發布時間：2022-04-18 09:15:20
開篇：寫作不僅是一種記錄，更是一種創造，它讓我們能夠捕捉那些稍縱即逝的靈感，將它們永久地定格在紙上。下面是小編精心整理的1篇生物力學論文，希望這些內容能成為您創作過程中的良師益友，陪伴您不斷探索和進步。
摘要摘要:種植義齒的生物力學相容性是影響種植義齒的遠期成功率的主要因素之一。本文從種植材料、種植體形態、種植體表面結構、種植數量、種植體在頜骨內的排列和分布、受植區頜骨的形態結構等方面對種植義齒下部結構的生物力學特性作一綜述。
自Branemarkr提出骨結合理論以來，種植義齒已成功地應用于臨床，解決了以往傳統義齒的固位、舒適等新問題，取得較好的修復效果。但臨床上仍常出現種植體四周骨組織吸收、種值體斷裂、松動、脫落等新問題[1，2。許多學者認為種植義齒的生物力學相容性是影響種植義齒遠期成功率的主要因素之一。本文對種植義齒下部結構生物力學探究概況作一綜述。
1種植材料對種植義齒生物力學的影響
Nishihara等[5通過動物實驗探究表明種植體四周骨內的應力分布和種植材料的性質、材料的彈性模量關系不大，而是更多的和種植體的形態、頜骨的形態及結構有關。Rieger等用三維有限元法（finiteelementmethod,FEM）分析，也得出相類似的結果。但從生物力學的觀點來看，不同材料和不同彈性模量的種植體對應力在種植體骨界面的分布是有影響的。鄒敬才等[4用有限元法在5種不同彈性模量、相同的負荷條件下，對單個螺旋形種植體骨界面的應力分布規律作比較，結果表明種植體的彈性模量越高，種植體頸周骨內應力越小，而根端骨內應力越大；種植體彈性模量越低，種植體和骨界面的相對位移運動就越大。適宜的種植體的彈性模量在70000MPa以上。
目前，由于金屬及金屬合金材料具有優良的生物力學性能而被廣泛應用于種植體的制作，其中鈦和鈦合金等被認為是最合適的種植材料。近年來許多學者探究了用生物陶瓷作為種植材料[5，認為生物陶瓷種植體在植入后的始階段可以獲得較鈦及其合金更好的生物相容性，但在行使功能后終因生物陶瓷本身力學上的易碎性導致生物陶瓷種植體生物力學的相容性較差，Glantz等[6通過實驗也證實了陶瓷種植體和陶瓷涂層的種植體因生物力學上有較差的相容性導致種植后較高的失敗率。
2種植體的形態對種植義齒生物力學的影響
Victor[7用三維有限元法對3種不同種植體系統（Branemark系統、Bud系統、IMZ系統）的不同形態的種植體，在不同的加載條件下，種植體四周骨內的應力分布情況進行了探究。結果表明3種不同種植體四周骨內最大應力均位于種植體頸部四周和種植體翼的下方，且越近種植體根尖部，骨內應力越小。種植體的翼可以減少應力在種植體及其四周骨內的分布，去掉翼不但增大種植體頸部骨的應力，而且將改變整個應力分布的情況。在其他因素不變的情況下，增大種植體頸部直徑，種植體四周皮質骨內應力大大降低，故認為種植體頸部的直徑對種植體四周的應力分布水平影響最大，兩者呈負相關。岑遠坤等[8對葉狀和柱狀種植體支持的全下頜種植覆蓋義齒在不同牙位下應力分布的情況進行了探究，結果表明葉狀種植體和柱狀種植體應力分布的基本規律相似，種植體頸部以及其四周的骨皮質界面均為應力集中區。但葉狀種植體在其頰舌面和近遠中面交界的尖銳線角處，應力集中更明顯，其骨界面的應力峰值均大于柱狀種植體。Holmgren等[9探究認為圓錐形種植體比圓椎狀種植體更有利于種植體骨界面的應力分布，黃輝等[10探究認為螺旋形種植體螺旋頂角的改變可以導致種植體在支持組織內應力分布水平的變化，并指出螺旋頂角為60%26ordm;的種植體應力分布最合理。
3種植體的表面結構對種植義齒生物力學的影響
有學者從生物力學角度探究認為表面有微孔的種植心得形成更好的種植體-骨界面結合，當孔徑為50-200%26micro;m時可獲得最佳的結合強度。陳安玉[11探究表明由于表面微孔的存在，可在種植體骨界面形成機械的鎖結功能，從而改變微界面應力的功能方式，使得在大界面上每一個區域均有小界面的壓應力存在，使拉應力和剪應力轉變為壓應力；另一方面微孔增加了界面的接觸面積，降低了平均應力水平，從而更有利于應力的合理分布。
近年來許多學者提出種植體表面的生物活性涂層可以誘導骨性結合。Michael等[12經臨床觀察報告HA涂層種植體成功率（7-8年）達97.5%,Adell認為HA涂層種植體有利于早期愈合。有學者探究表明BTG鈦基復合種植體植入頜骨內后，早期固位優于鈦種植體，具有較高的界面結合強度，并且在界面上可產生化學結合、金屬結合、機械結合3種方式。但也有資料提示隨著種植體接受功能負荷時間的延長，成功率下降，臨床上亦出現涂層和鈦芯結合強度不足導致涂層剝落者。
4種植體的數量以及在頜骨內的排列和分布對種植義齒生物力學的影響
種植義齒由多個種植體支持時，應力分布情況由種植體的數量，種植體在頜骨內的方向、排列所決定。一般認為種植體的數目越多，每個種植體上承擔的應力就越小。Skalak探究認為多個種植體支持的種植義齒當受到水平方向力功能時，力量可以較均勻地分散到各個種植體，且分散到每個種植體上的力量要小于總功能力。當垂直方向力功能于種植義齒時，力量不會均勻地分散到每個種植體，越靠近功能力點的種植體受力越大。
對于全口種植義齒，Skalak認為4-6枚種植體即可支持全口固定種植義齒。Bschwartzman探究表明4個或5個種植體支持的全頜種植義齒在應力分布規律上無差異，并認為當垂直負荷功能于全頜種植義齒遠端懸臂梁時，最靠近懸臂梁端的種植體產生的應力最大。Davis通過實驗探究得出相似的結果。Osier[13用靜態工程原理分析進一步指出最靠近懸臂梁的種植體所承受的負荷通常是總負荷的2.5-5倍，是非懸臂梁狀態的1.75-3.5倍，主要承受的是壓應力，而遠離懸臂梁端的種植體主要承受張應力。懸臂梁越長，末端種植體所受的應力越大，故認為在種植義齒設計時，應盡量避免使用懸臂梁，如一定要使用懸臂梁時，種植體應盡量離散，且懸臂梁的長度不能超過種植所能承受的范圍。
Federick等[14用光彈法探究了由2個種植體支持的全頜種植義齒的應力分布，結果表明種植體在頜骨內應垂直于牙平面并平行放置，以利于牙力通過種植體垂直傳遞，減少種植體的力矩和界面過大應力。但臨床上為取得共同的就位道，往往使種植體之間形成一定角度，Naert等[15指出在同一牙弓中種植體之間的相互偏差角度不宜超過20%26ordm;，以使負荷沒種植體長軸傳導。Hertey等[16探究表明，種植體在頜骨內的分布呈曲線型排列較直線型排列者界面的應力要小，種植體為直線型排列縮小了其后方向的分散程度，導致游離臂和抗力臂比例增大。
5受植區頜骨的形態結構對種植義齒生物力學的影響
從生物力學觀點看，頜骨是一種多相的、各向異性的、非均質性的、多孔的復合體。人類的頜骨是具有一定屈曲性的彈性體[17，可以承受一定的壓力，但其皮質骨和松質骨都有一定的抗張力和抗壓力的極限，當頜骨受力水平高于其極限值時，就會產生微骨析，最后導致骨質吸收破壞。
Lundgrens[18指出種植體的成敗和頜骨骨皮質的密度、厚度、頜骨的寬度以及受植床血供等直接相關。Jensen指出受植區的頜骨形態和結構較整個頜骨的形態和結構對種植義齒的應力分布影響更大，一個理想的受植區頜骨至少要能提供10mm的骨性結合區，其水平寬度至少為6mm。Victor等[7用三維有限元法探究了由3種不同厚度皮質骨的頜骨支持的種植體在不同的負荷下，種植體及其四周骨內的應力分布，結果表明3種情況下種植及骨界面應力分布的規律基本相同，最大拉應力、壓應力均位于種植體的頸部四周。但最大拉應力、最大壓應力的值卻有顯著差異。皮質骨越厚，種植體及其四周皮質骨內的應力越小。但在垂直瞬間加載時，最大拉應力位于種植體頸部，最大壓應力位于種植體底部，當種植體的頸部和底部同時位于皮質骨內時，可以明顯降低種植及其四周骨內的應力。Papavasilion[19也指出當皮質骨缺乏時，可導致種植體骨界面的應力增高，從而導致種植體四周骨的微骨折。
