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生物力學論文:人髕腱密度與其生物力學性質的關系

【關鍵詞】 密度

【摘要】 目的 研究人髕腱密度與其生物力學的關系,尋找能于前交叉韌帶重建術前檢測髕腱移植物生物力學性質的方法。方法 對20例不成對人體髕腱(男10例,女10例)進行單軸拉伸試驗,來研究供者性別及髕腱密度對其生物力學性質的影響, 髕腱密度根據其所測得體積和質量計算出。結果 髕腱的生物力學性質基于性別上的差異均無顯著性, 而與其密度呈正相關。密度>1.68g/cm3(n=8)的髕腱的較大抗張強度比質量密度<1.68g/cm3(n=12)者明顯要高。結論 髕腱密度可以用來評價該髕腱的質量, 因此,可利用術前測量活體內髕腱的密度來決定該前交叉韌帶重建是用異體移植物還是自體移植物。

【關鍵詞】 髕腱;密度;移植物質量;生物力學性質

自體髕腱復合體曾被作為移植重建前交叉韌帶的金標準,目前仍為外科醫生重建手術的。學者們對髕腱的生物力學性質進行了廣泛研究,希望找到能于移植前有效評價移植腱質量的客觀變量,為臨床選擇肌腱提供依據。筆者對人髕腱的密度及其生物力學性質進行研究,希望確定供體髕腱密度對其生物力學性質的影響。

1 資料與方法

1.1 一般資料 從國人新鮮尸體中獲取20例不成對的膝關節(男10例,女10例),冷凍在-20℃,直到試驗日為止。膝關節均在供者死亡后12h內冷凍。冷凍時間1~12個月不等。死者排除以下情況:(1)年齡>50歲;(2)骨骼未發育者(女性<16歲,男性<19歲);(3)有膝關節手術史;(4)有膝關節炎病史。在取髕腱標本之前,先將膝關節在室溫中解凍。將髕腱連同全部髕骨和脛骨的一部分(包含有脛骨結節)從膝關節中分割出來。脛骨部分修整成楔形,取髕腱的中央部分(平均5mm寬),用手術刀沿著腱束的長軸將腱的內外側修理成直的平面。小心操作以避免將腱束橫行切斷。用游標卡尺在不同截面測量髕腱的寬和厚,取其均值,并測量髕腱的長,用以計算髕腱的體積。

1.2 使用儀器 將樣本安裝在DCS-25T電子萬能試驗機(日本島津)上,進行單軸拉伸試驗,拉伸速度為30mm/min。以3033型X-Y函數記錄儀(四川儀表制造廠)記錄載荷―變形曲線,并進行分析,得出較大載荷、衰竭應變及彈性模量。

1.3 計算樣本密度 力學測試完畢后將樣本的腱性部分從骨的附著點上分離出來,稱重。根據前面算出的體積計算出每個樣本的密度。

1.4 統計學方法 采集所有數據,應用t檢驗來比較不同性別來源的髕腱的力學性質,進行相關性分析來判斷髕腱密度與生物力學性質間的關系。將樣本根據密度排列,再隨機選擇其中一個密度作為標準,將其上、下兩組樣本的生物力學指標用t檢驗分析,重復這個過程,檢驗是否存在一個密度值,比這個密度值大的樣本與比這個密度值小的樣本相比,其生物力學強度要高。

2 結果

樣本的平均截面積是19.47mm2(SD 8.72),髕腱的平均長度是47.83mm(SD 3.78),男性髕腱平均長49.22mm(SD 3.42),比女性髕腱[平均46.44mm(SD 3.76)]稍長一些(P=0.05)。髕腱組織混合在一起的平均密度是1.61g/cm3(SD 0.47)。男性髕腱的密度(1.68g/cm3)和女性髕腱的密度(1.54g/cm3)之間差異無顯著性(P=0.23),所測得密度范圍為0.81~2.57g/cm3。

髕腱的力學性質不依賴于供體的年齡和性別。在較大抗張強度(P=0.62,)、較大應變(P=0.61)、彈性模量(P=0.57)方面基于性別上的差異均無顯著性。因為性別和年齡對髕腱力學性質沒有任何影響,所以將樣本混合起來做密度的相關分析。樣本的較大抗張強度與其密度相關(r=0.57, P<0.02)。髕腱的彈性模量也與其密度呈正相關,盡管其相關性較弱,但亦有統計學意義(r=0.44,P<0.05)。衰竭應變與其密度無相關性(r=-0.25,P>0.1)。連續采用t檢驗分析顯示密度>1.68g/cm3(n=8)的髕腱的較大抗張強度比質量密度<1.68g/cm3(n=12)者明顯要高。

3 討論

本研究中,組織密度被作為變量進行相關性分析,通過測量其密度,就去除了組織大小對相關性分析的影響。我們發現在髕腱的生物力學性質與密度之 間高度相關。較大的組織密度可能意味著較多的膠原堆積在組織中,產生較大的生物力學強度。Woo SL[1]發現經常活動的豬的伸趾肌腱質量和膠原含量增加,其較大抗張強度顯著增加。但其未做肌腱生物力學和其質量的相關性研究。我們發現了髕腱組織的一個密度值(1.68g/cm3),大于這個密度的髕腱群體,其生物力學強度顯著要高。因為高于或低于這個髕腱密度值的供者的平均年齡非常接近,所以年齡不會導致髕腱的生物力學的差異。這與Flahiff[2]報道的結果一致。

在以前的研究中,諸如樣本大小、組織儲藏方法、組織的測試條件、樣本的截面積和力學測試方法等因素都被認為是很重要的因素,并且各實驗間各不相同[3],因此,難以 做具體數據上的比較。文獻報道[3],測試過程中對樣本進行鹽水浴,讓液體從腱組織滲出,能產生更大的強度和硬度。一些研究人員觀察了髕腱生物力學的差異,猜測可能有某些內在或外在的因素與此差異性有關。例如,Flahiff[2]認為重量、活動量、健康及飲食能影響髕腱的力學性能,雖然Beynnon[4]陳述軟組織內在的未知生物學因素能導致肌腱力學性能的差異。基于我們的研究,髕腱的密度似乎是這種差異的一個原因。

本研究最有意義的成果是,髕腱密度可以用來評價該髕腱的質量。這個發現在臨床上將具有重要意義。有些學者[4]認為,在重建手術進行之前預測自體移植物的生物力學性能很重要。他們報道移植物移植后有不同程度的伸長,導致手術5年后過度的膝關節前后松弛。這些研究人員也主張,因為重建術后難以立即測量移植物的伸長量,所以有一種能預測自體移植物的生物力學性質的簡單指示器是非常必要的。基于我們的研究,自體移植物的密度能被用來預測包括彈性模量在內的生物力學性質。現代影像技術如CT掃描能無創測量移植組織的密度。利用一條組織密度與CT值的標準曲線就可以從CT掃描中得到組織密度。因此,可利用術前測量活體內髕腱的密度來決定該前交叉韌帶重建是用異體移植物還是自體移植物為好。

這里得出的結果不能應用到異體移植物。因為重建術前異體移植物經過了射線照射和凍干處理。

生物力學論文:益腎中藥復方對模擬失重大鼠股骨生物力學特性的影響

作者：韓艷 覃華 劉新友 杜曉燕 李運明 陳長生 【摘要】

目的：研究益腎中藥復方對抗措施對尾部懸吊大鼠承重骨的影響. 方法：SD雄性大鼠18只，按體質量配對后隨機分為對照組(6只)、懸吊組(6只)和中藥處理組(6只). 在尾部懸吊大鼠模型模擬失重的基礎上，中藥處理組大鼠每日給予中藥復方灌胃. 利用物理測量和三點彎曲等實驗，觀察4 wk中益腎中藥復方灌胃對尾部懸吊大鼠股骨生長、生物力學特性的影響. 結果：懸吊組和中藥處理組大鼠股骨質量、灰分、直徑和密度均較對照組大鼠下降(P<0.05) ；與懸吊組比較，中藥處理組大鼠股骨的直徑(P<0.05)和密度(P<0.01)改善，質量和灰分有增加趨勢. 與對照組相比，懸吊組大鼠股骨的強度和剛度降低(P<0.01)，中藥處理組較大載荷和剛性系數降低(P<0.05) ，韌性系數升高(P<0.01)；與懸吊組大鼠相比，中藥處理組大鼠彈性載荷提高(P<0.05) ，較大載荷、剛性系數和撓度載荷比值有提高趨勢. 結論：益腎強骨中藥可對抗骨丟失，對尾部懸吊大鼠承重骨的生長及力學特性有一定保護作用.

【關鍵詞】 模擬失重 中藥復方 骨 生物力學

0引言

航天員在失重環境下，生理系統會出現一些變化：心血管系統失調、航天貧血癥、肌肉萎縮、骨質脫鈣等. 而失重引起骨骼系統的變化是航天醫學工作者關注的問題之一. 航天實踐表明，失重條件下骨形成減弱，骨吸收相對增強，失重性骨量減少和鈣代謝紊亂呈進行性過程，航天員在飛行過程中平均每月喪失1%～2%的鈣 ［1］. 為防止長期太空飛行中可能出現的骨質疏松、骨折等嚴重后果，人們設計和采用了多種對抗失重的方法，如體育鍛煉、藥物、添加營養物質等［ 2 ］. 雖然這些措施減緩了骨量減少的速度，卻不能有效阻止這一現象的發生.

傳統中藥毒副作用小、藥效溫和，近年在航天醫學領域的應用逐漸受到國內外重視. 中醫學理論的精華在于“整體觀念”和“辨證施治”. 在航天微重力、輻射、狹小隔離環境等綜合因素作用下，人體神經?內分泌?免疫系統將會發生一系列生理功能變化. 有研究者認為在航天微重力環境較長時間停留及模擬失重狀態均可出現腎虛及血瘀之證［3］. 沈羨云等根據對兔頭低位-20°限制活動模型觀察，提出利用益氣活血等中藥行防護的觀點［4］. 本實驗我們根據中醫“腎主骨”的理論和航天期間的特殊變化，從整體調節入手，在尾部懸吊大鼠模型模擬失重的基礎上，給予益腎強骨中藥，考察了其對尾部懸吊大鼠骨丟失的防治作用，為中藥防護失重性骨丟失提供實驗依據，初步考察此種對抗方法的作用效果及其機制.

1材料和方法

1.1材料SD清潔級大鼠，雄性，18只，由第四軍醫大學實驗動物中心提供，動物合格證號：軍醫動字第C98008. 于動物飼養室內適應1 wk. 實驗開始當日隨機分為對照組（6只）、 懸吊組（6只）和中藥處理組（6只）， 體質量分別為： (200±7) g； （203±7） g；（206±5） g. 4 wk實驗期間，給予充足清潔飲水和攝食，大鼠可自由活動. 室溫保持在（22±2）℃，人工控制室內照明，保持12 h光照（08:00~20:00）和黑暗（20:00~次日8:00），交替循環.

1.2方法懸吊組大鼠采用李勇枝等［5］改進的方法做尾部懸吊，大鼠始終保持30°頭低位及后肢自由懸垂不荷重狀態. 中藥處理組在尾部懸吊處理的基礎上，每天給予益腎中藥復方灌胃. 益腎中藥復方由黃芪、丹參、杞子、山楂等構成，由本醫院制劑室分別煎湯浸膏，制成干粉備用. 用蒸餾水將中藥干粉配制成懸濁液，按照100～110 g/(kg·d)的劑量，每天灌胃1 次. 自實驗期滿開始，依次斷頭處死大鼠，盡快取出其雙側股骨，去除結締組織. 右側股骨測量一般物理指標，包括質量（濕）、長度、直徑、體積、密度、質量（干）和灰分質量，除后兩項外其余均在處死大鼠后立即測量. 質量及灰分采用ACA 2100型電子天平測量（精度為1×10-4 g，Denver Instrument Company，美國）. 測質量（干） 時，標本先在118℃加熱烘烤48 h至質量恒定；然后在灰化爐中800℃，24 h灰化測其灰分. 長度和直徑（骨干中點最細處）使用精度為0.02 mm 游標卡尺測量. 用排水法測量體積（精度為1×10-4 cm3）. 濕質量密度為濕質量和體積的比值.

左側股骨即刻密封保存于4℃環境中，并于2 d內進行三點彎曲實驗. 三點彎曲實驗在Instron 1195 (Instron，英國)電子拉伸機上進行. 股骨放置方向及位置保持不變，跨距為16 mm，加載砝碼2 kg，加載速度為0.05 mm/min. 通過所得載荷－應變曲線計算彈性載荷、較大載荷、破壞載荷、極限撓度、破壞撓度、剛性系數和韌性系數等力學指標.

統計學處理：所得數據均以x±s表示，采用SPSS 10.0統計軟件進行統計分析，組間比較利用方差分析和LSD?t檢驗，P<0.05為有統計學意義.

2結果

2.1一般情況對照組大鼠在實驗期間體質量持續增加，而懸吊組和中藥處理組大鼠體質量在實驗期間的前4 d，均呈下降趨勢，從第5日開始逐漸增加. 實驗結束時，3組大鼠的體質量分別為：對照組（292±11） g；懸吊組（255±8） g；中藥處理組（263±7） g. 懸吊組和中藥處理組大鼠平均體質量低于對照組大鼠，而懸吊組和中藥處理組之間大鼠平均體質量無統計學差異.

2.2大鼠股骨理化指標的變化3組大鼠在股骨長度方面未見明顯差異. 懸吊組和中藥處理組大鼠在股骨質量(濕、干)、灰分、直徑和密度等方面均較對照組大鼠下降(P<0.05). 與懸吊組大鼠比較，采用中藥對抗措施處理后，中藥處理組大鼠在直徑(P<0.05)和密度(P<0.01)有改善，在質量和灰分方面有提高的趨勢. 說明給予益腎強骨中藥灌胃對抗措施后，懸吊大鼠的骨量喪失減少（表1）. 表1各組大鼠股骨（右）基本物理指標

2.3大鼠股骨力學特性的變化懸吊組大鼠在股骨彈性載荷、較大載荷和剛性系數等方面均較對照組下降（P<0.01），韌性系數和彈性范圍內的撓度載荷比值較對照組上升（P<0.01），表明模擬失重引起大鼠股骨力學性能的明顯降低. 中藥處理組與對照組大鼠比較，較大載荷和剛性系數降低（P<0.05），韌性系數升高（P<0.01）；與懸吊組大鼠相比，中藥處理組大鼠在彈性載荷方面提高（P<0.05），較大載荷、剛性系數和撓度載荷比值有提高的趨勢；表明給予益腎強骨中藥灌胃對抗措施后，模擬失重大鼠的股骨力學性能有所提高(表2).

