 從而治療后仍出現(xiàn)了較多的并發(fā)癥[5]。對(duì)肩鎖關(guān)節(jié)脫位, 過去我們采用較多的是克氏針張力帶鋼絲法固定, 此法的優(yōu)點(diǎn)是操作簡(jiǎn)單, 取內(nèi)固定物損傷小, 可操作性強(qiáng), 生物力學(xué)相對(duì)較穩(wěn)固。但是，肩鎖關(guān)節(jié)是微動(dòng)關(guān)節(jié), 喙鎖韌帶是穩(wěn)定肩鎖關(guān)節(jié)的主要組織, 可對(duì)抗胸鎖乳突肌、背闊肌以及斜方肌向上的牽拉力。由于喙鎖韌帶斷裂, 肩鎖關(guān)節(jié)在垂直方向存在強(qiáng)大的拉應(yīng)力, 在水平方向存在強(qiáng)大的剪切力, 克氏針不易控制骨折端的旋轉(zhuǎn), 8字鋼絲張力帶的拉力主要作用于肩鎖關(guān)節(jié)兩側(cè)面, 壓縮關(guān)節(jié), 限制關(guān)節(jié)微動(dòng), 屬于肩鎖關(guān)節(jié)復(fù)位固定的靜力學(xué)重建方法, 不符合生物力學(xué)要求[6] , 往往導(dǎo)致克氏針?biāo)蓜?dòng)、變形甚至發(fā)生退針穿破皮膚, 引起局部疼痛或感染, 使內(nèi)固定失效或發(fā)生肩鎖關(guān)節(jié)炎。并且手術(shù)固定后肩關(guān)節(jié)不能得到早期有效的功能鍛煉, 易發(fā)生關(guān)節(jié)僵硬及障礙等, 以上是該方法不足之處。鎖骨鉤鋼板依照肩鎖關(guān)節(jié)部位解剖特點(diǎn)設(shè)計(jì)[7],通過將鉤板固定于鎖骨遠(yuǎn)端和穿過肩峰的鉤的杠桿作用將肩峰翹起, 從而獲得穩(wěn)定而持續(xù)的固定, 有效地復(fù)位。同時(shí)鎖骨鉤鋼板手術(shù)符合肩鎖關(guān)節(jié)微動(dòng)的特性, 使肩鎖關(guān)節(jié)術(shù)后早期的活動(dòng)尤其是肩關(guān)節(jié)的活動(dòng)可達(dá)到正常范圍。并且鉤位于肩峰下方,不直接通過肩鎖關(guān)節(jié)面, 從而避免肩鎖關(guān)節(jié)創(chuàng)傷性關(guān)節(jié)炎的發(fā)生, 并且使韌帶的修復(fù)和重建具備了充分的空間。由此可見，鎖骨鉤鋼板在治療肩鎖關(guān)節(jié)脫位時(shí)無明顯手術(shù)并發(fā)癥產(chǎn)生, 術(shù)后肩關(guān)節(jié)功能恢復(fù)良好, 具有損傷小, 并發(fā)癥少, 手術(shù)簡(jiǎn)便易行, 固定可靠, 可早期功能鍛煉等優(yōu)點(diǎn), 是治療肩鎖關(guān)節(jié)脫位的一種較為理想的手術(shù)方法。
參考文獻(xiàn)
[1]Tossy JD，Mead NC，Sigmond HM．Acromioclavicular separations: useful and practical classification for treatment．Clin Orthop，1963，28:111.
[2]邱永赤.鎖骨鉤板治療肩鎖關(guān)節(jié)脫位.生物骨科材料與臨床研究雜志,2010,2:53.
[3]Karlson J. Acromioclarvicular dislocation treated by coraco acromiliga menttransfer [J].arch Orthop Trauma Surg,1986.106:8.
[4]郭世紱. 臨床骨科解剖學(xué). 天津: 天津科學(xué)技術(shù)出版社, 1988,16.
[5]周維江, 徐印坎. 克氏針鋼絲張力帶內(nèi)固定的療效與并發(fā)癥. 骨與關(guān)節(jié)損傷雜志, 1988,4:214.