成年人中的腰痛發生率約為80%，其中7%～11%轉為慢性腰痛，腰痛是僅次于感冒的第二大疾病。腰痛持續t>3個月，一般認為即是慢性腰痛。中國傳統的腰痛治療辦法包括臥床休息、按摩、牽引、理療（中頻電療等）、正骨、簡單的腰背肌力量訓練（小燕飛、五點支撐），以及口服非甾體消炎藥物（芬必得、扶他林等）、肌肉松弛劑，口服中成藥（活血化瘀類藥物），針灸等。
過去10年，歐美多個國家陸續發表了慢性腰痛治療指南，其結論基于循證醫學的證據，有一定的參考性，多數治療指南認為運動訓練、非甾體消炎藥、生活方式指導、手法治療等有一定療效。在歐美國家，慢性腰痛的從業人員包括物理治療師、全科醫生、康復醫生、骨科醫生等，主要的治療手段包括腰椎穩定性訓練、手法正骨、有氧訓練、藥物治療等，與中國的治療手段有所差異，歐美國家更注重患者本人的積極參與和主動的運動訓練。
近年來，各個流派的腰痛治療技術傳入我國（如懸吊運動訓練技術等），經實際驗證，確有療效，逐漸在康復醫學界推廣并擴展至社區醫療體系。正常脊柱本身具有穩定性
Write等（1987）最先提出脊柱穩定性的概念，認為在生理條件下脊柱各結構能夠維持其相互間的正常位置關系，不會引起脊髓或者脊神經根的壓迫和損害，稱為“臨床穩定”，而當脊柱喪失這一功能時，叫作“臨床不穩定”。影響脊柱穩定性的因素包括四大類：①結構性穩定器――椎體的形狀與大小，關節面的形狀、大小與方向；②動力性穩定器――韌帶、纖維環、關節面軟骨；③流體力學穩定器――髓核的膨脹度；④隨意性穩定器――整體運動肌和局部穩定肌。
Panjabi于1992年提出了保持脊柱穩定性“三亞系模型”：被動亞系、主動亞系和神經控制亞系。
被動亞系主要由椎體、小關節突和關節囊、韌帶等成分組成。
主動亞系由肌肉和肌腱組成。采用去除肌肉的實驗證明，缺乏相應的肌肉的支持，腰椎可以在極其輕度的負載之下變得非常不穩定。
神經控制亞系主要接受來自被動亞系和主動亞系的反饋信息，判斷用以維持脊柱穩定性的特異性需要，然后啟動相關肌肉的活動，實現穩定性控制的作用。神經控制亞系能夠預測即將發生的肢體運動，然后啟動相關肌肉活動來保持肌肉穩定性，如在上肢運動發生之前多裂肌和腹橫肌活動先行啟動。而慢性腰痛患者這些肌肉的啟動時間相對較晚，表現出明顯的神經控制功能障礙。脊柱周圍肌肉保持脊柱穩定
根據功能和解剖位置的不同，將脊柱周圍肌肉區分為局部穩定肌和整體運動肌兩類。在肌肉保持脊柱穩定的作用中，局部穩定肌起到主要作用，整體運動肌主要作為身體運動所需的動力的來源，負責做功，而在保持脊柱穩定性方面起到輔助作用。
整體運動肌 位于表層，在雙關節或者多關節分布，如連接胸廓和骨盆，這些肌肉收縮通常可以產生較大的力量，通過向心收縮控制椎體的運動和產生功率。
局部穩定肌 通常起源于脊椎，它們的主要作用是控制脊柱的彎曲度和維持脊柱的機械穩定性，通常位于深部，在單關節或者單一節段分布，通過離心收縮控制椎體活動，具有靜態保持能力。脊柱最重要的局部穩定肌為多裂肌，其他如腹橫肌等也起到類似作用。
腰部多裂肌處在腰部肌肉中的最內側，每塊多裂肌由5個不同的肌束組成，每一束由一系列來自棘突和椎板的肌纖維束組成。椎板的肌纖維嵌入到下一個椎體的橫突，第5腰椎的肌纖維嵌入到第1骶椎的背側骶骨小孔上。
有一些多裂肌中最深的肌纖維依附在椎骨關節突的關節囊，可以保持關節囊的緊張度，避免關節軟骨之間的撞擊。多裂肌的作用包括提供脊柱的節段穩定、保持脊柱的自然生理前凸、控制小關節的運動、調整椎體間壓力和負荷的分配，多裂肌是唯一一塊主要起保護椎骨作用的肌肉。腰部多裂肌在低負荷功能性活動中（日常生活）一致性的激活可能反映了它在保持腰椎穩定性中的作用。
穩定肌群的功能障礙以肌肉萎縮、功能抑制為主；運動肌群的功能障礙則更多地表現為肌肉的過度緊張和短縮。穩定肌群和運動肌群的區別，見表1。為何腰椎容易損傷及發生退行性改變？
腰椎受力情況分析 日常生活中，腰椎承受較大壓力，這些壓力成為腰椎損傷和退行性改變的一個重要原因。腰前屈并抬起重物時，需要背部、臀部等肌群收縮以提供力量，可以把腰椎理解為支點，搬起的重物由于距離腰椎較遠，其杠桿力臂較長，而背部和臀部肌群距離作為支點的腰椎較近，其杠桿力臂較短必須產生較大的力量來彌補自身力臂過短的缺陷，椎間盤內壓的測定反映了這一壓力變化的情況。
有研究報告，腰椎間盤的壓力在平躺時候是150～250 N，直立位時是500～800N，挺直坐位時是700～1000N，當彎腰抬起10 kg的重物時候是1 900 N。另一個生物力學試驗報告，在健康青年分別提起14 kg和29 kg的重物的時候，L4/5椎間盤的壓力大約分別升高到4 000 N和5 500 N。在向前彎腰時，腰椎間盤內壓增加（因為腰部的彎曲力矩加大）、髓核向后移動（相鄰椎體后緣張開、前緣靠近）、后側纖維環承受的應力急劇增加。向后伸展腰部時，力學表現相反。因此，部分纖維環撕裂的年輕患者在急性期恐懼彎腰、N繩肌代償性緊張限制彎腰的動作。
腰椎關節突的面積較小 壓力的改變很容易導致關節突關節面上所承受的壓強的改變，因此，在姿勢的改變中，腰椎關節突關節是很容易受到影響的。當腰椎前凸加大時，關節面間的壓強增加。而且，前凸這一姿勢使增加的壓力主要集中于關節面的下緣，所以進一步導致非常高的應力集中。而當腰椎輕度前屈時，上關節突與下關節突的關節面比較平行，則兩者之間的接觸應力也比較小。部分中年患者腰椎關節突關節退變并出現關節炎時，患者在腰前凸增大的姿勢（站立、腰后伸等）腰痛加重，在腰后凸的姿勢（坐姿、蹲姿等）腰痛減輕。部分患者仰臥時腰痛加重，可能與患者仰臥時腰大肌緊張致腰前凸有關，患者在仰臥時屈髖屈膝（腰大肌放松）或側臥并輕度屈髖，則腰痛可以減輕。
與中立位相比，中度屈曲時，腰椎管的橫截面積增加12%，而后伸時降低15%。在后伸位椎管容積減少的原因有2個，一個是黃韌帶向前膨隆，另一個是后伸位導致構成椎管側壁的椎弓根更加靠近。
老年人黃韌帶彈性下降在腰椎后伸時，黃韌帶無法像年輕人那樣彈性回縮，而是形成皺褶，當這些皺褶向前侵入椎管時，會進一步加重椎管的狹窄。腰椎管狹窄患者被迫采取坐位或蹲位，其目的在于使腰椎恢復至輕度屈曲的狀態，從而增加腰椎管橫截面積。很多腰椎管狹窄的患者可以騎自行車而不能長距離行走，就在于騎車時腰椎處于輕度屈曲的狀態。
主動運動在腰椎穩定性中的重要作用
長時間臥床休息會導致腰部穩定肌群的萎縮，有研究表明，臥床48 h后腰部穩定肌群即開始萎縮，這提示較長時間的臥床對患者可能弊大于利；而另一方面，過度勞累會導致腰部結構勞損。在腰痛的治療中，強調無痛下生活（避免超出身體生理上限的負荷）、無痛下運動（通過運動防止主動亞系和神經控制亞系的功能下降）。
學術信息
抗生素干擾嬰兒腸道微生物組
在我們的腸道里，生活著許多微生物群落，它們在調控人體代謝和免疫防御功能上起著關鍵作用。這些微生物群落的集合被稱為腸道微生物組。美國《科學轉化醫學》雜志6月15日發表的研究結果顯示，使用抗生素會降低嬰兒腸道微生物組的多樣性和穩定性。
在世界大部分地區，對患病嬰幼兒用抗生素治療已成常規做法，美國孩子在2歲時平均有過3個療程的抗生素治療。
美國紐約大學等機構的研究人員用2年時間追蹤觀察了43名美國嬰兒的腸道微生物組，收集了這些嬰兒的排泄物樣本及其母親在分娩前后的排泄物樣本。研究表明，母親身體內外的微生物組可能通過母乳喂養和皮膚接觸等方式，對嬰兒腸道微生物組的發展施加影響。使用抗生素、剖宮產和主要喂食配方奶粉都會降低嬰兒腸道微生物組的多樣性。
在另一項研究中，美國馬薩諸塞綜合醫院等機構的研究人員和芬蘭同行采集了39名芬蘭兒童3歲之前的排泄物樣本。結果發現，抗生素治療會導致嬰兒期孩子的腸道微生物組穩定性下降，在治療后，一些腸道微生物會暫時攜有對抗生素耐藥的基因。
先前的一些研究曾將腸道微生物組與肥胖癥、糖尿病、哮喘和過敏聯系在一起。因此，研究人員將繼續追蹤他們的研究對象，以了解腸道微生物組在受到上述干擾后會對健康出現哪些長期影響。