3討論

力學特性是反映骨的生長代謝情況的一個重要指標.航天失重和模擬失重均可引起骨力學特性的顯表2各組大鼠股骨（左）力學指標著降低，Cosmos飛行發現大鼠股骨和脊柱的力學性能下降［2］. Skylab23飛行大鼠骨的強度和硬度均較對照下降. Morey?Holton等［6］利用后肢懸吊大鼠模型發現股骨的所有彎曲參數(硬度、負荷、能量) 較對照顯著降低. 前人的實驗結果提示失重引起骨力學性能降低，且主要發生在承重骨. 本次實驗也得到類似結果，懸吊組大鼠股骨的股骨質量(濕、干)、灰分、直徑和密度、股骨彈性載荷、較大載荷和剛性系數等方面均較對照組顯著下降，韌性系數和彈性范圍內的撓度載荷比值較對照組顯著上升，表明尾部懸吊使大鼠股骨骨鈣丟失，力學性能降低.

國內外在進行失重藥物防護措施的研究時，一般是從各自的專業領域出發，針對失重對不同生理系統的影響，采用不同的藥物. 我們認為航天中雖然各生理系統的反應不一，表現不同，但它們的起因是一致的，都是由于失重引起的體液頭向分布和運動減退所產生的一種適應失重環境的征候群(航天適應性綜合征)［7］ . 在這個征候群中，各個生理系統有其各自的表證和特點，但其內在的機制卻互相聯系、互相制約. 所以在進行本課題研究時，我們從中醫“審證求因”“辯證論治”的理論出發，分析失重引起生理變化的特點，確定以補腎、益氣活血中藥為主來選擇中藥，選定了黃芪、丹參、杞子、山楂等進行實驗.

骨礦鹽含量反映骨中無機質含量. 而且由于單純骨礦鹽含量測定不能表現骨結構和材料特征的變化，因此結合骨力學指標測定可以更評價骨質量，反映骨骼抗骨折能力. 較大載荷和彈性載荷反映骨結構力學特性，它們的變化反映骨小梁質量、結構連續性和皮質厚度的改變［ 8］. 與懸吊組大鼠相比，中藥處理組大鼠的股骨直徑和密度有顯著改善，彈性載荷顯著提高，在質量、灰分、較大載荷、剛性系數和撓度載荷比值等方面有提高的趨勢；表明采用補腎、益氣活血中藥對抗措施后，模擬失重大鼠股骨的生長和力學性能有一定恢復.

生物力學論文:經前路下頸椎(C3～C7)內固定器的設計及生物力學分析

作者：李承 席光慶 黃建明 朱青安 王文軍 李鑒軼

【摘要】 目的 尋求具有堅強的生物力學強度、價格低廉、適用于國人下頸椎前路手術的內固定器。方法 根據國外頸椎帶鎖鋼板(cervical spine locking plate，CSLP)特點，并加以改進設計一種內固定器。用16具新鮮豬頸椎制作頸椎損傷失穩模型并隨機分成兩組，將所設計內固定器與傳統AO“Ⅰ”形鋼板進行生物力學實驗比較。結果 所設計內固定器固定組以C3～C5節段前屈、后伸、軸向旋轉和側彎方向的平均運動范圍(ROM)較“Ⅰ”形鋼板固定組分別縮小了48.6%(P＜0?01)、48.3%(P＜0.05)、46.5%(P＜0.01)、52.1%(P＜0.01)。結論 所設計內固定器在提供失穩脊柱即時穩定性方面優越于“Ⅰ”形鋼板，為內固定器應用于臨床提供科學依據。

【關鍵詞】 內固定器 下頸椎 前路 生物力學測試

頸椎前路減壓手術已廣泛地應用于頸椎外傷，頸椎退變性疾患及頸椎椎體腫瘤的治療，但椎間盤或椎體的部分或全部切除后植骨塊缺乏支持、不穩，植骨塊相關并發癥發生率較高［1］。采用堅強的內固定顯然有利于減少并發癥的發生，1960年Bohler將普通AO“Ⅰ”形鋼板應用于頸前路手術，以后相繼出現多種頸前路內固定器。目前國內外應用較多的是1986年Morscher等設計的頸椎帶鎖鋼板(cervical spine locking plate，CSLP)［2-3］。此系統具有許多優點。但此系統螺釘抗拔出力不強、螺釘松動脫出等現象仍存在［4］，且此系統為進口產品、價格昂貴，難于在國內推廣。因此根據CSLP系統的特點，結合國人頸椎形態大小，設計了一種改進型頸前路內固定器，利用生物力學實驗來評價所設計的內固定器對脊柱的穩定作用，以便為今后臨床應用提供理論依據。

1 國人下頸椎椎體及椎間盤厚度測量

陳文英等［5］所測我國南方人頸椎椎體數據：C3～C7的平均值椎體上矢徑(15.59±0.09)mm；中矢徑(15.29±0.09)mm；下矢徑(16.31±0.09)mm；上橫徑(22.69±0.17)mm；中橫徑(25.03±0.29)mm；下橫徑(22.28±0.18)mm。C3～C7椎體前高的均值為(13.75±0.14)mm；中高為(11.29±0.09)mm；后高為(13.84±0.11)mm。陳鴻儒等所測北方人頸椎上、下矢徑與橫徑與上接近；所測椎體后高為14?73mm，經t檢驗差異顯著，認為北方人頸椎垂直徑大于南方人。姜長明［6］所測結果同樣表明北方人下頸椎椎體略大于南方人。

張寶慶等所測頸椎間盤厚度前方平均值男性為(4.37±0.134)mm；女性(3.85±0.13)mm。以上數據為指導內固定器的鋼板寬度、長度及螺釘長度的設計提供參考。

2 內固定器設計

內固定器由鋼板與螺釘組成。材料采用鈦合金，鋼板寬度20mm，厚度2mm，有長度不等相差3mm的系列鋼板根據不同病人需要而選擇。鋼板略向前彎曲以適應頸部生理彎曲。鋼板形態類似“Ⅰ”形鋼板，上有5孔、8孔、11孔不等，中間孔用于固定植骨塊。螺釘長度為16mm，確保進入椎體內長度不超過14mm。螺釘由外套螺釘和內心螺釘組成，外套螺釘外徑4mm，帽端與頭端十字開裂、中空、內帶螺紋。當內心螺釘旋入外套螺釘后，利用膨脹原理、外套螺釘帽端膨脹鎖定于鋼板，頭端亦膨脹牢固嵌入椎體松質骨中，外套螺釘頭端膨脹變形成倒錐形，外套螺釘頭端膨脹后比膨脹前外徑增大0.6～1mm(見圖1)。另設計安裝用特殊器械：導向器及定深鉆2件。

圖1 1a內固定器由鋼板與螺釘組成

1b螺釘由外套螺釘及內心螺釘組成

1c螺釘頭端膨脹前外徑4mm

1d螺釘頭端膨脹后外徑4.6～5mm

3 生物力學測試

3.1 材料與方法

3.1.1 實驗材料 實驗采用豬新鮮頸椎標本16具。經X線透視證明無骨性異常。剔除所附肌肉，保留所有韌帶和關節囊。用雙層塑料袋密封，貯存于-20℃恒溫冰箱中，貯存時間平均40天。

3.1.2 分組 將16具豬頸椎標本編號，按隨機設計方法利用隨機數字表分成甲、乙兩組，甲組用傳統AO“Ⅰ”形鋼板固定，乙組用設計內固定器固定。

3.1.3 標本準備 測試前，標本室溫下自然解凍8h，將C2、C6椎體分別用聚甲基丙烯酸甲酯(上海齒科材料廠生產)鑄型固定于包埋盒中，要求上、下兩包埋盒平行并保持水平。在內固定手術完成后，用0.5mm厚的“L”形鈦片制成標尺，在標尺上置3個不共線的圓形標志，供計算機圖像分析。3個標尺用直徑1.5mm的長螺釘分別固定于上包埋盒、C3椎體及C5椎體前面，標尺螺釘不應與內固定器接觸并保障各標尺在脊柱運動時不互相接觸，且能為攝像機攝取。

3.1.4 損傷模型的制備及內固定術 16具豬頸椎標本均模擬C4椎體骨折后行C3～4、C4～5椎間盤切除，C4椎體中間開槽部分切除椎體，開槽處及C3～C5間取髂骨植骨，造成頸椎不穩模型。甲組標本選用適當長度的AO“Ⅰ”形鋼板橫跨C3～C5固定，螺釘要求穿透椎體后皮質。乙組標本用自行設計內固定器固定，上螺釘時將鋼板置于正確位置，先用導向器置于鋼板上方或下方一孔中，將定深鉆深度調好，確保鉆入椎體深度為14mm，鉆花外徑為2.7mm；用電鉆鉆孔后，先將外套螺釘旋入，后將內心螺釘旋入鎖緊鋼板并固定于椎體，內固定術后，安放好標尺即可行三維運動測試。

3.1.5 加載方式與方法 本實驗所用的三維運動試驗機能模擬脊柱在體內的生理運動特性(實驗測試設備由國家重點實驗室及時軍醫大學生物力學研究室提供)。將制備好的C2～C6標本固定在脊柱三維運動試驗機底座上，上端連于加載盤，通過懸吊于加載盤上的砝碼，對標本施加純力矩，其較大力矩為3.0N.m，該載荷足以產生豬頸椎的生理運動范圍，又不至于對豬頸椎產生任何損傷［7］。施加于標本上的每一種力偶矩都行3次加載/卸載循環，以期將標本的粘彈性影響消除到最小。每次加載和卸載后停留30s左右，以允許標本的蠕變運動，第三次加載時進行運動學測量，所施加力矩共有前屈/后伸，左/右側彎和左/右軸向旋轉6種。整個標本準備及測試過程常噴生理鹽水保持標本正常濕度。16具標本的測試順序由隨機決定(見圖2)。

圖2 2a制備好的標本、安放標尺后，固定在脊柱三維運動試驗機底座上：2b側彎運動測試

3.1.6 測試原理［8］ 標尺上不共線三點的運動代表了整個椎體的運動，由兩臺互成45°角度的攝像機同時拍攝標志點隨脊柱的運動，包括零載荷和較大載荷下的運動狀態，將圖像輸入計算機，通過計算機圖像處理系統識別，定位和計算標志點的空間位置從而重建脊柱節段的三維運動，得到節段運動的角位移參數。

3.1.7 統計學方法 實驗結果用(x±s)表示，先行方差齊性檢驗，若總體方差齊用t檢驗，若不齊采用t′檢驗。統計學顯著水平0.05。

3.2 結果 在3.0N.m載荷下，豬C3～C5節段不同內固定組(n=8)前屈/后伸、側彎和軸向旋轉的平均運動范圍(ROM)和標準差列于表1，其中側彎和軸向旋轉的平均運動范圍均為左右側彎，左右軸向旋轉的平均值。

表1 在3.0N.m載荷下C3～C5節段的ROM (x±s，度)

注：X1：“Ⅰ”形鋼板內固定組；X2：設計內固定器固定組與X1比較：*P＜0.05；**P＜0.01

4 討論

頸椎前路手術的目的在于：(1)切除脊髓前方致壓物，達到減壓目的；(2)糾正頸椎后凸畸形；(3)植骨維持前柱高度；(4)維持頸椎穩定性［9］。為了解決植骨塊的脫出及即時穩定性問題，1960年Bohler將普通AO鋼板用于下頸椎前路手術，開創了下頸椎前路內固定的先河。后Orozco等將此種鋼板改進用于頸椎外傷減壓術后，由于即時穩定作用，臨床效果好，被視為傳統頸椎前路鋼板，因其形狀似“Ⅰ”形或“H”形或“王”形，稱之為“Ⅰ”形鋼板。為了解決此鋼板螺孔固定，螺釘安放不靈活的問題。Caspar等將螺孔改為槽式，增加了螺釘安放的靈活性，此即為Caspar鋼板。但由于以上系統要求螺釘穿透椎體后皮質以求較大的握持力，因此有損傷脊髓的潛在危險［10］。同時螺釘與鋼板間的搖動效應(即所謂的肘節運動)不利于植骨塊的骨性融合，影響了內固定器本身的內在穩定性。1986年Morscher等設計了頸椎帶鎖鋼板(CSLP)，此系統的特點是：(1)采用純鈦材料制成，生物相容性好，無磁性，術后做MRI檢查不受影響。(2)螺釘采用單皮質骨螺釘，不用穿透椎體后皮質，無損脊髓及神經根的潛在危險。(3)螺釘與鋼板鎖定，消除了鋼板與螺釘間的搖動效應，減少了由于螺釘松動向前滑脫導致椎前器官、血管、神經損傷的并發癥的發生。CSLP系統有高度的內在穩定性、固定有效、、操作安全。但螺釘松動脫出也不能避免［11］。

根據CSLP系統的特點，結合國人頸椎椎體及椎間盤的測量結果，設計的一種改進型頸前路內固定器，材料采用鈦合金。內固定器鋼板形狀及結構類似CSLP鋼板；螺釘設計為單皮質骨螺釘，不用穿透椎體后皮質。國人下頸椎椎體前后徑最短距離大于14mm，故螺釘進入椎體部分設計為14mm長，避免了螺釘過長穿透后皮質損傷脊髓的潛在危險。所設計螺釘由外套螺釘和內心螺釘組成，外套螺釘頭端與帽端勻十字開裂，其內空心有螺紋，當將內心螺釘旋入時，利用膨脹原理，帽端膨脹將螺釘鎖定于鋼板，使螺釘與鋼板成為具有內在穩定性的整體，消除了釘板間的搖動效應，避免相應并發癥的發生。同時，螺釘頭端膨脹，經測定頭端膨脹后比膨脹前直徑大0.6～1mm；因椎體中部為松質骨，螺釘頭端膨脹能使部分骨小梁塌陷，一方面由于膨脹十字裂口間隙增寬，有利于骨質長入，有可能阻止螺釘旋轉退出。另一方面，由于頭端膨脹，螺釘進入椎體部變形呈倒錐體形，從而增加了螺釘的抗拔出力。因此增加了內固定器的生物力學強度。