第9篇：韌帶的生物力學(xué)特性范文
關(guān)鍵詞 鎳鈦記憶合金 環(huán)抱器 肩鎖關(guān)節(jié)脫位
材料與方法
2004年2月～2006年2月收治新鮮重度肩鎖關(guān)節(jié)脫位患者20例，男16例，女4例；年齡18～48歲，平均36歲；左側(cè)12例，右側(cè)8例；受傷至手術(shù)時(shí)間8小時(shí)～5天，平均3天。其中5例合并鎖骨遠(yuǎn)端骨折。參照Post分級(jí)，均為Ⅲ度以上肩鎖關(guān)節(jié)脫位。
鎖骨鉤環(huán)抱器包括兩部分：置于肩峰后下方的鉤部，環(huán)抱固定遠(yuǎn)端的有齒臂部。型號(hào)具體為5種，并分左右。
治療方法：頸叢麻醉后，仰臥位，患側(cè)墊高。沿鎖骨至肩峰弧形切開皮膚長8cm，顯露遠(yuǎn)端肩鎖關(guān)節(jié)和肩峰，清除關(guān)節(jié)內(nèi)血腫。選用合適的鎖骨鉤環(huán)抱器。將其放入消毒冰水(0～4℃)中10分鐘，用專有的撐開器將其環(huán)抱齒均勻撐開后，先把鉤端插入肩峰后下方，下按鎖骨使肩鎖關(guān)節(jié)復(fù)位，再把環(huán)抱齒扣在鎖骨遠(yuǎn)端上方。用40℃溫水紗布外敷，使其恢復(fù)原來形狀。通過杠桿原理使肩鎖關(guān)節(jié)復(fù)位并固定。修補(bǔ)肩鎖韌帶，縫合關(guān)節(jié)囊。利用三角巾外固定。允許肩關(guān)節(jié)前屈后伸，禁止外展，并早期鍛煉手腕及肘關(guān)節(jié)。6周后進(jìn)行肩關(guān)節(jié)功能練習(xí)。
療效標(biāo)準(zhǔn)：①優(yōu)：不痛，肌力正常，肩關(guān)節(jié)活動(dòng)正常。X線示肩鎖關(guān)節(jié)解剖復(fù)位或間隙90°，X線示、肩鎖關(guān)節(jié)間隙5～10mm。③差：疼痛，肌力不佳，活動(dòng)任何方向
結(jié) 果
20例隨訪6～12個(gè)月，平均8個(gè)月。所有患者臨床檢查肩關(guān)節(jié)肌肉無萎縮，外觀正常。X線示：無再脫位征象。合并鎖骨遠(yuǎn)端骨折者均骨性愈合。其中3例未按要求及時(shí)肩關(guān)節(jié)功能練習(xí)，于肩關(guān)節(jié)外展90°以上時(shí)有輕微疼痛及牽拉感。優(yōu)17例，良2例，差1例，平均恢復(fù)期3個(gè)月。
討 論
肩關(guān)節(jié)主要靠喙鎖韌帶和肩鎖韌帶維持其穩(wěn)定性，若全部斷裂，鎖骨被斜方肌和胸鎖乳突肌牽拉向上移位，肩峰由于上肢的重力而下移，致肩鎖關(guān)節(jié)完全脫位。臨床上雖容易復(fù)位，但固定難以維持。傳統(tǒng)克氏針張力帶內(nèi)固定，不能早期功能練習(xí)，容易產(chǎn)生肩峰劈裂，內(nèi)固定物滑移、脫落或斷裂等并發(fā)癥，再脫位發(fā)生率較高，出現(xiàn)肩部疼痛及活動(dòng)障礙。若行喙鎖韌帶重建術(shù)，優(yōu)良率雖然較高，再脫位發(fā)生少，但手術(shù)創(chuàng)傷大，產(chǎn)生新的畸形，故對(duì)陳舊性脫位較適用。
鎖骨鉤環(huán)抱器提供了對(duì)鎖骨遠(yuǎn)端持續(xù)而穩(wěn)定的壓力，保證了復(fù)位質(zhì)量，通過杠桿作用，為周圍組織愈合提供了穩(wěn)定無張力的環(huán)境。穿過肩峰的鉤為光滑表面設(shè)計(jì)，使肩關(guān)節(jié)外展及上舉時(shí)，允許被固定的肩鎖關(guān)節(jié)有一定程度的微動(dòng)，符合肩鎖關(guān)節(jié)微動(dòng)的生物特性。使患者早期即可達(dá)到正常關(guān)節(jié)活動(dòng)范圍，避免長期固定造成的關(guān)節(jié)廢用。
總之，鎖骨鉤環(huán)抱器與其他內(nèi)固定法相比，具有獨(dú)特的幾何造型及優(yōu)良的生物力學(xué)特性。在臨床應(yīng)用過程中，具有手術(shù)操作簡(jiǎn)便易行、創(chuàng)傷小、出血少、手術(shù)時(shí)間短、并發(fā)癥少、關(guān)節(jié)功能恢復(fù)快的優(yōu)點(diǎn)。
參考文獻(xiàn)
1 榮國威，翟桂中，劉沂，等，譯.骨科內(nèi)固定.第3版.北京：人民衛(wèi)生出版社，1995.