[摘要] 目的 探討采用定向結構Ⅰ/Ⅱ型膠原軟骨支架復合軟骨細胞體外構建生物力學性能更好的組織工程軟骨。 方法 利用牛跟腱和豬軟骨分別提取Ⅰ型膠原和Ⅱ型膠原并以超微量分光光度計測定其最大紫外吸收峰。利用快速冷凍自然真空凍干篩選成型法制備垂直定向微孔結構的Ⅰ/Ⅱ型膠原復合支架，同時采用普通冷凍干燥法制備非定向Ⅰ/Ⅱ型膠原復合支架。將兔軟骨細胞分別接種在兩組支架上，體外靜態培養3 d后掃描電子顯微鏡下觀察軟骨細胞生長情況，MTT法測量兩組支架體外靜態培養14 d內細胞生長情況，通過測量第7天和第14天楊氏模量和抗拉強度檢測兩種新生組織工程軟骨的生物力學性能。 結果 掃描電鏡觀察在兩組支架上體外培養3 d后的軟骨細胞生長情況良好；定向Ⅰ/Ⅱ型膠原復合支架上種子細胞在5～11 d內增殖速度高于非定向Ⅰ/Ⅱ型膠原復合支架，兩者差異有統計學意義（P < 0.05）；定向結構Ⅰ/Ⅱ型膠原軟骨支架的壓縮彈性模量和抗拉強度高于非定向Ⅰ/Ⅱ型膠原軟骨支架，差異有統計學意義（P < 0.05）。 結論 定向結構Ⅰ/Ⅱ型膠原軟骨支架能夠在特定時間段內促進細胞增殖，與軟骨細胞體外靜態培養后能夠成功生成具有定向纖維結構、生物力學性能更好的組織工程軟骨，是有良好應用前景的組織工程軟骨支架材料。
[關鍵詞] Ⅰ/Ⅱ型復合膠原膜；定向支架；軟骨細胞；軟骨組織工程；生物力學
臨床常見的關節軟骨缺損很難自愈，傳統治療方法不能實現透明軟骨修復[1]。組織工程軟骨植入是治療關節軟骨缺損效果較為確切且安全性好的治療方法[2]。Stark等[3]通過研究證明了軟骨細胞在膠原膜上能夠生存且進一步增殖。液態下的膠原蛋白形成一種膠狀溶液，其作用可刺激細胞分裂，同時膠原蛋白的一部分降解產物可被細胞利用合成新的細胞外基質[4]。Yates等[5]的研究中使用Ⅰ型膠原海綿支架搭載牛軟骨細胞，共培養后觀察軟骨細胞可以正常增殖并維持其表型穩定。基于Ⅱ型膠原蛋白具有促進去分化軟骨細胞再分化與活化的能力[6]，Ⅱ型膠原在組織工程軟骨中越來越受重視。
關節軟骨細胞外基質的膠原成分中Ⅱ型膠原蛋白含量為90%～95%[7]。正常人體關節軟骨分為淺表層、移行層、柱狀層和鈣化層四層。鈣化層是軟骨與軟骨下骨的過渡層，起著隔離軟骨和軟骨下骨的作用，同時將二者牢固地整合在一起，軟骨營養主要來源于關節腔滑液，而關節液中的氧濃度明顯低于軟骨下松質骨的氧供濃度，軟骨細胞適應低氧環境，低氧條件下有利于軟骨細胞的分化、增殖，如果血液一旦侵入關節腔內，其中一些成分會因觸發炎性反應而導致新生軟骨細胞凋亡或壞死[17]。Ⅰ/Ⅱ型膠原復合支架的結構設計是與正常關節軟骨的分層結構及軟骨細胞順膠原纖維方向呈柱狀排列相對應，同時也有利于提高再生軟骨組織的生物力學性能[8]。有學者曾采用溫度梯度熱誘導相分離（temperature gradient-guided thermal-induced phase separation，TIPS）技術成功制備了軟骨細胞基質來源的定向結構支架[9]，此種方式較為繁瑣，儀器設備要求較高，且其支架構成材料為單一Ⅱ型膠原，不能兼顧Ⅰ、Ⅱ型膠原在軟骨細胞生長中的作用[10]。筆者在Ⅱ型膠原支架的制備中發現膠原在凝膠狀態轉置于超低溫冰箱迅速冷凍后部分纖維結構可呈定向排列，經過真空凍干后可篩選接切出定向結構較為均勻的定向支架，再經過化學交聯并與Ⅰ型膠原復合后可以制成具有縱向排列纖維結構的膠原支架。尚未見使用快速冷凍真空凍干法制備定向結構Ⅰ/Ⅱ型復合膠原支架并與軟骨細胞共培養體外構建定向結構組織工程軟骨的報道。
1 材料與方法
1.1 材料
牛跟腱及關節軟骨：北京市屠宰場購買的新鮮牛跟腱及豬膝關節關節軟骨。
1.2 主要試劑及儀器
主要試劑：碳化二亞胺（EDC）（分析純）（國藥集團化學試劑有限公司）；N-羥基琥珀酰亞胺（NHS）（分析純）（國藥集團化學試劑有限公司）；乙烷磺酸（MES）（分析純）（國藥集團化學試劑有限公司）；氯化鈉（NaCl）（分析純）（國藥集團化學試劑有限公司）；胃蛋白酶（美國Sigma）；Ⅱ型膠原酶（美國Sigma）；鹽酸胍（國藥集團化學試劑有限公司）；氫氧化鈉（NaOH）（分析純）（國藥集團化學試劑有限公司）；超純水（武警總醫院醫學實驗中心提供）；DMEM高糖培養基（Invitrogen，美國）；胎牛血清（HyClon-e，美國）。
主要儀器：系統冷凍干燥機（中國四環LGJ-10C）；磁力加熱攪拌器（中國國華78-1）；電子天平（美國Denver TB-2002/203）；臺式低溫高速離心機（美國貝克曼）；倒置熒光顯微鏡（日本奧林帕斯IX-71）；超微量分光光度計（美國Alphaspecul）；酸堿測定儀（美國貝克曼）；立式恒溫振蕩器（美國精騏）；Milliproe超純水機制造系統（英國ELAGA CENTRA-200）；可調高速勻漿機（中國FS-1型）；低速冷凍離心機（中國長沙湘智DL-5）；-80℃低溫冰箱（日本SANYO-530L）；掃描電子顯微鏡（scanning electronic microscope，SEM，Hitachi，日本）；生物材料力學測試機（Shimadzu，日本）。
1.3 方法
1.3.1 定向結構Ⅰ/Ⅱ型膠原軟骨支架制備及性能檢測
1.3.1.1 Ⅰ型膠原蛋白的提取 以新鮮牛跟腱為原料，采用乙醇脫脂-乙酸溶脹-胃蛋白酶消化-鹽析-透析-真空冷凍干燥法提取Ⅰ型膠原蛋白，并用超微量分光光度計在220～800 nm波長范圍內，進行紫外吸收峰掃描，測定樣品最大紫外吸收峰的波長。
1.3.1.2 Ⅱ型膠原蛋白的提取 將豬膝關節股骨髁軟骨以手術刀小心剃下，混入少量75%酒精后置于勻漿機打碎，采用乙醇浸泡脫脂-鹽酸胍去糖蛋白-胃蛋白酶消化-鹽析-透析-真空冷凍干燥提取Ⅱ型膠原蛋白[11]，并用超微量分光光度計進行紫外吸收峰掃描，測定樣品最大紫外吸收峰的波長。
1.3.1.3 定向與非定向結構Ⅱ型膠原支架制備 Wu等[12]研究證明了單向凍干法制備定向多空明膠支架的可行性。筆者將制備好的Ⅱ型膠原二次溶脹制成凝膠狀，濃度為150 mg/mL，常溫下小燒杯中磁力攪拌器攪拌6 h，將凝膠狀Ⅱ型膠原轉置入培養皿中。膠原凝膠置于未預冷的真空凍干機中，打開真空抽干機，可見大量氣泡逐漸膨脹破裂，待膠原凝膠膨脹至將要溢出器皿時關閉真空抽干機并放氣，重復此操作3～5次可見膠原凝膠中氣泡消失。將除完氣泡的凝膠置于-80℃超低溫冰箱快速冷凍24 h，去除冷凍后的膠原凝膠快速置于提前遇冷至-35℃真空凍干機中真空冷凍抽干24 h。觀察凍干后的膠原支架有部分區域呈均勻定向排列，以眼科剪剪取直徑5 mm、厚度3 mm具有垂直定向結構的Ⅱ型膠原支架。同時采用傳統的真空凍干法制備非定向Ⅱ型膠原支架。
1.3.1.4 制備Ⅰ/Ⅱ復合膠原膜 將制備好的Ⅰ型膠原二次溶脹，配制濃度為200 mg/mL的Ⅰ型膠原凝膠，均勻鋪在直徑5 cm培養皿中，超凈工作臺中風干。將直徑5 mm、厚度3 mm的定向結構Ⅱ型膠原支架鋪于風干后的Ⅰ型膠原膜上。非定向Ⅱ型膠原海綿采取同樣方法切割并鋪于風干后的Ⅰ型膠原膜上，倒入配制好的碳二亞胺交聯劑（含0.05 mol/L MES、0.033 mol/L EDC和0.02 mol/L NHS，95%的乙醇溶液）并置入立式恒溫振蕩器室溫下交聯24 h后，配制交聯劑再次交聯24 h，超純水反復沖洗5次。普通光學顯微鏡及SEM觀察定向支架及非定向支架的微觀結構特點。
1.3.2 構建新生組織工程軟骨及相關檢測
采用3周齡新西蘭大白兔膝關節軟骨為材料，經Ⅱ型膠原酶消化法提取關節軟骨細胞[13]，體外擴增培養至第2代，移液器吸取細胞懸液分別接種兩組支架，細胞接種數量控制在10.0×105個/塊。培養3 d后利用SEM觀察軟骨細胞在定向Ⅰ/Ⅱ型膠原支架和非定向支架上的形態及分布特點，采用MTT方法檢測細胞在兩組支架上的增殖情況。在共培養第7天和第14天利用生物材料力學測試機分別測定兩組新生組織工程軟骨的楊氏模量（0.05 N，速率0.01 mm/s，行程：初始高度的4%，松弛相：2000 s）和抗拉強度（5 mm/min拉伸），檢測兩組新生組織的生物力學性能。