生物力學試驗是評價骨科器械及手術性的重要手段，骨科新術式的開展及新的內固定的運用應建立在生物力學研究的基礎上。將所設計內固定器對比“Ⅰ”形鋼板做生物力學試驗結果顯示(見表1)：在豬C3～C5節段失穩后用所設計的內固定器固定組，所固定節段運動范圍(ROM)平均值是：前屈7.3°，后伸1.5°，軸向旋轉5.4°，側彎5.7°；而“Ⅰ”形鋼板固定組運動范圍(ROM)平均值是：前屈14.2°，后伸2.9°，軸向旋轉10.1°，側彎11.9°。可見用所設計內固定器固定比用“Ⅰ”形鋼板固定運動范圍明顯縮小，經統計學檢驗，兩者差異有顯著性意義。本研究結果表明：用所設計內固定器固定比用“Ⅰ”形鋼板固定抗前屈能力提高48?6%，抗后伸能力提高48.3%，抗旋轉能力提高46.5%，抗側彎能力提高52.1%。因此所設計的內固定器在提供即時穩定性方面優越于“Ⅰ”形鋼板。從而為所設計內固定器臨床應用提供了科學依據。

本實驗采用新鮮豬頸椎標本為實驗材料。豬齡及體重嚴格控制一定范圍，且為同一品系家豬，所有標本手術為同一人用同一方式所做，實驗標本隨機分組，測試順序亦為隨機進行，保障了實驗結果的可比性。由于豬頸椎結構與人頸椎有一定差別，又是在離體標本上進行實驗，因而與人活體尚有一定差距。對于所設計內固定器的抗疲勞性及內固定器的較大破壞強度尚有待進一步研究。

生物力學論文:限制運動對大鼠股骨、脛骨物理性狀、生物力學指標及骨形成蛋白2表達的影響

【摘要】

目的：本研究比較了限制運動4 wk大鼠和正常對照組大鼠下肢股骨、脛骨物理性狀包括濕質量，灰質量，骨礦含量，骨密度，生物力學指標以及骨形成蛋白2表達量的變化，目的在于找出限制運動對大鼠下肢骨生長有哪些不良影響. 方法：采用腿?尾固定法制造大鼠限制運動的模型，用DPX雙能X線骨密度儀測量大鼠左側下肢骨骨礦含量和骨密度，用WD萬能材料試驗機進行股骨3點彎曲試驗，測算出股骨的破壞強度，破壞載荷，破壞時能量吸收和剛度系數等生物力學指標，采用免疫組化染色及灰度比較的方法比較骨形成蛋白2表達的變化. 結果：限制運動4 wk后，大鼠股骨、脛骨的濕質量，灰質量，骨礦含量，骨密度，生物力學指標與正常對照組比較存在下降，并且與骨形成密切相關的骨形成蛋白2的表達也下降. 結論：限制運動對大鼠下肢骨（股骨、脛骨）的生長產生了負面影響，表現在下肢骨物理性狀的變化及骨形成蛋白表達的抑制等方面.

【關鍵詞】 運動 股骨 脛骨 骨形成蛋白2

0引言

人體骨骼的發育和生長受到很多因素的影響， 運動是影響骨骼后天生長和重塑的重要因素，力學信號作用于細胞骨架，使細胞骨架發生改變，激活特定的信號傳導途徑，引起基因表達調控的改變，從而影響成骨細胞的生長和分化，也就影響了骨骼的生長、修復和塑型［1-5］. 骨形成蛋白2 (bone morphogenetic protein 2, BMP2)是成骨細胞分泌的一種局部分化因子，能誘導成骨細胞的前體細胞分化為成骨細胞，在成骨細胞分化早期有重要作用，它介導糖皮質激素誘導的成骨細胞分化，是誘導成骨的重要因子［6］. 本研究通過固定大鼠后肢4 wk，比較限制運動后大鼠后肢骨物理性狀如濕質量，灰質量，骨礦含量(bone mineral content, BMC)，骨密度(bone mineral density, BMD)，生物力學指標以及對BMP2表達量的變化，來探討限制運動對大鼠后肢骨生長的影響.

1材料和方法

1.1材料選用32只雄性上海實驗動物中心引進的清潔級SD大鼠，體質量270～290 g.

1.2方法

1.2.1制備實驗動物模型將大鼠隨機分為對照組、固定組兩組，每組16只. 固定組大鼠在100 g/L水合氯醛腹腔麻醉下，將左側后肢和尾部近段消毒鋪巾，以消毒后的直徑為1.2 mm的醫用鋼絲穿過后肢踝部和肛門開口遠側約1.0～2.0 cm處之尾部，松緊適當地打節固定，如有出血則壓迫止血, 術畢置于大鼠專用飼養籠，隔日以碘伏消毒固定局部. 對照組大鼠未做任何處理. 實驗期間給于充足的清潔飲水、攝食（飼料為第四軍醫大學實驗動物中心提供的標準鼠飼料）. 室溫保持在（22±2）℃，人工控制室內照明，保持12 h光照（8:00~20:00），12 h黑暗（20:00～次日8:00）交替循環.

1.2.2觀察一般情況及體質量測量實驗期間密切觀察大鼠生活情況（包括飲食，飲水，活動情況，皮毛色澤等），實驗開始時測量大鼠體質量，以后每周測量大鼠體質量，直至4 wk實驗結束. 所用設備為ACA?100型電子天平.

1.2.3物理性狀測定實驗結束后斷頭處死大鼠，分別從兩組各取8只大鼠的左側股骨、脛骨，去凈附著的結締組織后測量其物理性狀，包括濕質量，灰質量，BMD，生物力學指標等. 濕質量采用ACA?100型電子天平測量；灰質量是標本在118℃烘烤48 h,至恒質量后放在箱式電阻爐中,800℃放置24 h后用TMP?1上皿式天平（精度1×10-3 g）測量；股骨和脛骨BMC和BMD用DPX雙能X線骨密度儀（美國Lunar公司）測量,分別至0.01 g和0.01 g/cm2.

1.2.4生物力學指標測定取測量BMD后的左側股骨用WD萬能材料試驗機（廣州試驗儀器廠）進行股骨3點彎曲試驗，試件跨度18~22 mm，加載速度1 mm/min. 測算出股骨的破壞強度，破壞載荷，破壞時能量吸收和剛度系數等生物力學指標.

1.2.5免疫組化染色及觀察取兩組剩余8只大鼠左側股骨、脛骨去除結締組織，縱剖面從中線切開，40 g/L多聚甲醛固定24 h，4℃脫鈣液（200 g/L的甲酸∶200 g/L的檸檬酸鈉=1∶1）脫鈣10 d，至脫鈣，室溫逐級乙醇脫水，氯仿透明，低熔點（53~54℃）石蠟包埋、切片，厚度為6 μm. 免疫組化采用SA2010型試劑盒，按SABC法進行染色，BMP2抗體按1∶50進行稀釋. 操作過程嚴格按照試劑盒說明進行. 用DAB呈色，蘇木精襯染，常規封片觀察. 陽性產物為棕黃色片狀或顆粒狀染色. 在做圖像灰度分析時，所取視野股骨均為干骺端骨髓與骨質的交界處，脛骨均為脛骨近膝關節段骨干與骨髓交界處，記錄其圖像的灰度值.

統計學處理： 所得數據均以x±s表示， 固定組與對照組比較采用SPSS 7.0統計軟件進行t檢驗， P<0.05認為差異有統計學意義.

2結果

2.1兩組大鼠體質量的差異固定組與對照組大鼠在實驗期間體質量均有所增加，實驗前固定組大鼠的體質量為：(282±12) g，對照組為：(279±12) g, 4 wk后固定組大鼠體質量為：(395±16) g, 對照組為：(391±16) g. 經統計學處理兩組體質量無統計學差異.

2.2兩組大鼠股骨及脛骨物理性狀的改變與對照組相比較固定組大鼠的脛骨及股骨的濕質量，灰質量，BMC，BMD均有統計學差異(表1，2).表1兩組大鼠股骨（左側）物理性狀的比較表2兩組大鼠脛骨（左側）物理性狀的比較

2.3兩組大鼠股骨生物力學指標的改變與對照組相比較固定組大鼠的股骨在各項生物力學指標均有統計學差異(表3). 表3兩組大鼠股骨（左側）生物力學指標的比較

2.4BMP2免疫組化染色經檢驗，固定組大鼠的股骨，脛骨的平均灰度值小于對照組大鼠(P<0.05, 表4). 表4兩組大鼠股骨、脛骨（左側）BMP2抗體免疫組化染色灰度值的比較鏡下觀察顯示對照組股骨和脛骨骨皮質可見部分陽性著色區；而在干骺端可見著色的大量軟骨、成骨細胞；在骨髓腔呈強染色，可見很多的棕黃色陽性著色區. 固定組與對照組的著色特征是一致的，只是著色部位的數量及著色強度有所不同(圖1,2).

3討論

在骨骼的生長和發育過程中，力學因素是一個非常重要的因素，體育運動對未成年骨骼的影響表現為促進峰值骨量的增加,對成年骨骼的影響表現為一定程度的骨量增加或保持骨量,對絕經后婦女或老年人骨骼的影響在于盡量減少骨量的丟失速度［7-9］，力學信號是通過作用于細胞骨架來實現對骨骼生長、塑型的調控的，力的變化可以改變或破壞細胞骨架的構象，影響了細胞表面各種受體和酶的位置或結構，造成了細胞功能的失代償. Sarkar等［10］利用回轉加速器研究了成骨細胞ROS的變化，研究發現微重力環境中24 h，35％的ROS細胞不再貼壁，通過DN段及TUNEL染色證實這些細胞已經凋亡，伴隨著細胞表面的整合素β分布到了核周，肌動蛋白的組成混亂等. 這些結果提示微重力造成的細胞骨架的改變導致了成骨細胞的凋亡. Friedlander等［11］也發現經過2 a訓練, 其所測量僅運動員的橈骨、腰椎及股骨BMD指標表現出顯著增長. 當然適當的運動負荷及強度會誘導骨量增加和骨的結構改善; 強度過大則造成骨組織微損傷和出現疲勞性骨折,過小或出現廢用則導致骨質流失過快. 本實驗采用腿尾固定法制造了大鼠左后肢的制動模型，不僅消除了左后肢的承重運動，也避免了自身肌肉的牽拉運動，是理想的限制運動模型. 經過4 wk的制動，從大鼠下肢骨的物理性狀和生物力學指標方面觀測了限制運動對大鼠下肢骨的影響，發現股骨、脛骨在重量、BMC、BMD、以及生物力學指標等方面與對照組比較明顯下降，說明運動對成年動物骨骼系統的影響是多方位的，也反映了運動對成年動物骨骼性狀及生物力學特性的保持是非常重要的.

在限制運動中發生的骨性狀和生物力學的變化是否與BMP2表達減少有關，現在還尚無定論，但是有學者認為BMP2通過調控間質細胞向成骨細胞的分化，從而對限制運動時局部骨的變化發揮著重要的調節作用. 本實驗通過對限制運動大鼠下肢承重骨BMP2的免疫組化染色發現，限制運動組大鼠股骨、脛骨BMP2的染色顯著低于對照組大鼠，提示限制運動降低了BMP2的表達，從而抑制了骨形成. 這說明了制動這一因素可導致BMP2表達降低，這可能是造成限制運動骨骼變化因素之一，而BMP2這一細胞因子是力學信號調控骨骼生長的信號通路中一個重要的因子.

生物力學論文:腕關節韌帶解剖學及生物力學特性研究進展

關鍵詞： 腕關節韌帶 解剖

腕關節韌帶是一個高度分化的復雜連接體系，不但具有限制過度活動、穩定腕關節的作用，而且還有傳導應力，協調腕骨運動的功能。近年來，腕關節不穩定已逐漸被臨床醫生所認識，對腕關節韌帶解剖和功能的研究也受到重視。以往的研究對腕關節韌帶的起止、走行及命名有許多不一致的地方。現將近年來對腕關節韌帶解剖及生物力學特性研究進展綜述如下。

1　腕關節掌側韌帶

1.1　橈腕韌帶和尺腕韌帶

(1)橈舟韌帶(radioscaphoid ligament)，過去一些作者稱其為橈側副韌帶［1］，但它不是位于腕關節的側方，而是偏向掌側，關節屈伸運動軸由其背側穿行，在解剖上它不是真正的側副韌帶。因此，目前大部分學者稱其為橈舟韌帶［2、3］。Mayfield報告橈舟韌帶的斷裂強度平均為70N［4］。(2)橈舟頭韌帶(radioscaphcapitate ligament),也有人稱其為橈頭韌帶(radiocapitate ligament)。其斷裂強度平均為170N［4］。(3)橈月韌帶(radiolunate ligament)，也有學者稱其為長橈月韌帶(long radiolunate ligament)［5］，此韌帶較為強韌，是穩定月骨的重要韌帶之一，其斷裂強度平均為210N［4］。Mayfield將橈月韌帶和月三角韌帶認為是1條韌帶，并稱之為橈三角韌帶。而目前許多作者已證實此韌帶實際上是2條韌帶，因為有各自的起止點。(4)橈舟月韌帶(radioscapholunate ligament),Mayfield稱其為橈舟韌帶(radioscaphoid ligament)。但其止點大部分止于舟骨近端的掌面，小部分止于月骨掌面的橈側緣，故稱為橈舟月韌帶更確切。一些作者認為橈舟月韌帶對穩定近側列腕骨，特別是舟骨近極有重要作用［6～8］。但Berger［9］和Hixson［10］的研究證實它主要由來自骨間前動脈、橈動脈和骨間前神經的神經血管束組成，外周襯以滑膜組織，膠原纖維很少，無彈力纖維。其組織結構明顯不同于其它韌帶，并認為它不屬于真正韌帶結構。但它可能是54N。我們的研究發現橈舟月韌帶主要由疏松結締組織組成，其間血管豐富，而膠原纖維束很少，與Berger等的結果一致。(5)尺月韌帶(ulnolunate ligament)，也有學者稱其為短橈月韌帶(short radiolunate ligament)。我們的研究發現此韌帶強韌，是穩定月骨的重要結構，其斷裂強度平均為219.2N。(6)尺三角韌帶(ulnotriguetrum ligament),我們研究發現此韌帶較為薄弱，其斷裂強度平均為54N。(7)腕尺側囊結核，也有一些學者稱其為尺側副韌帶(ulnar collateral ligament)。但Taleisnik［11］和于勝吉［2］的研究發現，它并非真正韌帶，而是關節囊增厚，并稱其為尺側囊結構。我們研究其斷裂強度平均為58.7N。