1.4 統計學方法
采用SPSS 13.0統計軟件，若數據符合正態分布以均數±標準差（x±s）表示。采用獨立樣本t檢驗（independent-tests）比較MTT法檢測的細胞在兩組支架上增殖情況，采用單因素方差分析（one-way ANOVA）比較兩組新生組織工程軟骨生物力學性能，以P < 0.05為差異有統計學意義。
2 結果
2.1 膠原紫外吸收峰及大體和顯微鏡觀察支架結構
經過超微量分光光度計（Picdrop Application系統軟件）測定Ⅰ型膠原蛋白的紫外光吸收值在226.5 nm左右形成一個波峰（圖1a）；Ⅱ型膠原凝膠在233.8 nm左右形成一個較高的波峰（圖1b），這符合Ⅱ型膠原最大吸收峰特征[14]。支架大體結構及顯微鏡觀察示Ⅰ/Ⅱ型雙層復合膠原膜結構中，底層為高度致密、光滑、均勻的Ⅰ型膠原膜；頂層為相對低密度Ⅱ型膠原膜層，表面呈白色、粗糙、海綿樣結構，鏡下孔徑致密，分布較均勻，為軟骨細胞提供良好的生長環境；Ⅰ、Ⅱ型雙層膠原膜之間經過化學交聯，使它們結合緊密，堅固牢靠無空隙。交聯后的定向結構支架顯微鏡下可見膠原纖維平行排列，非定向膠原支架纖維鏡下可見膠原纖維無序排列（圖2～3）。
2.2 掃描電鏡觀察定向與非定向雙層支架微觀結構
對定向支架橫切面的SEM觀察發現，橫切面膠原纖維排列雖然缺少一定規律，但可見管狀空道，孔道間有空隙相互貫通（圖4a，封三）。縱切面觀察可見上方縱向規律排列的Ⅱ型膠原纖維及與之密切交聯、密度較大的Ⅰ型膠原底面（圖4b，封三）。非定向支架SEM觀察其橫向和縱向切面膠原纖維排列無顯著差異，纖維排列呈均勻多孔狀結構，排列無序相互間有微孔貫通（圖5a、b）。
2.3 掃描電鏡觀察軟骨細胞在兩組雙層支架上的生長情況
將兔軟骨細胞植入兩組膠原支架后共培養3 d，SEM觀察兩組支架上均能發現正常生長的軟骨細胞，軟骨細胞黏附于定向支架內平行排列微觀孔道的孔壁上，細胞分布具有一定的規律性和方向性（圖4c，封三），可見細胞伸出偽足，生長狀況良好（圖4d，封三）；非定向軟骨支架中的軟骨細胞分布較為隨機和均勻，無明顯的方向性（圖5c），生長狀況良好（圖5d）。
2.4 MTT法檢測軟骨細胞不同時間段在兩組雙層膠原支架上的增殖情況
第1～4天時定向結構Ⅰ/Ⅱ型膠原支架與非定向Ⅰ/Ⅱ型膠原支架上細胞數量差異無統計學意義（P > 0.05）；第5～11天定向結構Ⅰ/Ⅱ型膠原支架中細胞數量大于非定向支架組，差異有統計學意義（P < 0.05）；第12～15天兩組支架細胞數量再次趨于一致，差異無統計學意義（P > 0.05）（圖6）。
2.5 生物力學檢測
培養第7天，定向結構Ⅰ/Ⅱ型膠原支架與非定向Ⅰ/Ⅱ型膠原支架壓縮彈性模量分別為（0.21±0.04）、（0.11±0.03）MPa，差異有統計學意義（P < 0.05）；抗拉強度分別為（0.88±0.05）、（0.53±0.04）MPa，差異有統計學意義（P < 0.05）。培養第14天，定向Ⅰ/Ⅱ型膠原支架壓縮彈性模量為（0.33±0.09）MPa，非定向Ⅰ/Ⅱ型膠原支架壓縮彈性模量為（0.20 ±0.06）MPa，差異有統計學意義（P < 0.05）；抗拉強度分別為（1.01±0.08）、（0.63±0.07）MPa，差異有統計學意義（P < 0.05）。但兩組均明顯低于正常關節軟骨的壓縮彈性模量[（0.69±0.09）MPa]、抗拉強度[（5.20±0.72）MPa]，差異有統計學意義（P < 0.05）（圖7～8）。
3 討論
當前國內臨床醫生在治療關節軟骨缺損時采取的主要方法有骨髓刺激技術，如軟骨下鉆孔術、微骨折手術等，而這些技術新生軟骨大多為纖維樣軟骨，另一種常用的手術為馬賽克技術，該技術取自體非負重區軟骨作為移植供體，對于患者本身可能造成二次損傷[15]。近年蓬勃發展的基質誘導的自體軟骨細胞移植（MACI）技術已應用于臨床且被證明是一種臨床效果顯著、再生軟骨以透明軟骨為主的軟骨缺損理想治療方法[16]。但是當前國內用于構建組織工程軟骨的細胞支架材料各不相同且多為單一類型支架，實驗研究中若沒有類似軟骨基底層的隔離，來源于軟骨下骨的血液會侵入關節腔內，其中一些成分不僅會對軟骨缺損修復研究產生干擾，更嚴重地會觸發炎性反應而導致新生軟骨細胞凋亡或壞死。這也就要求我們在制備軟骨細胞支架時要模擬正常關節的骨軟骨分層結構，才能更好地促進關節骨軟骨缺損的修復[17]，其在臨床中對人體關節軟骨缺損的治療作用尚待進一步試驗證實。膠原纖維和軟骨細胞整體上具有柱狀排列的趨勢并垂直于關節表面，這種高度方向性的排列方式對于正常關節軟骨機械力學性能的維持尤為重要[18]。
Ⅰ/Ⅱ型雙層復合膠原膜結構中，底層為高度致密、光滑、均勻的Ⅰ型膠原膜，鏡下孔徑微小；頂層為高濃度Ⅱ型膠原膜層，表面呈白色、粗糙、海綿樣結構，鏡下孔徑致密，分布較均勻，為軟骨細胞提供良好的生長環境；Ⅰ、Ⅱ型雙層膠原膜之間經過化學交聯，使它們結合緊密，堅固牢靠無空隙[19]。在培養第5～11天細胞增殖量定向Ⅰ/Ⅱ型膠原支架明顯多于非定向支架，原因可能為培養初期軟骨細胞沿著定向支架中縱向排列的微觀孔道向支架內部快速遷移，同時代謝產物交換和營養物質輸送得到了促進，因而導致細胞增殖速度明顯提高[20]。隨著支架上種子細胞的數量及軟骨細胞不斷分泌的基質成分持續增多，可能部分堵塞定向微管孔壁上相互貫通的孔隙，抵消了定向支架所具有的優勢，導致兩組支架上的細胞數量最終趨于一致。通過壓縮彈性模量檢測和抗拉強度檢測說明定向結構Ⅰ/Ⅱ型膠原支架的機械力學性能高于傳統非定向支架，原因可能是定向結構Ⅰ/Ⅱ型膠原支架所具有的垂直平行排列微管結構提高了組織工程軟骨力學性能，在一定時間段內促進了軟骨細胞的增殖和自分泌，這也可能有助于提高組織工程軟骨的力學性能。雖然筆者在實驗中未檢測比較定向結構Ⅰ/Ⅱ型膠原支架與傳統的定向結構支架間生物力學性能間的差別，但傳統的定向結構微觀通道軟骨支架多為單純Ⅱ型膠原，而本研究在此基礎上于Ⅱ型膠原底部增加了較為致密且生物力學性能更強的Ⅰ型膠原，這也就大大增強了復合膠原膜的生物力學性能，而其增強程度有待于進一步研究。
摘 要 運動生物力學作為一門實踐性極強的應用學科，以其對運動技術動作簡明而嚴密的力學分析，在體育教學中已受到眾多體育教師的重視和應用。如一把打開體育科學的金鑰匙，運動生物力學是我們進行體育科研的重要科學手段和方法，也是我國體育科技創新步入新世紀的通行證。它把體育運動中各項動作技術賦予生物學和力學的觀點和方法，使復雜的體育動技術奠基于最基本的生物學和力學的規律之上，并以數學、生物學及運動技術原理的形式加定量描述，使體育運動技術由定性分析上升至定量的說明。
關鍵詞 運動生物力學 技術動作 教學 作用
一、運動生物力學的定義：
運動生物力學的定義（國內）是運動生物力學是一門新興學科，現在比較通用的定義是“運動生物力學是研究體育運動中人體機械運動規律的科學”。國外對這門學科的定義也大相徑庭究，有些國家把運動生物力學認為是人體內部運動器系運動和外部人體整體運動的力學特性，盡管運動生物力學在國內外還沒有形成統一的定義，但是運動生物力學的作用和研究意義已被各個國家所重視。
二、在技術教學中的重要地位
在體育運動中任何一項身體練習都由一定的動作及動作體系構成，而完成每個動作及整套動作都存在著最合理的運動技術。合理的運動技術以運動生物力學理論為依據，并富含運動生物力學原理。而運動生物力學又以其分析科學性，結構合理性為體育技術教學提供理論和方法上的指導，它可以通過對形形色色體育動作差別原因的分析，探討出獲得良好技術的各種力學條件，從而使學生更完善地認識、學習和掌握合理的運動技術動作。
三、對技術教學的積極影響
在技術教學中，及時而有針對性地向學生傳授運動生物力學原理，往往能引起學生對學習和掌握運動技術的興趣，并使復雜的技術簡單化，從而有利于學生及時糾正自己的錯誤動作，并防止由于錯誤動作而帶來的運動損傷。
（一）提高學習運動技術的興趣
隨著新科技、新技術的不斷地推動著體育科學技術的發展，新的運動技術取代舊的運動技術，或高級運動技術取代低級運動技術，已成為當今社會的總體趨勢。新的運動技術比舊的運動技術更科學、更合理、更實效，并且更符合人體特點。因此，新技術總能吸引更多的人去研究和學習。在體育技術教學中，如何引起學生對新技術的興趣是學習的第一動力。比如，我們所說的站立式起跑和蹲踞式起跑，相對以往而言站立式起跑比蹲踞式起跑要舒適，運動員一般都采用站立式起跑。隨著科學的發展，運動生物力學這門學科逐漸進入了人們的視角，從生物力學的角度來剖析站立式起跑和蹲踞式起跑的區別，蹲踞式起跑更有利于起跑，對于短距離的起跑和起跑后的加速跑這兩個階段從實效性和經濟性這兩個角度而言作用最大，同時也為短距離途中跑和沖刺跑奠定了一定的能源物質基礎，當今在全國乃至世界在短距離運動項目中全部必須采用蹲踞式起跑。如此，學生就會對蹲踞式起跑產生濃厚的興趣，大有躍躍欲試的欲望，從而在技術教學中就會主動、積極地參與并思考、體會技術細節，進而縮短掌握技術動作的時數，有利于提高技術教學效果。
（二）使復雜的技術問題簡單化
相對于以往的體育教學中，當體育教師對某一項較為復雜的技術過程講解時，學生常會因為技術動作太復雜而影響學習，但如果教師能用適當的力學知識加以分析和運動生物力學的研究方法往往能使學生“頓悟”，從而激發學生的學習積極性。如：足球的香蕉球是一項較復雜的技術動作，且香蕉球形成的力學原因也極為復雜，但根據球在空中的運行軌跡的力學現象，我們只要在踢球過程中，保證擊球點的用力通過球心，且不在一條直線上，就為香蕉球的產生創造了條件。因此我們可以運用運動生物力學中常用的研究方法去解決這個問題，利用高速攝影、電視、錄像和數據的分析，把學生、運動員的運動技術進行攝影、錄像、高速攝影，然后回放給學生，學生可以從動作回放和慢放中知道動作的運動軌跡，和香蕉球擊球點的位置。因此，對復雜的技術動作稍加力學分析，和采用先進的設備便可使復雜問題簡單化，便于學生理解并提高教學效果。
（三）減少損傷以利掌握合理技術
在體育運動競賽中任何運動項目都會給人體帶來一定的運動損傷，合理有效的運動技術雖然也會給人體帶來損傷，但是他能有效的把運動損傷控制在極低的范圍內，合理的運動技術首先應符合人體結構特征，同時應符合力學的最佳化。如：在擲標槍時，有的學生會出現屈肘或肘低于肩的錯誤動作，從而給肘關節造成扭轉負荷，超出關節周圍肌肉群的承受閾，進而使肘關節內側肌肉等軟組織損傷。因此，教學前，教師應對所教的技術動作進行嚴格的規定，并對所教的運動技術進行合理的力學分析，使學生能夠了解其運動軌跡和動作結構的構成，從而減小其運動對身體的損傷。
運動生物力學作為體育運動中日益發展起來的朝陽學科。此外它還具有改進技術提高成績和減少損失的作用，可以說運動生物力學對我們體育界是一種助推器，他將推動體育中的各項運動朝著蓬勃向前的發展。
摘 要：為了研究汽車正面碰撞事故中乘員膝關節-大腿-髖關節（Knee-Thigh-Hip，KTH）部位的損傷機理，基于成人下肢CT影像數據建立了乘員下肢生物力學有限元模型，包括骨盆、股骨、髕骨、小腿骨、髖關節、膝關節以及皮膚、肌肉等重要解剖學結構。根據Haut、Kerrigan以及Rupp等的生物力學試驗，針對該模型進行了全面的有效性驗證，表明其能夠準確模擬正面碰撞事故中乘員KTH的生物力學響應與損傷。同時，仿真分析了正面碰撞條件下碰撞面與乘員KTH相對碰撞角度對KTH損傷的影響。結果表明，KTH損傷風險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，其損傷風險隨水平面投影角絕對值的增大而降低，水平面投影角為0°時損傷風險最大；而當矢狀面投影角為-10°時，乘員KTH損傷風險較高。
關鍵詞：汽車安全；乘員下肢；有限元模型；生物力學；損傷機理
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。據統計，當乘員系上安全帶以及汽車配有安全氣囊時，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）以及髖關節損傷等，盡管不會直接危及生命，但致殘率高，且康復期長，給傷者和社會帶來沉重的負擔。因此，乘員KTH部位損傷研究是汽車乘員保護領域的重要課題。
鑒于乘員KTH部位損傷的多發性和嚴重性，相關學者對正面碰撞事故中乘員KTH部位的損傷機理和耐受極限等進行了大量的生物力學試驗研究。Powell[2-3]、Melvin[4]和Viano[5-6]等通過膝部撞擊試驗研究了KTH部位的損傷閾值，美國聯邦機動車安全標準FMVSS 208法規以此為依據，將股骨軸向壓縮力（10 kN）作為乘員下肢的損傷評價標準。而Rupp等[7]通過19組KTH部位正面碰撞試驗得知：乘員骨盆的耐受極限遠低于股骨，其損傷閾值僅為5.70（±1.38）kN。因此，正面碰撞事故中乘員KTH部位的損傷機理和耐受極限存在較大爭議，目前尚無定論。
為研究交通事故中乘員KTH部位的損傷機理，建立了一個高仿真度的中國乘員下肢生物力學有限元模型，著重對其KTH部位的有效性進行了驗證，并通過計算機仿真模擬，研究了正面碰撞事故中汽車乘員艙前端碰撞面與KTH部位的相對位置關系對乘員KTH部位損傷程度的影響，為汽車安全性設計提供參考。
1 乘員下肢模型的建立
根據國標GB 10000中50百分位中國成年男性的身體尺寸標準（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行下肢螺旋CT掃描，獲得人體下肢的醫學影像數據，并重建下肢骨骼的三維幾何模型。在此基礎上，利用ANSYS ICEM CFD軟件及其獨特的Block-Controlled網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結構確定下肢各軟組織的形態特征，在下肢骨骼模型的基礎上利用HyperMesh有限元前處理軟件構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有限元模型如圖1所示。該模型具有完整的下肢解剖學結構，包括下肢骨骼、關節以及皮膚、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，均采用六面體單元劃分，區分了皮質骨和松質骨。皮質骨除長骨骨骺區域采用一層實體單元模擬外，其余部位如長骨骨干、髕骨等均采用兩層單元劃分，以獲得較好的計算精度和效率，且皮質骨模型厚度按照CT影像中皮質骨的真實厚度連續變化，最大程度再現下肢骨骼的解剖學特征。
關節模型則包括下肢兩個重要關節――膝關節和髖關節。在交通事故中，乘員膝關節往往首先與汽車乘員艙前部發生碰撞，首當其沖。膝關節軟組織模型包括韌帶、關節囊、半月板以及關節軟骨等，其中膝關節韌帶主要包括內側副韌帶（Medial Collateral Ligament，MCL）、外側副韌帶（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。除關節囊采用殼單元外，膝關節其余軟組織均采用實體單元模擬。髖關節模型由髖臼和股骨頭構成，髖臼內覆有一層軟骨實體單元，關節周圍由殼單元韌帶模型進行加固。關節軟骨和韌帶模型的厚度參考文獻中相關解剖學數據設定[8-9]。各關節面之間定義為自動面-面接觸（Automatic_Surface_to_Surface），關節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，與長骨模型共節點連接，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個單元，197 949個節點，最小單元尺寸0.7 mm，最小雅克比0.5，滿足計算要求。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參考相關文獻獲得，并進行了一定的修正，見表1[10-11]。