1.2　腕骨間韌帶。

(1)月三角韌帶，起自月骨表面，止于三角骨掌面，其下面有月三角骨間韌帶。月三角韌帶與月三角骨間韌帶的掌側部分很難分開。(2)三角鉤骨韌帶，位于鉤骨近側緣掌面和三角骨遠側端之間。此韌帶堅韌，腕關節背伸和橈偏時緊張，尺偏和掌屈時松弛［12］。(3)舟大小多角頭狀骨韌帶，也有學者稱其為舟大多角骨韌帶復合體(scaphotrapezial ligament complex)。Drewniany［13］認為它由4種部分組成：①位于舟骨大多角骨關節掌側、橈側的強韌韌帶，掌側部分與橈側腕屈肌腱鞘相連，并有纖維止到小多角骨；②薄弱的掌側關節囊；③舟頭韌帶；④薄弱的背側關節囊。由于舟骨大多角骨關節掌側、 橈側韌帶強韌，不易斷裂，在暴力作用下，容易發生其附著點骨折，如舟骨結節骨折。舟大小多角頭狀骨韌帶是穩定舟骨遠端的重要結構。(4)三角韌帶，也稱輻狀韌帶，由舟頭韌帶、月頭韌帶和三角頭韌帶共同構成。舟頭韌帶已在舟大小多角骨韌帶中描述：月頭韌帶常常缺如，致使月頭骨間關節缺少直接的韌帶聯系；三角頭韌帶，起自三角骨掌面橈側半，跨越鉤骨近端，止于頭狀骨體部掌面。

2　腕關節背側韌帶

腕背側韌帶較掌側韌帶數量少，而且薄弱。主要有：(1)背側橈尺三角韌帶，也有學者稱其為橈腕背側韌帶(dorsal radiocarpal ligament)，此韌帶粗大堅韌，其斷裂強度平均為240N。(2)背側橈三角韌帶，此韌帶有時缺如。(3)背側腕骨間韌帶，較為細小薄弱。

3　腕關節內在韌帶

3.1　近側列腕骨內在韌帶

有舟月骨間韌帶和月三角骨間韌帶。(1)舟月骨間韌帶連接于舟骨和月骨，Berger［14］(1996)報道了詳細的大體和組織學研究結果，舟月骨間韌帶在解剖上分為3個部分，即背側、近側和掌側部分。背側部分厚，由橫行排列的短膠原纖維組成。近側部分主要由纖維軟骨以及少量淺表縱向排列的膠原纖維組成，近側部分象膝關節的半月板一樣，可以突向舟月關節間隙數毫米。橈舟月韌帶將舟月骨間韌帶掌側部分與近側部分分開。掌側部分薄，由斜行排列的膠原纖維束組成。舟月骨間韌帶的斷裂強度平均為260N［15］。它是維持舟骨近極和舟月骨間關節穩定及運動協調的重要結構。Short［16］等研究發現，切斷舟月骨間韌帶，引起舟骨屈曲，旋前和月骨背伸改變。Boabighi［17］將舟月骨間韌帶與舟大小多角頭狀骨韌帶進行對比，前者的斷裂強度為后者的1/2。(2)月三角骨間韌帶，我們研究發現，月三角骨間韌帶的解剖結構與組織學特點與舟月骨間韌帶相似，在解剖上也分為3個部分，即背側、近側和掌側部分。近側部分主要由纖維軟骨以及少量淺表縱向排列的膠原纖維組成，但密集一些。其斷裂強度平均為375.3N，較舟月骨間韌帶大。

3.2　遠側列腕骨內在韌帶

Ritt［18］(1996)報道了頭鉤關節韌帶詳細的大體和組織學研究結果。發現頭鉤關節存在著3種骨間韌帶，背側、掌側和深部骨間韌帶，其中深部骨間韌帶偏向掌側，最為強韌。此外，還發現連接于第3、4掌骨和頭鉤關節之間的縱行骨間韌帶(longitudinal interosseous ligament)，這條韌帶主要連接第3掌骨和頭狀骨。在頭鉤關節之間，還有連接束(interconnecting bands)，它起自頭鉤關節掌側韌帶，垂直向背側止于鉤骨。我們解剖發現小多角骨與頭狀骨之間，也有3種骨間韌帶，即背側、掌側和深部骨間韌帶，其中深部骨間韌帶偏向背側，堅韌。大小多角骨關節之間也有3種骨間韌帶，背側、掌側和深部骨間韌帶，深部骨間韌帶偏向掌側。

4　腕掌關節處掌骨近端的韌帶

Dzwierzynski［19］(1997)報道了第2～5腕掌關節處掌骨近端的韌帶解剖結果。發現有4種韌帶，即背側掌骨韌帶，掌側掌骨韌帶和2種不同方向排列的“Ⅴ”形骨間韌帶。其中“Ⅴ”形骨間韌帶最強韌，它們將相鄰的掌骨緊密連接。

5　橈尺遠側關節韌帶

過去將其分為掌側和背側韌帶，這兩條韌帶分別起自橈骨遠端尺掌角和尺背側角，行經三角纖維軟骨的掌側緣和背側緣，止在尺骨莖突處。Kleinman［20］(1998)報道將其分為下部、掌側和背側3個部分，雖然下部與掌側和背側部分連續，但它不象掌側和背側部分薄、平展，而是非常強韌，有骨間膜纖維加入其外部。掌側部分薄，松弛，有囊袋，以適應尺橈骨遠端旋轉和尺骨遠端背向橫移的需要。背側部分不象掌側部分松弛，有斜行纖維及背側小指伸肌腱鞘加強，以限制尺骨遠端的前后移位。

6　腕關節韌帶的生物力學特性

Weaver［21］(1994)對腕關節部分掌側韌帶的張力，在不同運動狀態的變化做過研究，發現掌側韌帶總是處于張力狀態，即使腕關節在中立位沒有負重。中立位時，三角頭韌帶和橈舟頭韌帶遠側部分受力；橈偏時，橈月韌帶受力；尺偏時，尺月韌帶受力；旋前時，橈舟頭韌帶近側部分受力；旋后時尺月韌帶受力；背伸時，尺月韌帶、橈月韌帶和橈舟頭韌帶受力。無論在任何位置，一些韌帶的張力要比另一些韌帶張力大。橈月韌帶、尺月韌帶和橈舟頭韌帶的張力較大，而月三角韌帶和舟大小多角頭狀骨韌帶的張力最小。

Savelberg［22］(1991)對腕關節運動時部分掌側和背側韌帶的長度變化做過研究。掌側橈舟頭韌帶和背側橈三角韌帶，屈腕時的較大長度變化較尺橈偏時大。較大橈偏時較中立位沒有韌帶明顯伸長。較大尺偏時，橈舟頭韌帶、橈月韌帶、三角頭韌帶的近側部分和背側腕關節韌帶較中立位時明顯伸長。較大背伸時，橈舟頭韌帶、橈月韌帶的遠側部分和三角頭韌帶的近側部分伸長明顯，背側腕關節韌帶明顯縮短。較大屈腕時，只有背側腕關節韌帶輕度伸長，其余韌帶無明顯伸長，橈舟頭韌帶、橈月韌帶和三角頭韌帶明顯縮短。掌側月三角韌帶，無論手腕做任何運動，其長度都沒有明顯變化。同時還注意到寬韌帶的近、遠兩側的長度變化是不同的。如尺偏時，橈月韌帶的遠側伸長，而近側部分無變化；三角頭韌帶的遠側部分 縮短，而近側部分無變化。背伸時，三角頭韌帶的近側部分伸長，而遠側部分無變化。

Crison［23］(1997)在活體上研究了鍛煉活動對腕關節韌帶剛度的影響，發現手腕的鍛煉活動可以明顯降低腕關節韌帶的剛度，腕骨的位移活動度增加。休息1h后，腕關節韌帶的剛度部分恢復到活動前的水平。24h后與活動前一樣。說明了鍛煉活動腕關節，可以降低腕關節韌帶的剛度，增加了腕關節的松弛度，可以減少運動引起的損傷。

腕關節韌帶損傷后引起的腕關節不穩定，如舟月骨間分離，月三角骨不穩定等，治療的方法很多，但效果有時不能肯定。最近Shin［24］(1988)比較了舟月骨間韌帶背側部分與Lister結節處的第3伸肌支持韌帶的生物力學特性和組織學特性，雖然第3伸肌支持韌帶的斷裂強度較舟月骨間韌帶的背側部分小許多，但單位面積上的斷裂強度兩者相差不大，兩者的組織學特性相近。Weiss［25］(1988)在臨床上用兩端帶橈骨的第3伸肌支持韌帶移植治療舟月骨間分離19例病人，其中14例動力型舟月骨間分離，12例疼痛消失，2例腕關節重體力活動時疼痛；而 5例靜力型舟月骨間分離，2例疼痛消失，1例腕關節重體力活動時疼痛，2例仍持續疼痛。作者認為用兩端帶橈骨的第3伸肌支持韌帶移植治療動力型舟月骨間分離的效果是可以的，而治療靜力型舟月骨間分離的效果差，其原因是第3伸肌支持韌帶的強度不夠。能否找到兩端帶骨，切取方便，韌帶強度與腕部斷裂韌帶相近的更好供區，需要進一步研究。

生物力學論文:標準步態下骨盆三維有限元模型構建及其生物力學意義

作者：汪光曄，張春才，許碩貴，任可 【關鍵詞】 骨盆；三維有限元；髖臼作用力；骨盆肌肉收縮力

【摘要】　目的： 構建包含骨盆肌肉及頭臼作用力的標準步態下骨盆三維有限元模型. 方法： 選擇標準成年男性志愿者行骨盆CT掃描成像得到骨盆每層橫截面圖像, 運用Mimics軟件行三維重建， 利用有限元分析軟件PATRAN 2005R2構建髖臼三維有限元模型,并將標準步態中肌肉收縮力及頭臼作用力也設計到該模型中. 結果： 所構建髖臼模型共劃分為113 028個結點、137 524個單元, 模型模擬了骨盆皮質骨、松質骨、關節軟骨以及股骨頭結構的材料特性. 所建模型結構完整，空間結構測量度高，單元劃分精細，重點突出，尤其肌肉及頭臼作用力加載模擬形象、逼真，客觀反映髖臼真實解剖形態結構和生物力學特點. 結論： 構建的髖臼三維有限元模型為正常髖臼或異常髖臼力學研究提供可循模型.

【關鍵詞】　 骨盆；三維有限元；髖臼作用力；骨盆肌肉收縮力

0引言

對于髖關節的生物力學的研究，有必要了解跨髖關節肌肉的收縮力的大小方向及部位，完整地了解髖臼接觸力與骨盆肌肉收縮力力學機制，有助于進一步模擬髖關節力學行為、解剖學與手術后改變的影響，雖然有文獻［1-3］討論過骨盆髖臼生物力學行為，然而這些先前的模型或沒包括髖臼接觸力或不包括肌肉收縮力. 因此其結果已受到大多學者的質疑. 作為實驗研究骨盆與髖臼負載的需要，本實驗試圖報導一個既包含了肌肉又包含了髖臼接觸力的三維有限元模型，這些數據將對于模擬髖關節與骨盆的正常負載或異常負載將尤為重要.

1材料和方法

1.1材料① 成年男性志愿者骨盆（男性，40歲）；② 　西門子SOMATOM Volume Zoom CT 機；③　DELL工作站；④　Mimics軟件；⑤　Patran 2005 r2 軟件；⑥ Windows XP操作系統.

1.2方法

1.2.1骨盆三維有限元模型構建具體可以分為3個步驟① 步驟一： 對一成年男性志愿者（40歲）的骨盆進行CT斷層成像；在CT成像過程中要志愿者在骨盆縱軸方向保持不動，每隔1 mm層厚掃描一次. 所得圖像以DIMCOM格式存入CT機，刻錄光盤，從而得到表示骨盆每層橫截面的圖像. ② 步驟二： 將上述以DIMCOM格式存儲的圖像導入Mimics軟件，設定門檻下界灰度值為270，上界不限. 通過Region growing 選擇感興趣區域，進行骨盆三維重建. ③ 有限元分析與計算： 三維重建圖像以out格式導出，并導入Patran 2005 r2軟件，并重新進行網格劃分，建立皮質骨的外表面與內表面，其內外表面都相互連接，分別建立骨盆的皮質骨及松質體模(圖1). 與骨盆骨相互作用的股骨頭也被建模，此外關節軟骨也被建模，以保障一個光滑且真實的髖關節作用力的加載［4］，除了髖關節頭臼作用，22塊附著在骨盆上的肌肉也被設計到該模型中，肌肉的生理附著點被繪制到有限元網格中，其相關參數皆來自于Pedersen1997年的研究結果［5］.

1.2.2設置單元屬性根據骨盆的解剖結構特點，骨性結構模擬材料為皮質骨、松質骨、軟骨下骨及關節軟骨，材料參數的選擇參考文獻［6-7］（表3）.

1.2.3加載情況固定骶髂關節處的節點模擬骶骨的支持，只對左半側骨盆進行加載，在恥骨聯合處模擬彈性邊界條件. 根據步態循環周期中左支撐相的第4個子步相的髖關節的頭臼之間的作用力,從股骨頭的中心點處進行加載. 此外肌肉收縮力也被考慮，收縮力的方向是根據遠近端的附著點獲得［8］，并且步態中骨盆肌肉與股骨的相對位置關系也被考慮進去. 本實驗中設定股骨頭內收15°，同時在前后位上骨盆與股骨頭(髖關節的伸屈)的角度是可以變化的(表1). 肌肉的收縮力以分布載荷運用到模型的表面，肌肉的收縮力的方向是由其遠近端的生理附著點的連線，并同時兼顧髖關節的屈伸角度對遠端生理附著點的坐標影響. 假設條件:本實驗所涉及的生物材料均假定為均質、連續和各向同性. 受力時模型各截面不產生相互滑動，各單元有足夠的穩定性;材料受力變形為小變形.

2.1模型建立本研究中，應用CT圖像專用的DICOM醫學數字圖像通訊標準，CT專用的Mimics圖像識別分割建模軟件和PATRAN有限元專用軟件，將薄層CT橫斷面圖像進行分割識別，建立了適合生物力學研究的髖臼三維有限元模型(表4，圖1)，肌肉的生理附著點被繪制到有限元網格中，并由肌肉的遠近端的附著點獲得肌肉收縮力的方向，并兼顧髖關節的屈伸角度對遠端生理附著點的坐標影響(圖2). 髖臼三維有限元模型共劃分為113028個單元，137524個節點. 股骨頭采用四節點tet10單元，共劃分為37090個單元50392個節點. 松質骨模型在髂骨中央有橢圓形孔，及髂前下棘處有缺失，既該兩處為皮質骨充滿. 旋轉觀察模型形態與骨盆解剖形態具有滿意的相似性，可任意切割和調整幾何及材料參數以模擬不同臨床與實驗狀態.

2.2模型的受力分析模擬步態4髖關節的頭臼之間的作用力及附著在骨盆上的22塊肌肉的收縮力對模型進行加載. 得到該情況下髖臼的力場分布(圖3). 結果顯示：主應力集中在髖臼軟骨的臼頂區，傳遞至軟骨下骨后，沿弓狀線及臼頂的外上皮質至骶髂關節.

3討論

3.1骨盆有限元模型的應用1995年Dalstra等首次詳細報告了骨盆三維有限元模型. 2000年Garcia等應用三維有限元對內固定后的骨盆進行應力分析，研究骨盆骨折后不同固定對其穩定性的影響；2006年Yew運用有限元分析影響髖關節假體置換穩定性的因素［9］. 國內張春才等［10］報道了應用三維有限元法對骨盆骨折損傷機制的分析. 在骨折內固定的應力分布、人工關節的設計優化研究，骨折危險性預測、骨折愈合、預測骨的塑型以及骨質疏松癥研究方面有限元模型已是不可缺少的方法［7］.

本研究應用16排螺旋掃描 CT掃描，并用MIMICS軟件直接讀取DICOMR的CT文件，選取興趣區域行3D計算，獲得髖臼的三維模型，并導入MSC公司PATRAN軟件，建立了髖臼的三維有限元模型，并對重點部位進行細劃分. 與標本的相似程度高，形態結構完整. 操作過程使圖像失真減少到最小. 以往［4-5］建立骨盆三維有限元模型采用的 CT膠片掃描或照相技術, 在對圖像反復采樣過程中, 圖像的細節和信息在采樣過程中丟失較多, 而且工作繁重而導致建模差異較大, 出現建模質量的問題,影響到計算結果的性. 本實驗三維建模過程為全數據化處理，避免了數據收集過程中關鍵信息的丟失，較大限度上保障了建模的性和性.

3.2模型的力學相似性本研究結合了結合頭臼之間的作用力與肌肉的收縮力，不當在外形上較大限度上保障了建模的性和性. 并且在力學加載上更與實體相似程度高，更加完整. 本研究頭臼作用力由股骨頭中心點處進行加載，同時參予髖關節運動有關的22塊肌肉也被考慮，肌肉收縮力的方向由遠近端附著點決定，并同時兼顧了髖關節屈伸角度對肌肉遠端附著點的影響；肌肉收縮力大小與方向及頭臼作用力大小與方向參考相關文獻［5-6］,并轉換為本研究的坐標系，更加真實地模擬實際步行情況.

3.3髖臼受力的分析生理狀況下，骨骼的結構和功能在很大程度上依賴于其所處的力學環境. 在髖臼骨折治療中, 施加的力學環境, 對治療效率、的愈合是至關重要的. 本研究嘗試對髖臼模型進行受力分析, 將骶髂關節和恥骨聯合部位鎖定后, 模擬步態4下髖臼的力場分布, 結果發現：在股骨頭與髖臼接觸部位, 較大接觸力出現在髖臼的后上區域，提示在髖臼受力部位為高應力狀態,皮質與松質較大受力部位較一致，皆出現在髖臼頂部附近(18 kPa, 0.36 mPa)，軟骨的峰值出現在臼頂內側區(4.1 kPa). 本研究的意義說明, 所構建的髖臼三維有限元模型可以分割, 可以進行受力的分析.

3.4標準步態下骨盆三維有限元模型建立的意義骨盆肌肉的收縮力的大小、部位及方向與髖臼的接觸力對于髖關節異常情況(如畸形、手術)的模擬非常重要. 完整地了解髖臼接觸力與骨盆肌肉收縮力力學機制有助于進一步模擬髖關節力學行為、解剖學與手術后改變的影響，以往對髖臼進行有限元分析, 鑒于形狀復雜,載荷條件復雜， 一般均對其作簡化處理, 先前的模型很少有髖關節接觸力的三維模擬，或是沒有對附近肌肉負荷的三維模擬［1-3,9］. 髖關節周圍的實驗及理論力學模型運行時都是在缺乏肌肉收縮力的影響上得出的結果，因此分析的結果必然引起誤差［5］，了解髖關節的接觸與跨髖關節肌肉作用力對于模擬手術后幾何條件及負載改變是非常重要的. 本研究成功構建一個既包含了肌肉有包含了髖臼接觸力的髖臼三維有限元模型，真實模擬人體髖臼解剖形態，肌肉載荷及頭臼作用力，而且三維有限元圖像還原性好, 能從力學上真實代表實物. 當然，這是認識髖臼生物力學改變的及時步，理想的模型將為進一步的研究提供的手段和方法，也將有助于豐富髖臼的相關生物力學研究.

生物力學論文:生物力學在運動控制與協調研究中的應用

摘 要 肌肉的主動收縮和舒張控制之下動物會產生各種不同的運動形態，這屬于肌肉力矩的主動改變而肢體運動又會反作用于肌肉力矩。在不斷的進化中人類逐漸形成自身完善的神經肌肉系統負責自身運動的控制與協調。除了主動的肌肉力矩之外，接觸力矩、重力力矩以慣性力矩也會對肢體運動的具體方式和表現產生影響，生物力學是研究人類運動控制機制的基礎，因而本文就生物力學在運動控制與協調研究中的作用進行了分析。

關鍵詞 生物力學 運動 控制協調 應用

人體運動需要在多個部分的共同協調配合下完成，而單純運動學角度只針對物體的運動效果以及其他外作用力的影響進行研究，無法對人體肢體運動控制和協調的具體機制作出判斷。生物力學從關節力矩的角度并結合運動動力學方法可以對肢體運動的產生方式和作用機制進行科學合理的分析，推動人體運動控制機制理論研究的發展。

一、生物力學與運動控制的關系分析

肌肉的收縮是人類肢體運動最直接的動力，人體神經系統可以對不同部位的新陳代謝速率和能量釋放方式進行調整，從而起到控制骨骼肌腱可控張力的效果，肌腱又將動力傳給關節、韌帶以及骨骼等，最終實現對各個運動單位的控制。神經肌肉骨骼系統包括肌肉運動單位與神經元之間的突觸連接、運動單位疊加與肌腱上的合力、肌肉骨骼系統的整合以及關節力矩整合協作四個層次。人體的骨骼、肌肉結構都十分復雜，因而神經中樞系統很難直接對每個運動單位進行控制，目前猜測中樞神經系統對運動目標協作實現方式或者是關節水平運動方式進行控制，再由該環節傳達至各個運動單元。

二、運動控制的生物力學研究技術

（一）生物傳感器技術

目前生物傳感器技術在科學研究中的應用已經較為廣泛，包括力量、肌電圖、加速度以及位移傳感器等等，這些技術相關專業的教科書以及很多文獻中都有涉及到。隨著研究的深入和技術的發展三維陀螺儀運動測量技術應運而生，在生物力學測量中可以對物體的運動速度、不同時間點的方位、角度等數據進行測量和記錄，因而可以應用于疾病診斷和治療康復中，該技術在醫療領域的應用也日益廣泛。

（二）生物力學建模與仿真

當人體運動時除了肢體的外部狀態，肌肉狀態、關節連接處軟組織的形狀等也會發生一定的變化，而對這種形變進行觀察和研究的難度較大，因而可以將整個人體作為一個完整的運動系統并以此為基礎建立相應的人類肢體運動動力學研究方程，也可以將其稱為生物力學模型。研究方向以及研究切入點的不同都會對最終的模型構建產生影響，一般來說任意運動的計算機模擬或者仿真需要應用正向動力學知識和技術，而對肢體運動的外力因素進行測量時則需要應用逆向運動學。

（三）運動學影像技術

影像技術在生物力學研究領域的應用由來已久，隨著科技的進步和科研領域投入的提高，更多新型的運動學影像技術開始出現。高速熒光透視技術可以對人體運動狀態下的骨骼、關節的情況進行的分析，拍攝速度更快且由于無侵入性對人體的傷害也更小。將該技術應用于人體醫療中將大大提高骨科檢驗的性。即時超聲波成像技術可以將人體運動狀態下的肌肉、肌腱等的形態包括肌纖維排列、肌肉羽狀角的情況進行成像。

三、運動控制的生物力學原理

運動控制涉及的生物力學原理較多，本文就其中幾個較為重要的原理進行分析闡述。人們在做出某個動作之前，為了提高動作的完成效果，往往會先做一個跟目標動作方向相反的動作，例如扣籃時先將手臂抬高，一方面下扣動作的幅度更大，另一方面肌肉的彈力也會有所增大，下扣的力量隨之提高，這就是反向動作起始力原理的典型表現。人體神經肌肉系統功能的完善性，以及個體肌肉力量和爆發力量對于體育競賽成績有著重要的影響，在某些體育活動中，人們為了獲取運動速度的較大沖量會采取一些助力措施，例如對于跳遠運動員來說，他們在進行跳遠前都會有助跑，鐵餅投擲運動員在投擲鐵餅時，也會有身體的旋轉運動等等，以上各項體育運動都是通過延長加速度時間和距離來增加力的作用效果，這體現的是運動速度的較大沖量原理。物體之間的碰撞效果一般會受到以下兩方面因素的影響，即物體質量和速度這兩方面的影響，質量與速度的乘積稱之為動量，生物力學中有打擊碰撞動量保持原理，該原理在運動控制中的體現有：網球的擊球、拳擊等等，運動員為了提高碰撞效果在確保撞擊速度時還會提高撞擊的力度。因此，對于運動員來說，一定要掌握運動控制的生物力學原理，進而將其在際運動中得到充分運用，這對提高運動員成績來說起著非常重要的作用。

四、結束語

綜上所述，生物力學的應用可以在對關節力矩和分量進行分析的基礎上研究神經肌肉系統對肌肉收縮力矩的調節模式，主動的肌肉力矩在神經系統的控制之下對運動產生的被動力矩進行對抗，在平衡的狀態之下完成肢體運動動作要求，生物力學的應用大大降低了運動控制協調相關問題的理解難度。

生物力學論文:裸足跑生物力學特征研究述評

摘 要：對國內外關于裸足跑生物力學特征研究進行了綜述，概括了裸足跑與穿鞋跑在運動學、動力學、生理學等方面的生物力學特征差異。與穿鞋跑相比，裸足跑更多地采用前足著地、更短的步長、更快步頻的行進方式，這種模式能大大降低地面的碰撞沖擊峰、加載率；裸足跑能更多地利用好足部的本體感覺，從而可能增強足的力量及行進中的穩定性；裸足跑并不比穿鞋跑擁有更低的損傷率，當前沒有性的證據顯示行進中較高運動損傷率是由于巨大、反復的撞碰力所致，故影響裸足或穿鞋跑損傷率的方式和模式有待于進一步探討；裸足比穿鞋跑更經濟這已被實驗所證明，而幾乎每個長跑項目的世界紀錄保持者都是前足著地的跑步者，故建議將裸足跑作為一種交叉訓練方式納入我國長距離項目運動員和教練員的訓練計劃中，這對改進運動員的著地方式是有益的。

關 鍵 詞：運動生物力學；裸足跑；損傷；本體感覺；述評

1960年_馬奧運會上，埃塞俄比亞運動員Abebe Bikila裸足跑出了2 h 15 min 16 s的馬拉松世界紀錄。英國選手Bruce Tulloh多次裸足參與國際田徑大賽并在1962歐錦賽5 000 m跑項目中獲得了金牌。南非運動員Zala Badd從小進行裸足跑訓練并于1983年世錦賽上以15 min 1.83 s創下女子5 000 m跑世界紀錄，兩年后，19歲的她再度以14 min 48.07 s成績裸足跑完5 000 m，第2次打破自己創下的世界紀錄。隨后，一系列專業裸足跑選手陸續續涌現，如Chris McDougall、Micah True、Jason Robillard、Michael Sandler、Ken Bob Saxton及Rick Roeber等選手都是這領域的杰出代表。2005年，五腳趾鞋問世（附：該鞋最初為海員（水手）設計，穿上后能讓水手們更好地用腳抓住滑溜溜的甲板），但這種鞋很快在體育界盛行，并被許多跑步者及戶外活動愛好者所接受。2009年，耐克等公司又開發出一種“低限度的鞋”（又叫裸足鞋）――平底、很薄、很輕，隨即這種鞋受到運動訓練界的重視，并對后來的“裸足跑”起到了推波助瀾作用。

裸足跑現已逐漸滲透到普通居民的健身鍛煉中，面對這新興的健身與訓練模式，國際新聞界、運動醫學界，特別在體育界已引起了人們對裸足跑的濃厚興趣。主張裸足跑者認為它是最自然且有益于人類足健康的跑方式，并同時提出鞋會引起損傷[1-3]。反對裸足跑者認為它是一種必須避免的危險“時尚”運動，因為人體“足”需要緩沖墊的保護、支撐及運動控制[4-5]。辯證的學者認為：海灘上或草地上裸足跑應該是安全的，但在像瀝青路和水泥地上的硬表面上裸足跑是有危險的，并提出只有那些在生物力學上是幸運的人才可以不穿鞋跑[6]。自Lieberman[1]在英國《Nature》上刊發出及時篇有關裸足跑科學論文后，更加引起了學界的高度重視，人們提出了一些基本問題：裸足跑比穿鞋跑好嗎？裸足跑是好的行走方式嗎？低限度鞋的優點和缺點又是什么？裸足跑與穿鞋跑的生物力學差別是什么？裸足跑的表現、經濟性（能量節省化）如何？裸足跑與穿鞋跑與損傷有聯系嗎？裸足跑的訓練效果怎樣？等等。