2 KTH模型的驗證
乘員KTH部位主要包括膝關節、大腿和髖關節三大部分，而大腿AIS2+損傷多為股骨骨折，因此模型驗證的對象分別為膝關節、股骨和髖關節。本文通過模擬Haut等[12]的獨立膝關節沖擊試驗和Kerrigan等[13]的股骨動態三點彎曲試驗分別針對乘員膝關節模型和股骨模型進行了驗證，并參考Rupp等[7]的沖擊試驗，綜合驗證了膝關節-大腿模型的有效性。骨盆模型來自于本研究團隊成果[14]，髖關節模型驗證過程在此不再贅述。
2.1 獨立膝關節沖擊驗證
為了研究乘員膝關節的耐受極限，Haut等對獨立的膝關節進行了軸向撞擊試驗。試驗中將大腿從距膝關節約15 mm處截斷并剛性固定股骨截面，并用繩索系住股四頭肌腱使膝關節呈90°彎曲。質量約為4.5 kg的剛性圓柱撞錘在兩根導軌的引導下加速到3.4 m/s軸向撞擊膝關節部位，并記錄載荷-時間歷程。本文通過模擬Haut等的試驗，對乘員KTH模型中的膝關節模型進行了動態沖擊驗證，仿真參考試驗設置，如圖2所示。
獨立膝關節沖擊驗證仿真與試驗結果對比如圖3所示。Haut等的試驗中，60歲以下年齡段尸體樣本膝關節的平均骨折極限為6.7±1.7 kN，仿真過程中出現的碰撞力峰值為5.4 kN，位于試驗結果區間，且載荷上升趨勢與試驗曲線相吻合。60歲以下年齡段的10組試驗中，共有9組試驗出現骨折，其中7處骨折發生在髕骨部位。仿真過程中髕骨模型最大應力達到105 MPa，髕骨下端發生單元失效，如圖4所示，與試驗骨折部位相對應。因此，本文建立的乘員膝關節生物力學模型能夠準確模擬乘員膝關節的損傷。
2.2 股骨動態三點彎曲驗證
股骨模型參考Kerrigan等的股骨動態三點彎曲試驗進行驗證，如圖5所示。試驗中將股骨兩端塞入下方帶有弧形金屬板的金屬方盒內，以提供一個簡單的支撐條件，并保持股骨姿態與其在人體中的姿態一致。試驗中金屬盒采用聚氨酯泡沫填充塞實，仿真時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。
在動態三點彎曲加載條件下，股骨中部彎矩-位移曲線仿真與試驗對比如圖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，直至發生骨折，耐受極限為417 N?m，與Kerrigan等的試驗結果412±102 N?m相接近。仿真曲線位于試驗曲線范圍內，因此股骨模型能較好地反映股骨的動態生物力學響應。
2.3 乘員膝部沖擊驗證
為了研究軸向沖擊條件下乘員KTH部位的耐受限度，Rupp等對不含骨盆和大腿肌肉的下肢進行了膝部軸向沖擊試驗，如圖7所示。膝關節呈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。仿真參考試驗設置，如圖8所示。
仿真輸出沖擊塊接觸力-時間歷程曲線，并與試驗結果對比，如圖9所示。仿真曲線與試驗曲線能較好地吻合，試驗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，位于試驗結果區間內。
圖10為膝部軸向沖擊載荷下仿真與試驗骨折部位對比。在Rupp等的沖擊試驗中，股骨均于股骨頸處發生骨折，如圖10d所示。仿真模擬過程中，下肢模型最大應力均出現在股骨頸部。且頸部應力隨時間逐漸增大。當仿真進行到20 ms時，股骨頸部應力達到最大值121 MPa，23 ms時股骨頸部單元失效發生骨折，如圖10c所示，與試驗骨折部位相同，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計角度，以及乘員坐姿的差異會導致乘員艙碰撞面與乘員KTH部位的相對位置關系有所不同。本文在Haut及Rupp等的試驗基礎上，運用建立的乘員KTH生物力學有限元模型，基于汽車正面碰撞事故，仿真模擬研究了上述相對位置關系對乘員KTH生物力學響應及損傷的影響。
3.1 撞擊面水平旋轉對KTH部位的損傷影響
撞擊面水平旋轉對乘員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，且向大腿內側旋轉為正，向外側旋轉為負。參考Rupp等的試驗方法，利用固定剛性杯狀裝置支撐股骨頭部以模擬髖關節，采用類似于Haut等試驗中的撞擊塊（4.5 kg）并水平旋轉α角度后軸向撞擊乘員下肢膝關節部位，撞擊速度設為3 m/s。仿真過程中，保持膝關節模型呈90°彎曲，并用剛性墻模擬地面對足部的支撐。
本文分別進行了-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比如圖12所示。撞擊塊處于中性位置時（α=0°），股骨軸向力峰值約為4.74 kN；當α=15°時，股骨軸向力為4.36 kN，相對于中性位置略有下降，而當α=-15°時，股骨軸向力為3.25 kN，僅為撞擊塊中性位置時的69%。當撞擊塊向內、外側旋轉30°時，股骨軸向力下降更為明顯，尤其是向外側旋轉30°時（α=-30°），股骨軸向力峰值僅為1.84 kN，降幅高達61%。由此可見，無論撞擊塊向內側或者外側旋轉，股骨軸向力均會出現下降，且水平碰撞角越大，股骨軸向力越小，尤其是當撞擊塊向外側旋轉時，載荷降幅較大。內、外側旋轉相同角度而導致的載荷差異，可能是由于股骨頭偏離股骨軸線內伸的緣故。
圖13所示為不同水平角碰撞下KTH各部位的最大應力值對比。不同碰撞角度下，最大應力值均出現在股骨頸部，其次為髕骨和股骨髁部。當撞擊塊處于中性位置時，股骨頸部最大應力為98.8 MPa，而當沖擊器分別向內、外側旋轉時，應力值均出現下降，且當撞擊塊向外側旋轉時，各部位應力值較低。撞擊塊向外側水平旋轉15°和30°時，股骨頸部應力最大值分別為73.9 MPa和52.0 MPa，相對中性位置分別下降25%和47%。因此，撞擊塊從中性位置向兩側小角度水平旋轉有利于降低乘員下肢的沖擊載荷，尤其是向大腿外側旋轉適當角度可在一定程度上降低乘員下肢的損傷風險。
3.2 撞擊面前傾及乘員坐姿對KTH部位的損傷影響
對于汽車內部的真實環境，為了滿足人機工程學和乘坐舒適性的要求，乘員艙前端面設計時往往向乘員膝部傾斜一定角度。此外，由于車內座椅相對于乘員艙地板高度較低，乘坐時乘員膝部相對于髖關節會稍稍抬起，且乘員坐姿的不同也會導致大腿“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模型研究了正面碰撞事故中上述因素對乘員KTH部位損傷的影響，如圖14所示。保持膝關節模型呈90°彎曲，并用剛性墻模擬地面對足部的支撐，將撞擊塊向前傾斜一定角度，定義撞擊面法線與水平基準的夾角為撞擊面前傾角θ，并調整下肢模型姿勢使乘員大腿稍稍向上抬起，定義股骨軸線與水平基準的夾角為β。股骨頭支撐方式、撞擊塊類型與上節相同，撞擊塊以3 m/s的速度水平撞擊膝關節部位。β和θ分別取值0°、10°、20°和30°，排列組合進行4×4共16組碰撞仿真模擬，并對仿真結果進行分析。
表2為β角和θ角不同組合下股骨軸向力仿真結果。16組仿真結果表明，當β=10°且θ=0°時，股骨軸向力最大，為4.81 kN；而當β=0°且
θ=30°時，股骨軸向力最小，僅為1.62 kN，降幅為66%。由此可見，適當的β角和θ角組合能夠顯著降低乘員大腿在正面碰撞過程中的載荷。此外，僅從單一因素進行分析，股骨軸向力隨β角或θ角的變化規律并不明顯，體現出乘員KTH部位在正面碰撞過程中損傷機理的復雜性。
為了分析股骨軸向力與撞擊面前傾角θ和乘員坐姿角β的相關性，以（θ-β）為橫坐標，股骨軸向力為縱坐標，如圖15所示。當β=0°或10°時，（θ-β）≥-10°，股骨軸向力隨（θ-β）值的增大而減少。當（θ-β）一定時，股骨軸向力隨β或θ的變化并不明顯。當β=20°或30°時，股骨軸向力先隨著（θ-β）的增大而遞增，當（θ-β）=