2.3 裸足跑地面垂直反作用力（GRF）對足部肌肉力量增長的影響

相關研究認為，與穿鞋跑絕大多數采用RFS著地方式不同，裸足跑常采用FFS和MFS著地，在站立階段的初期把一個離心載荷加在跖屈肌上，而離心載荷比向心載荷產生更多的肌肉肥大，故有理由推斷用FFS或MFS著地的跑步者或者轉換到FFS或MFS步態的跑步者具有較強的跖屈肌，因為習慣上裸足跑或者穿低限度平底鞋跑步者在FFS的站立開始階段經受更多的跖屈，它們比穿有抬高后跟的鞋的RFS跑步者把更多的應力加在跖屈肌上并產生更多的肌肉生長[8，11，19]。有學者認為：足弓著地支撐期的緩沖階段拉長（塌陷）然后在支撐期的蹬伸階段恢復，起著一種彈簧的作用[20]；足弓在RFS中并不拉長直到跖骨頭著地時為止，足的縱弓是在三點上承載，在足觸地后立即彎曲，故一個FFS涉及的足弓的外部肌和內在肌與RFS不同。然而，一雙有足弓支撐的鞋限制了多大的足弓塌陷，減少了多少的足弓拉長以及這些肌肉做了多少負功（離心收縮），這些問題還沒有學者進行過測算。還有如果足的肌肉對加載的響應像身體上其它的肌肉一樣的話，那么，裸足跑或穿低限度鞋跑是否會比穿有足弓支撐的鞋跑更能增強足弓的肌肉？目前查閱到的文獻是[14]：穿低限度鞋（耐克自由鞋）訓練5個月的跑步者的外部足肌肉顯著變大和變強了[14]。但該研究沒有經歷重復實驗，也沒探討鞋底的硬度變化是如何影響足肌做功的。

3 裸足跑與運動損傷的研究

3.1 撞碰力與運動損傷

自20世紀80年代以來，人們普遍認為行進中的巨大而重復的撞碰力是造成與跑有關的運動器系損傷的原因[21-24]。然而，經歷了幾十年的減震努力，緩沖性能良好的運動鞋卻并未改善跑步者的損傷情況。研究發現，跑步者和非跑步者的骨關節炎和長期軟骨退化的發病率幾近相等[25-27]；與在軟表面上跑步者相比，在硬表面上跑步者所導致的與跑有關的損傷并沒有增加，穿著吸收震動的鞋沒有導致應力骨折的減少[28-29]。一項前瞻性研究顯示，跑損傷發生率與跑步者承受撞碰力峰值（高、中、低）之間也沒有顯著性差異，說明碰撞力不是損傷的主要原因[30]；而相較于較低加載速率的受試者，較高加載速率者所患與跑有關的損傷發生率呈下降趨勢，但是，當前沒有結論性的證據顯示行進運動期間的碰撞力是跑損傷的原因。

3.2 關節力矩與運動損傷

當外力作用到骨骼上時，對關節會產生外力矩，這些力矩必須要由肌肉、肌腱和韌帶產生的反方向的內力矩來對抗。如同骨一樣，快速的加載速率在結締組織中會引起較大的滯后作用，這會潛在地導致更多的組織損傷[31]。跑步時著地方式不同可能產生的關節力矩有差異，即FFS和RFS步態產生不同的力矩。在矢狀面力矩方面，FFS跑步者足著地時有較大的跖屈，因而在站立的第1階段中踝關節做較大的背屈，引起必須由跖屈肌來控制這種較大的外力矩[32-33]，作為對照，較低的地面反作用力與較少伸展下肢相結合在FFS形式跑中產生較小的膝關節矢狀面力矩[32]。裸足跑者已經顯示出比穿鞋跑者在膝關節和髖關節產生出較小的矢狀面力矩[13]，這種差別可以部分地通過鞋的設計來影響力矩作為解釋，例如，較寬的和抬高后跟的鞋能增加作用在踝關節、膝關節和髖關節上的力矩[33]。

3.3 足“過度旋前”與運動損傷

有學者對足觸地“過度旋前”與跑損傷的關系進行了探索，發現“足旋前”與任何一種損傷診斷（包括脛骨后肌綜合癥、跖筋膜炎、跟腱炎、膝痛、髕骨軟骨軟化）無關[21]。通過大樣本量跟蹤調查（180名運動員）發現，損傷并不是足過度旋前造成的，其中60%與跑期間錯誤的訓練有關，如跑距過長、強度過大、改變日常訓練慣例太急及上坡跑等[21，34]；另一個大樣本（143名跑步者）評估研究發現，隨著鞋外翻的增加，損傷率下降[34]。Wen[35]對304名參加馬拉松跑運動員的調查認為，足弓指數及足跟著地外翻與跑損傷無關；Hetsroni[36]對400名有長期足外翻的新戰士進行長期觀察發現，過度旋前和短期損傷無關。因此，同碰撞力一樣，當前沒有實驗證據證明“過度旋前”是導致與行進有關損傷的主要原因。

3.4 碰撞頻率與肌肉調諧

根據有關理論，足著地的碰撞頻率若與身體運動器系的自然頻率接近，會形成共振，增大損傷風險。RFS著地方式，碰撞震動的典型頻率在10～20 Hz之間，這個碰撞力作用于跑步者的足上，并產生震動波通過身體向上傳遞，這種震動波被運動器系的許多感受器感覺到，并把這種信息傳送到中樞神經系統。碰撞力的震動頻率與骨的自然l率（80～100 Hz）相去甚遠，一般不會產生共振導致大的震動波。但是，軟組織膈室的自然振動頻率在10～50 Hz）之間，取決于所涉及肌肉的激活、長度和收縮速度[37]，故輸入的碰撞力頻率可以接近軟組織部分的自然頻率，從而可能引起軟組織部分出現共振，增加行進運動的損傷風險。而人體會通過肌肉活動來改變軟組織的自然頻率和阻尼特征以避免產生共振效果，這種改變就是肌肉的調諧作用。

Boyer[38]讓10個對象穿5種不同的鞋（鞋的中底從軟到硬分為5類），用4種不同速度進行RFS著地跑，利用測力臺、三軸加速度計及表面肌電儀分別測出地面反作用力，軟組織震動加速度及股直肌、股二頭肌、脛骨前肌和腓腸肌內測頭4塊肌肉電活動。結果表明，不同跑速、不同中底材質的跑鞋，改變了碰撞力的輸入頻率，從而引起股四頭肌軟組隔室及股四頭肌前激活顯著不同，跑速越快，加載速率增加，前激活的肌電圖活動也隨之增加。這意味著在快速跑時，輸入的碰撞頻率接近股四頭肌軟組織隔室的自然頻率，因此，肌肉的調諧作用增加。 3.5 重復應力與運動損傷

跑產生一組重復性的、復雜的及動態的力。若重復應力是損傷的最接近的力學因素，那么，引起重復力的加載速率和數量可能是損傷的關鍵因素，然而，眾多學者的研究結果卻并未證明這一認識。然而，重復應力損傷在耐力運動員中非常普遍[24，39-40]。在一個非常接近的水平上，絕大多數重復應力損傷是由組織中的微損傷累積所引起的，這些微損傷是由于產生應力的力反復作用引起應變的結果。微損傷的發生是源自于作用力的數量、大小、方向、頻率和速度之間的相互作用，以及遭受這些力的組織的大小、形狀和材料的性質。微損傷的一個主要原因是伴隨著高速率的高應變，它使骨變成更加脆弱和增加彈性滯后作用。反復的高水平的彈性滯后作用在骨中及在像韌帶與肌腱這樣的更粘滯的組織中都是潛在的損傷因素，因為在卸載期間丟失的某些能量被轉換成摩擦力，產生熱，但是其余的能量可以被轉換成結構的損傷。裸足跑者幾乎都用FFS著地，這種落地并不產生顯著的碰撞峰值[41]，FFS著地把較大的載荷加在跟腱和跖屈肌上，可能在損傷中引起一種折衷。

4 裸足跑與本體感覺

研究認為穿鞋行進運動限制了足的本體感覺，從而導致了運動損傷的增加[11，23，27，30，35]。因為在人類早期逐漸形成的足底跖表面感覺反饋是一種對地面硬度、粗糙度、不平以及像尖銳的石子這種潛在的危險特征的適應。足底感覺、壓覺和本體感受器激活反射并幫助中樞神經系統做出增加穩定性和避免損傷的決策。裸足時代的行進運動形式可能是反映了這種進化的本體感覺對保持身體平衡、避免疼痛撞擊以及調節腿的剛度的適應作用。但是，這些反饋機制在鞋中被削弱了，這樣就增加了與行進運動有關的損傷發生率。

穿鞋可能促使足變得虛弱、不柔軟、不靈活，特別是足正在生長中的兒童時期。肌肉骨骼系統需要對載荷做出響應，沒有載荷刺激，肌肉骨骼系統就會變虛弱。裸足與穿鞋的載荷是不一樣的，對肌肉骨骼系統的刺激也不一樣。有硬底的、足弓支撐物的以及控制足旋前和其他運動特征的鞋可能減少了裸足時受到的“正常”應力，從而削弱了肌肉骨骼系統。如同加工過的食物導致降低咀嚼力和讓頜肌虛弱一樣，這會引起下頜不充分的生長和以前少見的錯位咬合及碰撞牙齒的高發生率。穿有高度支撐鞋的人同樣會使足和下肢肌肉骨骼虛弱，尤其是維持縱弓的肌肉，進而削弱了保持身體平衡和其他重要功能。有研究報道，不穿鞋的人群在足弓形狀上變化不大，扁平足的百分比低以及其他的足畸形也較少[42-43]。另有研究獲得相反的觀點，穿低限度的鞋會增強足的肌肉肌骼系統，一個強有力的足是較為柔軟的，具有較好的控制過度旋前和其他運動能力[44-46]。因此，在發揮鞋對人足的保護功能時，如何減少鞋對人足運動的約束和因改變行進運動形式而帶來的損傷危險就成了研究課題和運動鞋改革的方向。

5 裸足跑與能量節省

絕大多數跑運動員喜愛穿鞋，鞋除了對足有保護作用外，穿鞋跑運動員碰到粗糙表面時不用擔心足著地的位置。但Abebe Bikila和Zola Budd等裸足跑運動員已經在馬拉松和長距離項目上創造了世界紀錄。而幾乎每個長跑項目的世界紀錄保持者都是FFS方式跑步者，他們都穿平底跑鞋或各種低限度的鞋進行比賽或日常訓練。從經濟性視角對裸足或穿低限度鞋跑進行了研究發現，鞋的重量每增重100 g幾乎要增加1%的跑的代價，而穿低限度鞋跑要比穿一雙標準跑鞋的經濟性大2.4%～3.3%，這種差異對長跑的成績顯然有實質性的影響[2-3，10，47-48]。到目前為止，還沒有證據表明裸足跑對運動成績有明顯的負作用[11]。穿鞋要增加能量消耗不僅只表現在鞋的質量上，也表現在其他方面，如為了改變鞋底的形狀和為了對地面轉動鞋底要做的功，以及在中底吸收的能量和在跖趾關節處彎曲鞋要做的功等方面都得消耗能量。

6 問題與展望

（1）絕大多數的裸足跑研究文獻都是在實驗室中要求平時穿鞋跑的人脫掉鞋跑來完成的，雖然這樣的研究有許多優點，但是，僅僅利用平時穿鞋跑的人來研究裸足跑從而獲得運動學、動力學等參數是值得思考的，因為不能期望這樣的對象具有像習慣于裸足跑的人已經發展的肌肉骨骼的適應性和運動學特征，故未來研究應更多地探討自然環境下的習慣性裸足跑選手所表現出的真實參數。

（2）目前沒有證據證明穿鞋和跑損傷之間的明確關系。要揭示導致跑步者發生損傷的真正原因，可能更多的研究應從跑步者的著地方式去找尋答案，跑損傷是多因素綜合，鞋對運動控制的做法對減少損傷率沒有作用，僅僅通過修補鞋的設計來減少損傷的努力是無用的。裸足未必適合所有的跑步愛好者，那些小腿和足肌力量較弱者若采用裸足跑（FFS著地），或者他們穿鞋用RFS著地、長步長、低步頻去跑都會面臨較高的損傷率。

（3）幾乎每個長跑項目的世界紀錄保持者都是FFS方式跑步者，他們都穿平底跑鞋或其它各種低限度的鞋比賽或日常訓練。這似乎暗示裸足跑者可能獲得較多的本體感覺反饋，故往往采用FFS著地及縮短步長和增加步頻，避免RFS和在硬表面上的碰撞峰值，保持低的關節力矩和有強壯的足，這可能正是人類進化過程中，人類祖先為了避免損傷而采用的一種適應。

（4）裸足比穿低限度鞋跑更經濟，這種差異對長跑成績的影響是顯著的。未來迫切需要解決的是低限度鞋對足部本體感覺的約束到底ε懿叫問降撓跋煊卸啻螅對一個轉換到裸足跑或穿低限度鞋跑的運動員來說其跑步方法如何調整。裸足跑或穿低限度鞋跑會影響足的力量及足弓形狀，這種影響是否與受試者年齡、跑速、身體素質和其它環境變量有關。穿鞋對足的力量和柔順性的影響有多大，這些影響是否與運動損傷存在某種關聯。

（5）習慣于穿鞋跑者當過渡到裸足跑或直接采用裸足跑姿態的運動員會導致小腿三頭肌扭傷或跟腱炎癥，這是因為FFS跑需要較強的小腿三頭肌力量和足的控制，反映了在FFS步態期間增加了作用在踝關節上的跖屈力矩。盡管FFS著地并不產生大的碰撞力，但是轉換成FFS的跑步者可能沒有足夠強大的伸肌群或跖骨來對抗在前足中的彎曲力矩，它可能導致增加跖骨痛或跖骨應力骨折的危險。未來研究需要確立哪些跑步者是從轉換中獲利及另一些從轉換中受損，從而為避免損傷找到不同的轉換策略。

生物力學論文:運動生物力學測試在拳擊科學研究中的應用

摘 要 運動生物力學的測試方法在競技體育研究領域主要應用于技術研究以及發力原理分析等方面，對于拳擊項目相關研究進行梳理，有助于辨析測試方法的應用范圍，對今后的相關研究開展起到有意義的參考作用。

關鍵詞 生物力學 方法 拳擊

生物力學研究，尤其是運動學、動力學、表面肌電等實驗技術逐步應用于拳擊科學研究中。運動學方法應用在技術改進和規范程度判斷等方面，起到很好的輔導作用。動力學研究對對抗性項目對抗時，力的大小、方向的變化及力作用的效果等進行定量分析，揭示發力原理及規律。表面肌電研究應用于判斷動作過程中，哪些肌肉參與收縮，收縮過程中肌纖維發力長短、順序等，這對科學合理化技術動作和確定不同力量訓練方法手段的科學性非常有意義。