-10°時，股骨軸向力達到最大值，隨后股骨軸向力隨著（θ-β）的增大而遞減。當（θ-β）一定時，β=20°或30°時的股骨軸向力相差不大，但明顯低于β=0°或10°時的股骨軸向力。
在圖14所示的約束和加載條件下，股骨應力最大值多出現在頸部，股骨頸部應力隨（θ-β）的變化關系如圖16所示。16組仿真結果表明，當β=10°且θ=0°時，股骨頸部應力值最大，達104.6 MPa；而當β=0°且θ=30°時，股骨頸部應力值最小，僅為39.8 MPa，降幅達62%，如圖17所示。股骨頸部應力變化趨勢與股骨軸向力變化趨勢相同，當（θ-β）=
-10°，股骨頸部應力最大；當（θ-β）偏離-10°時，股骨應力遞減。
圖18為髕骨應力隨（θ-β）的變化關系。髕骨最大應力出現在β=0°且θ=10°時，最大應力為97.7 MPa；最小應力仍出現在β=0°且θ=10°時，僅為45.5 MPa，降幅54%。髕骨應力變化趨勢與股骨有所不同，當β或θ一定，（θ-β）在（-10°，20°）之間變化時，髕骨應力較大但變化較小；而（θ-β）20°時，髕骨應力下降明顯。此外，當（θ-β）一定時，β=0°或10°
時的髕骨應力略高于β=20°或30°時。
綜上所述，乘員膝部正面碰撞時，KTH部位的損傷風險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）關系緊密，適當的θ與β組合能夠有效改善乘員KTH部位的受力和損傷情況。
4 結論
（1）建立了具有精細解剖學結構的50百分位中國成年乘員下肢生物力學有限元模型，該模型包括下肢骨骼、關節以及皮膚、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，關節模型包括髖關節和膝關節。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險和損傷機理，為汽車安全性設計提供參考。
（2）模擬相關生物力學試驗，對乘員KTH模型的仿真可靠性進行了全面的驗證。結果表明，模型具有較好的生物仿真度，能夠準確模擬正面碰撞事故中乘員KTH部位的生物力學響應和損傷細節。
（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部位相對碰撞角度對乘員KTH部位的損傷影響。仿真分析表明，乘員膝部正面碰撞時，KTH部位的損傷風險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，其損傷風險隨水平面投影角絕對值的增大而降低，水平面投影角為0°時損傷風險最大，碰撞面向兩側水平旋轉適當角度有利于降低乘員KTH部位的損傷風險。當矢狀面投影角（θ-β）位于-10°附近時，大腿（股骨）損傷風險較高；當（θ-β）偏離-10°時，損傷風險遞減；而當（θ-β）位于（-10°，20°）之間時，髕骨損傷幾率較大。
摘 要： 運動生物力學是體育專業學生重要的理論基礎課之一，但因其內容繁多、概念抽象、理論性強，學生覺得難學，老師覺得難教，一直以來是高校體育院系理論課程教學的難點。近年來，隨著高校體育院系教學計劃的調整，運動生物力學的教學學時大為減少，教材內容趨向于簡化，教學時間的有限性和知識日益增長之間的矛盾更加突出。為培養符合未來教育需要的新型體育教育人才，迫切需要在高校體育院系教學中對運動生物力學教學進行系統改革，以克服課程內容陳舊、教學方法呆板、技能訓練不得力、學生能力甚差的狀況。如何改變運動生物力學教學這種困局，是值得所有高校體育院系運動生物力學教師思考的重要問題。本文對運動生物力學的教學改革進行探討，促進運動生物力學在高校的發展。
關鍵詞： 運動生物力學 教學改革 教學思考
1.精簡教學內容
運動生物力學內容廣泛，以胡耿丹老師主編的《運動生物力學》（2013年出版）為例，包括緒論在內共有6章，涉及的內容有人體運動生物力學基礎、運動器系的生物力學與損傷、運動生物力學測量、運動生物力學建模與仿真和人體基本動作技術的生物力學分析等，而學習的時間為一學期，包括實驗在內，總學時不超過30學時。在如此短的學時安排下，如果不對教學內容進行精簡，那么想必大部分教師不能在有限的時間內完成教學任務。因此，對運動生物力學教學內容的精簡已勢在必行。但如何精簡？從哪些方面進行精簡？這是大部分高校體育院系運動生物力學教師不得不認真考慮的現實問題。筆者認為，對有關力學原理與建模等方面內容應略講，而對人體基本動作技術的生物力學分析應予以詳授。總之，在有限的教學時間內，根據教學內容，把握教學的難點和重點，取舍合理，是有效、全面和系統進行運動生物力學教學的重要保證。
2.改革教學方法與手段
教學必須符合社會經濟和科學技術發展的水平和要求，必須符合學生的身心發展規律，必須緊跟時展的步伐。教學不僅是知識的傳遞過程，而且是知識創新的過程。學生學習的目的不僅僅是獲得知識，而是在于應用和創造。在運動生物力學的教學過程中，由于學生是學習的主體，教師在教學過程中應加強培養學生學習的主動性和自主性，培養學生獨立思考的能力，提高他們分析和解決問題的能力，進而提高學習效率。現行的運動生物力學教材中有關力學方面的內容較多，其中一些內容對體育院系的學生來說深奧難懂，且不夠系統。學生在學習過程中感到該課程枯燥乏味，學習效果不佳。因此，改進教學方法和手段，努力提高學生學習本門課程的興趣，是擺在高校運動生物力學教師面前的一個重要議題。由于運動生物力學內容的抽象性和難懂性，采用死記硬背的方法會使學習效果事倍功半。因此，把抽象的知識生動化，加強課堂上師生互動，不僅能提高學生的學習興趣，還能加深學生對所學知識的理解，使理論與實踐之間的聯系更緊密。所以，教師應在運動生物力學課堂教學中嘗試“快樂教學”、“合作式教學”和“興趣教學”等教學方法和手段，強化運動生物力學的課堂教學效果，促進教學相長。隨著現代科學的發展，越來越多的先進技術出現在教學過程中，如多媒體教學在現代教學中的普及是教學手段改進的重要標志。在運動生物力學的課堂教學過程中，教師可以用生動的動畫或視頻對學生難以理解的內容進行直觀化解說，這樣可以更好地突出重點、突破難點，使抽象的內容具體化、復雜的內容簡單化，使學生對知識點的掌握更加容易，使運動生物力學的教學效果更突出。
3.改革實驗教學
運動生物力學是一門實踐性很強的課程，按現有學時的安排，實驗課僅占整個總學時的五分之一，其實踐性體現在理論和實驗的不可分割上。盡管運動生物力學實驗課內容無統一的硬性規定，只需據教材內容并結合所在院系實驗室條件正常開設，但在儀器設備和硬件設施較齊全的體育院系，可開展有一定難度或較高級的實驗，而在條件和設備較落后的地區，應選取簡單可行的實驗項目開展實驗教學。具體來講，應結合所選運動生物力學教材的內容，重點考慮驗證性實驗，如人體一維重心測量和不同跑速時步長與步頻關系實驗等，并在實驗教學大綱上有所體現；專業性較強的院系，在儀器設備較齊全的情況下，可有條件地開展一些較高難度的實驗，實驗項目以設計性和綜合性實驗為主，激發學生對運動生物力學的學習興趣，培養學生獨立解決問題的能力；在實驗條件較難得到保證的院系，在自力更生的同時，可利用現有的網絡資源，與兄弟院校或本校的相關院系實行網上預約，實現儀器設備資源的共享，使實驗教學資源物盡其用。運動生物力學作為一門多學科交叉的課程，其概念不但多而且較為抽象，對于文化底子較為薄弱的體育專業學生來說，有點難度，如果處理不當，就使學生失去對本門課程的學習興趣。實驗教學有利于緩解長時間理論學習帶來的壓力，調節學習氣氛，使抽象的理論知識具體化，對發展學生分析和解決問題的能力有益。實驗教學是理論教學的升華，因為實踐是檢驗真理的唯一標準。
運動生物力學是一門實踐與理論緊密結合的課程，是體育專業學生重要的專業基礎課之一。學習運動生物力學知識，不但有利于學生形成全面的理論體系，而且能激發學生對人體力學與運動關系的有益探索，使理論與實踐結合得更加緊密，為更好地開展運動訓練打下扎實的理論基礎。本文從精簡教學內容、改革教學方法和手段、改革實驗教學內容這三方面對運動生物力學教學改革提出了看法，以期為提高運動生物力學教學質量，提高學生對本課程的學習興趣和培養學生的創新意識，提高學生分析問題、解決問題的能力，使運動生物力學能更好地為體育教學和運動訓練提供服務。