李凌云[1]采用生物力學的測試儀器、方法，試圖尋找運動生物力學的一些原理和方法在武術領域中應用規律，從生物力學的原理應用在武術中的情況。我們可以將這些方法同樣應用于其他同場格斗類項目中，為其他同項群項目的生物力學研究提供理論參考和實踐指導。

運動學研究和表面肌電技術在拳擊生物力學研究中應用較為廣泛。郭峰，張日輝[2]探討拳擊運動員后手直拳動作內部神經肌肉系統協同變化，研究認為后手直拳擊打，上肢拮抗肌發揮著重要作用。從肌肉激活順序判斷，動作符合鞭打動作原理，建議加強上肢拮抗肌訓練。劉海瑞[3]的實驗也得出了相似的結果，分析了拳擊出拳擊打拳速突然減速的成因。二者在突然降速的研究結果是一致的。拮抗肌放電信號較強也能夠在一定意義上解釋這一現象的出現，但二者結論中應該加強拮抗肌訓練值得商榷，拮抗肌與主動肌、協同肌的協調配合時、高效完成技術動作的基礎，應該從協調性訓練的角度分析更為。

王新坤[4]運用愛捷運動錄像測試分析系統，對參加2004年全國拳擊冠軍賽決賽的部分冠軍前手直拳作進行運動學特征的研究分析。結果顯示：運動員打擊瞬間拳速在擊中目標之前會突然增加，其研究結果前手直拳打擊瞬間是加速的，與劉海瑞，郭峰、張日輝等研究后手直拳擊打前速度突降結果相反，其原因有待進一步探討。岳東升、張翠[5]利用高速攝像與測力臺（Kistler）同步測試的方法，對拳擊運動員直拳技術動作進行測試，該研究是典型的以運動學研究技術路線，對運動員技術改進有一定意義。

有關動力學研究在拳擊中較為少見，相關理論研究中，谷曉紅[6]從擊打過程中的生物力學原理問題、打擊力與作用時間、快速移動與穩定性、鞭打技術與多環節協調運動四個方面對拳擊運動中的有關生物力學問題進行了探討，指出了現存的誤區及不足。蘇彥炬[7]對不同擊打技術的下肢發力特征進行了實驗研究，對拳擊下肢發力原理，影響擊打效果的因素等做了宏觀分析，對相關理論研究具有指導意義。

等速肌力測試關節力量從側面反映肌肉力量，但與動作速度不相符合，存在一定的局限。姜傳銀[8]等運用等速肌力測試的方法，對拳擊、跆拳道散打運動員進行比較研究，發現不同項目，不同肌群在速度力量方面的優勢環節。從側面也反映了不同項目因發力環節不同，不同部位的肌肉力量存在著明顯的項目特征。等速測試數據較為，但限于單關節測試，動作路線，幅度、速度存在差異，對于專項力量測試存在局限性。

從拳擊相關生物力學研究綜述可見，以往研究對技術運動學分析較多，主要技術為前、后手直拳，分析其原因，直拳的運動學分析可近似理解為直線運動，相對實驗控制和分析容易把握。而對表面肌電的研究可以對發力順序與肌肉貢獻率進行探討，研究結果顯示出的鮮明的個體化特征，從中提取共性及規律較難。表面肌電技術應用廣泛，尤其是對專項訓練手段和方法的檢測，具有很大發展空間，二者有效結合可以彌補簡單運動學分析帶來的誤差。等速肌力測試可以從側面反映關節力量，但與專項發力方式速度不同。以運動學結合動力學研究在力量訓練相關生物力學研究中是比較成熟的研究手段，對于拳擊速度耐力相關研究應該是今后研究的方向 。

生物力學論文:標槍運動員趙慶剛技術動作生物力學分析

1 用力階段的劃分

1.1標槍運動員趙慶剛出手速度分析

出手速度是影響標槍飛行距離的最重要因素，其相關系數為r=0.764，p

1.2標槍運動員趙慶剛出手角度分析

出手角度是標槍初速度的方向與水平面之間的夾角。出手角度是影響標槍飛行距離的另一重要因素，三場比賽趙慶剛出手角度平均值達到35.05度，巴特尼茲等學者大量統計發現男子標槍運動員的出手角度在32到34度左右，顯然趙慶剛的出手速度偏大，這與其日常訓練時表現相一致，由于趙慶剛投擲時往往槍尖太高而槍尾太低，導致出手的角度多大，過大的出手角度對標槍飛行距離縮短，對其成績帶來不利影響。

1.3標槍運動員趙慶剛出手攻角分析

標槍攻角是標槍縱軸與標槍出手速度方向之間的夾角，運動員理想的攻角應為0度，運動員也應近較大努力沿標槍縱軸用力，提高其發力效率。此外標槍攻角應與出手角度綜合考慮，當出手角度偏低時，較大的攻角在一定程度上有利于標槍的飛行距離，當出手角度偏大時，攻角應降低，從而有利于標槍的飛行。有表一看出趙慶剛的出手角度明顯偏高，肇慶站其攻角為負值，這在一定程度上彌補了趙慶剛過大的出手角度，因此從運動成績也可以看出，蘇州站和肇慶站的出手速度和出手角度相當，兩站出手攻角的（7.18度，-6.92度）不同對最終的成績產生了影響。

1.4標槍運動員趙慶剛出手高度與左腳著地瞬間犯規線的距離分析

理論上講，標槍的出手越高其飛行距離越遠，現實中由于運動員身體形態及技術的特點的不同，每名運動員都有其的出手高度。莫瑞斯等人統計結果表明，運動員的出手高度越大，其成績往往表現越差，澤萊茲尼（1.84米）創造98.48米世界紀錄的投擲高度僅為1.65米。趙慶剛身高與澤萊茲尼相同，從三站投擲高度也可以看出在出手高低較低的情況下，趙慶剛的投擲成績較好，這可能與運動員技術有關，較高的出手高度往往伴隨著運動員發力效果的減弱。

運動員出手瞬間距離犯規線的距離與出手后的水平向前速度和運動員的緩沖技術有關，運動員應在不影響技術發揮的前提下盡可能減小這一距離。趙慶剛投擲結束后往往采用向前匍匐的緩沖技術，雙臂與腳共同用來緩沖，2009年柏林世錦賽前八名運動員這一距離為2.85米，可見趙慶剛出手后距離犯規線的距離（2.71米）較合理。

2 標槍運動員趙慶剛制動支撐技術分析

國際運動員左腳著地瞬間左膝角為170.4度，趙慶剛這一數值為170.08度，與國際運動員水平相當，說名他在左腿制動方面的能力較好。從出手瞬間左膝角度來看，其平均值為160.91度，而國際運動員出手瞬間的左膝角平均為 168.9度，由此可見趙慶剛左膝制動能力接近國際水平，但其從左腳著地瞬間到出手瞬間的左膝“硬支撐”能力較弱，這對其的力量傳遞和出手角度造成了影響。

3 標槍運動員趙慶剛主動著地能力分析

交叉步右腳著地之后為使身體迅速過渡到雙支撐階段，運動員左腿應主動積極前伸，從表二右腳著地瞬間到左腳著地瞬間的左腿角與左膝角的變化來看，左膝角增加了9.42度，左腿角則減少了11.43度，這說明趙慶剛在右腳著地之后，左腿仍在積極主動的著地。此外從單支撐時間來看，其單支撐時間均值為0.21秒，柏林世錦賽決賽前八名運動員的這一數值為0.2秒，說明趙慶剛從右腳著地到左腳著地的能力與世界選手相似。從左腳著地到出手時間來看，趙慶剛雙支撐時間平均為0.11秒，柏林世錦賽的前八名的這一數值為0.10秒，這也說明趙慶剛在這一方面具備國際運動員的水平。

4 標槍運動員趙慶剛延緩能力分析

軀干后傾角指運動員在投擲的過程中，支撐腿著地瞬間身體重心與著地點的連線和垂直面之間的夾角，是投擲步過程中軀干向后傾斜的程度。它反映出運動員在用力過程中身體超越器械的程度和軀干在各個時相的位置，特別是在左腳著地到”滿弓”形成瞬間也可以間接的反映出運動員是否做出“延緩”動作，因此軀干的后傾角是評價身體姿勢是否合理的標志之一。一般認為，在交叉步后右腳著地瞬間，理想角度為30到36度，由表三看出，顯然趙慶剛右腳著地瞬間的軀干傾角較小，三場比賽的平均值僅為16.1度，顯示著其延緩能力不足。從三個階段的軀干傾角變化來看，從右腳著地瞬間到左腳著地瞬間，其軀干傾角程增大狀態，軀干傾角平均增加了4.89度，從這一點說明，盡管趙慶剛的軀干傾角較低，但其從右腳著地到左腳著地這一階段并未出現上體軀干過早加速的現象，說明其技術動作的控制能力較強。從左腳著地瞬間到出手瞬間軀干傾角平均增加了45.64度，肇慶站比賽軀干傾角變化幅度最小為33.02度，這為趙慶剛增加其對標槍的加速距離創造了良好條件。

5 標槍運動員趙慶剛重心速度變化分析

趙慶剛右腳著地瞬間重心平均速度為7.25米/秒，這一速度處于國際先進水平，從右腳著地到左腳著地瞬間其重心速度平均損失了1.09米/秒，這主要是右腳著地后的緩沖能力以及下肢主動性的影響，對其速度造成損失。從其速度利用效率來看，趙慶剛重心速度平均利用率為42.8%，這說明盡管其擁有較快的助跑速度，但趙慶剛對于這一速度的利用效率卻較低。這也是訓練中教練員霍恩經常強調的一個要點，趙慶剛往往在助跑階段速度很快，但在隨后的交叉步階段，尤其是用力階段，由于過大的助跑速度，運動員同時要做好引槍、“滿弓”等技術動作，導致其被迫減速從而使得助跑階段獲得的速度利用效率下降。

生物力學論文:網球正手擊球技術的生物力學分析

摘 要 正手擊球技術是網球運動中使用頻率較高，也最為基本的一項技術。在網球運動中，運動員正手擊球技術的掌握情況和應用情況，不但直接反映了網球運動員的專項技術水平，同時，作為得分的重要手段之一，還會對比賽的最終結果產生不容忽視的影響。因此，本文就在簡要闡述了網球正手擊球技術的基本特點的基礎上，從生物力學的角度入手，利用生物力學的基本理論，對網球正手擊球的基本力學結構進行了分析，以期能夠借此為網球運動員正手擊球技術動作的規范提供一定的參考與借鑒。

關鍵詞 正手擊球技術 網球運動 生物力學分析

正手擊球技術是網球運動中使用頻率較高，也最為基本的一項技術。在網球運動中，運動員正手擊球技術的掌握情況和應用情況，不但直接反映了網球運動員的專項技術水平，同時，作為得分的重要手段之一，還會對比賽的最終結果產生不容忽視的影響。鑒于此，本文就從生物力學的角度入手，利用生物力學的基本理論，對網球正手擊球的基本力學結構進行了分析，以期能夠借此為網球運動員正手擊球技術動作的規范提供一定的參考與借鑒。

一、正手擊球技術的基本特點

雖然在網球運動中，正手擊球技術有正手平擊、正手上旋和正手下旋等多種形式，但是，從根本上來說，上述幾種不同的正手擊球技術形式的特點卻是大同小異的。簡單來說，正手擊球動作的完成是一個連續的過程，涉及到上下肢和軀干等全身多個部位的運動，以上幾種不同的正手擊球技術，實際上都是根據人體協調鏈在充分利用自身髖關節和軀干轉動的基礎上，按照肩、肘、腕等關節的順序來完成擊球動作的過程。作為網球運動中最為常用的一項基本技術，正手擊球技術較大的特點就是發力兇猛、球速快。另外，根據正手擊球技術動作的結構，其通常可以分為引拍后擺、向前揮拍以及觸球和隨揮等四個主要的階段，以下就從這四個階段入手，針對網球正手擊球技術進行了生物力學分析

二、正手擊球技術的生物力學分析

（一）引拍后擺階段的生物力學分析

在引拍后擺階段，是運動員以手為主的軀干和上肢的轉動，當運動員引拍的幅度達到較大時，運動員髖關節的屈角大約在32.7±15.6度左右，與此同時，膝關節也轉動形成一定的屈角，屈角的角度大約為69.3±13.8度左右。另外，在完成引拍后擺動作時，運動員軀干的扭動角度大約為30度左右，這表明，在完成了引拍后擺動作之后，運動員肩軸扭轉的角度相較于運動員髖軸扭轉的角度而言更大，這對于拉長肌肉有著一定的作用，從而通過肌肉的預拉伸儲存了一定的彈性勢能。

（二）向前揮拍階段的生物力學分析

在向前揮拍階段，運動員肩、肘、腕等關節和球拍的速度都是先上升，后下降的，上臂向前的運動是最為主要的力學特征，通過上臂向前的動作能夠產生向前的速度20%-30%和向上的速度的20%。另外，在向前揮拍階段，運動員遠側環節的速度要明顯的高于運動員近側環節的速度，而且，近側的環節到達較大速度的時間要明顯的早于遠側環節到達較大速度的時間。

（三）觸球階段的生物力學分析

網球的正手擊球動作是一個連續的過程，在完成了引拍后擺、向前揮拍之后，就進入了觸球階段。在觸球階段，當拍面與球接觸時，網球運動員的腿部、髖部以及上體和頭肩等部位需要相互協調，并在此基礎之上，形成觸球時的正確動作，才能夠有效的提高擊球的效果。在這個過程中，網球運動員腿部、髖部以及上體和頭肩等部位的具體動作如下：

一是，腿部動作。在觸球階段，運動員的雙腿需要保持適度的彎曲以便于充分的蹬轉。所以，此時，運動員的兩腳之間應保持一定的距離，與此同時，膝關節則要保持一定的彎曲度。只有這樣，才能夠確保在完成擊球動作的過程中，雙腿能夠更加充分的蹬伸，并通過雙腿的充分蹬伸在克服慣性實現快速啟動的同時，充分利用來自于地面的反作用力和自身的彈性促使角動量和線動量的形成。

二是，髖部動作。在觸球階段，網球運動員的髖部和肩部應始終保持在一條直線上，以確保觸球動作完成中運動員身體的動態平衡。

三是，上體動作。根據生物力學原理可知，在正手擊球動作中，擊球時是運動員的下肢先產生爆發力，然后所產生的爆發力通過腰部、上體部位、肩部以及手腕依次傳遞到球拍上，并最終完成擊球的過程。觸球作為整個連續動作中的一個環節，發揮著“承上啟下”的重要作用。而要確保觸球“承上啟下”作用的充分發揮，其中至關重要的一點就是要能夠充分利用上體部位將由腰部傳來的力量傳遞到肩部和手腕，并最終作用到球上。為達到上述目的，運動員在觸球階段，手腕應保持適度的緊張，以防觸球的瞬間拍面失去控制；腋部適度夾緊，以充分發揮線動量；并注意保持恰當的擊球點。

四是，頭肩部動作。在觸球階段，頭肩部是一條直線，兩者相互協調保持平衡，并由肩部帶動手臂進行轉動，形成一定的擊球速度，以防出現擊球無力的情況。

（四）隨揮階段的生物力學分析

隨揮階段也就是觸球之后跟隨球進行揮拍的階段，在這個階段，隨揮的距離和隨揮的方向都是非常重要的，只有沿著球的方向再繼續向前移動一段距離，這樣才能夠將球“打實”，并取得良好的擊球效果，并保持正確的擊球方向。除此之外，在隨揮階段還要注意，確保將球“打實”之后，上肢動作要逐漸放慢下來，身體各個環節的速度也應順勢逐漸的降低，以盡快的讓身體回位為一下次擊球做好準備，并以此來預防運動損傷事故的出現。

生物力學論文:人體步態的生物力學特征與步態分析

摘 要 步行是人類運動最基本的方式， 加強對步態的動作研究，有利于我們對人體運動規律進行更深入的了解，有利于人體運動障礙疾病的治療和恢復。本文在國內外相關研究成果的基礎上，總結歸納出步態的一般生物力學原理和步態分析的基本方法，為進一步對步態的研究奠定基礎。

關鍵詞 步態 生物力學 研究方法 分析

一、步態的生物力學原理

步態是人類步行的行為特征。步行是人類生存的基礎，是人類與其它動物區別開來的關鍵特征之一。正常時的步行不需要思考，然而步行的控制卻是十分復雜的，包括中樞命令，身體平衡以及協調控制，涉及足、踝、膝、髖、軀干、頸、肩、臂的肌肉和關節的協同運動。其中任何環節的失調都有可能影響到步態。 步行是全身肌肉參與，包括人體重心移位，骨盆傾斜旋轉，髖、膝、踝關節伸屈及內外旋展等，使人體發生位移的一種復雜的隨意性運動。行走過程中，從一側腳跟著地開始到該腳跟再次著地形成1個步態周期。對指定的下肢而言，1個步態周期活動可分為支撐時相和擺動時相。支撐時相又分為腳跟著地、腳趾著地、支撐中期、腳跟離地、蹬離期和趾離地諸動作階段。擺動時相分為加速期、擺動期和減速期。正常行走時，支撐時相約占整個步態周期的60%―65%，因此，當一側下肢進入支撐時相時，另側下肢尚未離地，兩下肢同時負重稱為雙肢負重期。雙肢負重期約占全周期的28.8%，占支撐時相的44.8%，支撐時相的其它時間為單肢負重期。隨著年齡的增長，單、雙支撐時相占步態周期的比例也隨之增加。不同性別和身高的人，其支撐時相和擺動時相所占的比例無明顯差異。

二、步態分析

步態分析是用運動生物力學的概念、處理手段和已經掌握的人體解剖、生理學知識對人體行走的功能狀態進行分析的一種生物力學研究方法。隨著科學技術的發展，由先進的傳感器、高速攝像機、微型計算機等組成的綜合步態分析系統，使步態分析方法得以在康復醫學研究中越來越深入的開展，該系統可不受外界干擾，同時提供行走時人體的重心的空間位移、速度、加速度、地面支反力、肌肉及關節活動情況、關節內力及力距的變化等多種人體運動的信息，1個人的步態將會像體溫、血壓那樣，從1個側面反映出人體的健康狀況和病態特征。其中影響步態的六大因素分別為：髖部旋轉，髖部側面下降，支撐階段的膝關節彎曲，踝關節的滾動運動，下肢在平面中的轉動以及膝內收。

（一）步態的運動學分析。運動學是研究步行時肢體運動時間和空間變化規律的科學方法，主要包括：步行整體時間與空間測定和肢體節段性運動方向測定，主要圍繞影響步態的6大因素的測量，來進行運動學分析

（二）步態的動力學分析。動力學分析是對步行時作用力、反作用力強度、方向和時間的研究方法。牛頓定律、多體系統動力學原理是動力學分析的理論基礎。

（三）正常步態分析。步行的基本功能從某一地方安全有效地移動到另一地方步行是涉及全身眾多關節和肌群的一種周期性運動，正常步行是高度自動化的協調穩定的運動，也是高度節約能耗的運動。通常采用目測方法，就能夠判斷考察對象步態是否異常。正常步態應該體現出如下特征：（1）合理的步長、步寬、步頻。（2）上身姿勢穩定。（3）能量消耗或最省力的步行姿態。從運動生物力學的觀點來考察步行運動，其正常步態應該具備出如下生物力學特征：（1）具備控制肢體前向運動的肌力或機械能。（2）可以在足觸地時有效地吸收機械能，以減小撞擊，并控制身體的前向進程。（3）支撐相有合理的肌力及髖膝踝角度，以及充分的支撐面。（4）擺動相有足夠的推進力、充分的下肢地面廓清和合理的足觸地姿勢控制。

（四）異常步態分析。人體由于遺傳、疾病、意外傷害等諸多因素，都有可能造成步行障礙，使步行周期中某環節發生改變，導致步態改變，出現錯誤步態。嚴重改變還會導致病理步態，甚至喪失步行能力。異常步態分為以下幾種：支撐相障礙，擺動相障礙，傾斜步態，回旋步態以及硬膝步態。造成上述錯誤步態的主要原因是：（1）關節僵硬肌肉攣縮使肌肉群的平衡性遭到破壞。（2）臀肌，股四頭肌和腓腸肌的軟弱無力使患肢支撐力不足。 所以，骨折后早期的功能鍛練要根據各自骨折的不同特點，注意加強臀肌，股四頭肌和腓腸肌的功能鍛煉，為日后的正常步行做好準備。

三、結論

臨床上的不同疾病會產生不同的步態異常現象，有些疾病甚至會出現典型的步態，例如小兒麻痹癥的跛足步態，帕金斯綜合癥的小碎步步態，腦卒中病人的劃圈步態。所以，加強對典型步態的研究，有利于對相關疾病的診斷、治療和恢復。 隨著現代測量技術、電子技術，尤其是計算機技術的迅猛發展，智能化的步態分析系統也在不斷完善。這使定量、客觀評價不同狀態下人體行走功能的研究領域大大拓寬，使有些復雜的功能性問題的研究同樣成為了可能。步態分析對人體運動系統和神經系統的疾病病因分析和診斷，手術和康復訓練成效的判定，骨關節假體的設計以及截癱病人行走功能的重建等都具有重要意義，目前已經成為了臨床研究中不可或缺的重要手段之一。

生物力學論文:從運動生物力學角度分析如何提高投籃命中率

【摘 要】投籃是籃球運動中的重要技術之一，也是得分的手段，是多種籃球技術中最關鍵的一項技術，同時也是制定籃球技戰術的中心環節。投籃技術動作復雜，且含有人體各關節、肌肉運動的規律，但是運動力學在投籃技術動作中起著至關重要的作用。本文采用文獻資料法、觀察法、測試法等研究方法從運動生物力學、流體力學、運動技能形成規律等角度分析如何提高投籃命中率以及訓練和比賽中投籃時應注意的關鍵點，望對提高籃球投籃命中率和改善投籃動作起到幫助。

【關鍵詞】運動生物力學 投籃 命中率 動作

籃球運動其實就是在統一的規則限制下，兩方隊員通過對球的爭奪和配合，想方設法阻止對方進球得分，并努力把球投進對方嚴密防守下的籃筐，以投中次數多者為勝的一種同場競技對抗運動。無論是身體素質多好，配合多么精妙，而最終的目的都以快速而精準的投籃來結束這一次攻與守。由此可見，投籃是籃球運動中的十分重要技術之一，是得分的的手段。隨著籃球運動的不斷發展以及籃球比賽中對抗強度的增加，投籃技術也朝著快、高、遠、變、全、準的方向不斷發展。 因此，從運動生物力學角度分析投籃的技術動作以及如何提高投籃命中率具有現實意義，能夠有效地指導籃球運動訓練。

1投籃技術動作的運動生物力學分析

1.1肘關節、肩關節、腕關節和指關節的技術動作

無論何種投籃方式，投籃時都必須有肘關節、肩關節、腕關節和指關節的參與來完成。假若投籃方式出現差異，主要是肘、腕和指關節的變化所導致。

1.1.1提肘與伸臂

投籃時腿蹬伸和膝蓋挺直的同時伴隨著肘部上提的動作，提肘這一動作既關系著全身的協調用力還直接影響著球出手角度的大小。因此投籃的距離越近，提肘方向就應越接近于垂直位置；而在中遠距離投籃時，就要更加充分的向前上方抬肘。提肘動作也直接影響著腕、指關節的活動軌跡，這是因為提肘的同時肘關節外展和內收可能會影響腕、指關節的用力的方向和大小從而影響著球出手后的飛行軌跡。

投籃動作要求有力但柔和，有效地伸直投籃臂就相應增大了力的作用距離和時間，對于更加有效地對球的控制起著十分重要的作用，從而避免了投籃用力過猛而使球撞擊籃筐或籃板的力量過大。依據杠桿原理可知，通過放松、自然地伸直投籃臂能夠給予球一個較大的出手速度，也有利于投籃全身的協調用力，從而避免腕、指的過早發力以及出現將球甩出去的錯誤動作。同時，還可以有效提高出手點，提升球的飛行弧度。應當注意投籃臂伸直后保持一段時間再放下，以此保障用力的柔和與協調。

1.1.2 腕關節、指關節的發力

投籃動作最終是球在腕指關節的有效控制下離開手指的，腕、指關節動作質量的高低直接影響著出手角度、方向和命中率。兩外還需要手給予球兩個力的作用，一個是使球向前上方勻速運動的力，另一個就是使球產生后旋的力。投籃時手腕要放松的向后張開，投籃臂伸直后順著前臂向前的方向壓手腕撥手指，這樣可以對球施加一種沿球切線方向運動的分力從而使球產生有效地旋轉。壓手腕動作應放松、柔和，球出手后保持壓腕動作直至球到達籃筐。

1.2 上升力的作用

投籃時應充分利用一種上升力來幫助投籃動作的完成。上升力的產生有兩種：一是投籃時通過屈踝、挺膝、伸髖、伸脊柱的同時腳蹬地給地面一個作用力，這樣就會相應產生一個大小相等、方向相反的反作用力，通過身體軀干和上肢依次快速的傳遞給球。二是投籃時雙手持球上舉至投籃動作完成的整個過程，此過程要求迅速、穩定且運動軌跡正確。充分利用這兩種方式產生的上升力可以有效地提高投籃的距離、高度。另外一種上升力的說法是在流體力學上，指的是球在出手向前上方飛行的過程中會受到空氣阻力的影響，加上手指手腕的撥球使球后旋能使球有足夠的上升力，以此來保障球的拋物線高度。

1.3 球出手的角度、速度與高度對入籃角度的影響

根據物理學、生物力學角度研究得知，在一定的投籃距離，出手點越高則要相應減小出手角和出手速度來保障合適的入籃的角度。另外，出手速度隨著投籃距離的增大而相應增大，而出手的角度則要適當減小以此來增大球運行的水平速度，加之球體受氣流影響所產生的上升力來保障球的入籃角度和命中率。

入籃角度是直接影響著球是否能到達籃筐上方，適當的入籃角度就會大大提高投籃的命中率。也就是說入籃角度越是接近90度，球就越容易進入籃筐。但入籃角度允許的誤差范圍也是比較大的，投籃的拋物線越低，入籃的角度也相應減小，投籃命中率就會逐漸下降。通過已知籃球的半徑r=12～13.5cm（取中間值），籃框的半徑R=22.5cm，設立A為投籃命中的最小入籃角，則r，R有關系式：sinA=r/R=32.39度。也就是說，球入籃角度低于32.39度時是不允許再有誤差了，否則球不可能直接進入籃筐。因此，入籃角度的允許范圍是在32.39度――90度之間，命中率才會隨入籃角度的增加而相應的增加。

2 運動生物力學角度下如何提高投籃命中率

2.1 身體各關節的協調、連貫

投籃盡量保持身體的平衡，兩腳開立與肩同寬，兩腳前后站立，投籃手同側的腳在前。同時膝蓋稍微彎曲，含胸收腹，身體的重心落在兩腳之間的前腳掌，上體微前傾，雙手十指張開持球放于胸前位置，成持球基本站立姿態。投籃時在腿部充分蹬伸的同時伴隨著肩、肘、腕、指關節的活動，腿部和投籃臂將要伸直時抖動手腕，撥手指。

2.2肘關節、肩關節、腕關節和指關節的發力動作規范

上肢關節，尤其是投籃側上肢關節的發力動作必須規范，在此基礎上發力順序應正確，投籃結束后不要急于放下投籃臂。

2.3 充分利用由下肢蹬伸、舉球提肘和球飛行受氣流影響所產生的兩種類型的上升力

只有充分利用這兩種不同類型的上升力才能使投籃力量更加充分，球體的拋物線才會越高，相應的入籃角度就會增大，命中率也會提高。

2.4 投籃時注意入籃角度

日常訓練和比賽過程中的投籃應時刻注意投籃的入籃的角度問題，入籃角度不能過低。

2.5 注意瞄籃點的位置選擇和球的旋轉

投籃時瞄籃點的選擇也會影響命中率，瞄籃點不能過于靠前也不能過于靠后，選擇籃筐中心點上方最為合適。加之給予球的后旋力，球在合適的角度、合適的力度以及的瞄籃位置下就更加容易進入籃筐。

3結論與建議

投籃技術動作復雜，參與的關節、肌肉較多，加上外界客觀條件的影響，命中率的提高難度較大。運動員需在掌握正確地投籃姿勢和投籃動作的同時勤加練習，練習中注意各關節的發力順序、出手的角度、入籃角度、球的旋轉等制約因素，重視各個環節技術的功能作用與協調關系。練習時可根據自身實際情況，保障投籃動作規范的同時逐漸增加投籃的距離，以適應籃球場上不斷變化的投籃時機、距離和角度等。投籃動作的改善和命中率的提高是個循序漸進的過程，切不可急于求成。

作者簡介：張斌（1981―），男，漢族，河南鄭州人，講師，研究方向：體育教學與訓練。