摘要：股骨轉子間骨折指股骨頸基底至小轉子水平之間的骨折，是骨科多發疾病，有20%的老年骨折為髖部骨折，其中近50%為轉子間骨折多數學者主張早期手術治療，以便早期活動，減少并發癥，降低死亡率。轉子間骨折的固定方式不斷發展，其治療的方法多種多樣，隨著人們對股骨轉子間骨折的局部生物力學研究不斷深入，在內固定的使用和選擇上有了相應的變化。本文參考相關文獻報道，綜合論述股骨轉子間骨折的生物力學及內固定有關進展。
關鍵詞：股骨轉子間；骨折；生物力學；內固定；研究進展
股骨轉子間骨折（IFF）又叫股骨粗隆間骨折，多發生于70歲以上人群，隨著社會人口老齡化，骨質疏松癥發病率日益增高，導致股骨轉子間骨折發病率呈上升趨勢。股骨骨折約占全身骨折3. 58%【1】，占髓部骨折45%，其中35%-40%屬不穩定骨折，需手術治療。近年來，隨著內固定技術的進步，多數學者均以手術療法治療股骨轉子間的骨折。臨床上主要采用外固定架手術與內固定兩種方法治療股骨轉子間骨折。內固定分為髓外內固定及髓內內固定【2】。髓外內固定器械主要包括解剖鋼板、DHS、DCS；髓腔內固定器械主要包括Gamma釘、PFN、PFNA、聯合拉力髓內釘（INTERTAN）。每種固定方法各有優缺點，對于髓外固定及髓內固定，孰劣孰優，及其適應癥，長期存在爭議，本文近期參考相關文獻報道，綜合論述股骨轉子間骨折的生物力學及內固定有關進展。
股骨轉子間骨折髓外固定
20世紀90年代，Gotfried[2]從骨折微創治療的理念出發，研制出一種治療股骨轉子間骨折的新型內固定釘板系統，可認為是微創經皮鋼板固定術（MIPPO）結合DHS方法的改進。Yang等[3]認為PCCP具有手術切口較傳統手術小、創傷出血少、手術操作簡單、耗費時間短、術后患者能夠早期下地活動等特點。其主要適應證為穩定性骨折、無移位或移位容易復位的骨折，而對于患有骨質疏松癥的老年患者累及大小轉子和轉子外側骨皮質的粉碎性骨折、逆粗隆間粉碎性骨折，則不宜應用。
股骨轉子間骨折髓外固定的主要缺點
DHS固定后機械失敗的最常見模式是股骨頭的逐漸內翻塌陷，伴隨螺釘向近側移位并最終切割出股骨頭[4]。手術中將主釘安放于股骨頭頸中恰當的位置上有助于防止發生這種并發癥[5]。骨折導致的不穩定是非常復雜的問題[6-7]。目前日漸增加的髓內釘系統使用量反映了對這類骨折的治療選擇更加恰當的內固定材料的需求。但操作技術的不良也可能是造成DHS固定后高失敗率的部分原因。一些研究發現以DHS固定不穩定型轉子間骨折后其失敗率能低至4%，這反過來可能提示一些醫院（醫師）在手術操作中嚴格遵循了恰當的技術規范。
股骨轉子間骨折髓內釘固定系統
PFN內固定法既承襲了Gamma釘的特點，其力臂更短、彎矩更小，具備滑動加壓等優點，其新增加的防旋轉螺釘還能起到防旋轉、抗壓力等作用。但對于股骨頸短、細的患者，可能出現近端2枚螺釘置入困難，以及股骨頸內的螺釘鉆孔直徑較大，骨量丟失多等缺點。臨床上也有資料報道，PFN對于不穩定性股骨轉子間骨折的髖部解剖學關系的保留要明顯優于DHS。PFNA是在PFN的基礎上最新改良的股骨近端髓內釘。它將PFN中打入股骨頸2枚螺釘變成1枚螺旋刀片，使手術時間大大縮短，其抗旋轉與支撐效果更佳，從而在一定程度上加速骨折愈合。該方法屬于微創手術固定法，適合各類型粗隆間（包括粗隆下）骨折患者，尤其適用于骨質疏松老年人不穩定股骨轉子間骨折。
股骨轉子間骨折髓內固定的主要缺點
第一代伽瑪釘為非解剖型設計，其近段外翻角達10°。新一代的髓內釘系統（股骨轉子部伽瑪釘-TGN，髖部髓內釘系統-IMHS，股骨近段髓內釘-PFN，等）已經較好地解決了上述早期設計上的缺陷。這些新型髓內釘減小了外翻角度，配合術中選擇恰當直徑的髓內釘、充分擴髓、以及對操作技術的充分掌握，能顯著降低術后繼發性股骨骨折的發生率。這得到最近發表的文獻資料的證實。在此情況下仍然出現的繼發性骨折多數源于術者的操作不當。Lenich等的研究證實了第三代髓內釘系統相對于第二代髓內釘的優越性。而目前尚未發現不同的第三代髓內釘系統之間存在明顯的差異。
髓內固定是否肯定比髓外固定更優越
總體而言，髓內釘較DHS能為不穩定型骨折提供更牢固可靠的固定，可有效對抗內翻應力防止內翻畸形的發生。但是，Parker和Handoll對所有比較髓內和髓外固定的文獻進行薈萃分析的結果并不支持髓內釘具有上述理論優勢。他們發現總共3500例病例在采用兩種固定方式治療時，其相應的死亡率、骨不連發生率、感染率、內固定物切出率、失血量、手術時間以及術中透視時間均無顯著性差異。以伽瑪釘這種最具代表性的髓內釘為例，其手術操作時間、術后繼發性內固定物遠端骨折、技術難度以及再手術率均明顯高于DHS。因此，該薈萃分析的作者認為：DHS在治療轉子間骨折上比髓內釘系統更好。這種矛盾的原因在哪里呢，可能是很多文獻資料在比較DHS與髓內釘系統時并未考慮到骨折的穩定性情況。因為轉子間骨折存在不同程度的不穩定性，而這對于療效而言是極為重要的影響因素，因此很難對這些文獻的結果進行有效的評估。
股骨轉子間骨折穩定性研究的新焦點：股骨大轉子外側壁的生物力學作用
一項包括1039例病例的研究對所有患者均采用DHS進行固定，結果發現導致所有固定失敗的機理是一致的，即：骨折遠斷端相對于近斷端的無法控制的內移。在那些最終順利愈合的病例中，盡管通常都存在遠斷端一定程度的內移現象，但其移位程度往往極小。骨折遠斷端的前外側部分，即相當于股骨大轉子外側部分在骨折復位后與近斷端相接觸，能有效阻止遠斷端的內移。但在橫形骨折中大轉子外側壁已經骨折，以及為了安放DHS的主釘而于外側壁鉆孔時可能會造成大轉子外側壁的醫源性骨折。在這種情況下，不完整的大轉子外側壁失去了其正常的支撐功能，從而容易出現術后骨折遠斷端內移并最終導致骨折復位固定的失敗。
從新角度重新認識不穩定型轉子間骨折及其內固定方法
除DHS之外，還有一些髓外內固定器材可用于A3型骨折的固定。Medoff鋼板允許實現軸向加壓而減小骨折斷端受到的剪力。此外，也可使用附加轉子外側支撐裝置從而替代缺失的大轉子外側壁的DHS對其進行復位后的固定。在A3型骨折不應使用DHS進行固定。但是從現有的文獻看，尚無有說服力的循證醫學證據說明對A3型骨折，髓內固定比髓外固定更具優勢。根據影像表現如果骨折遠段近端剩余大轉子外側壁的骨質較薄弱或者存在低位（但并不是橫型）的骨折線時，可在術前就將這類骨折確定為潛在不穩定性者。術中操作時很容易造成這類骨折的外側壁發生醫源性骨折，主要原因在于鉆孔時使用的鉆頭直徑過大，或者是術中選擇的DHS鋼板的頸干角與股骨本身的頸干角差異過大。按AO-OTA分型，A1、A2.1型骨折與A2.2、A2.3型骨折之間在大轉子外側壁骨折的發生率上存在顯著差異（3% 對31%）。外側壁骨折的存在會導致再手術的相對風險增加8倍。也有很多大轉子外側壁不完整的不穩定型骨折最終能夠愈合，在其主要表現是愈合延遲以及術后恢復期間明顯疼痛，并伴有患肢短縮及跛行。這類較差的療效主要源于無法控制的股骨近段骨折斷端骨質的塌陷和變形，在X光檢查可明確這種演變。
失去大轉子的阻擋作用，遠斷端內移，內固定失效
髓內固定治療不穩定型轉子間骨折的優勢
髓內釘能通過有效對抗導致不穩定性骨折變形的力量而保持股骨近端的解剖結構。相關的前瞻性隨機對照研究證實髓內釘能更有效地保持骨折復位后的位置。Pajarinen等發現，以DHS治療AO-OTA的A2型骨折時，股骨頸干角減少程度、股骨頸縮短程度、以及髖關節偏心距減小程度等幾個方面均明顯大于以髓內釘固定。Hardy等也發現使用DHS時主釘的滑動及下肢短縮程度明顯增加，在不穩定性骨折中表現更為明顯。當患者以髓內釘固定術后運動能力更好可能至少部分源于髓內釘能更好地保留下肢長度以及正常的髖關節功能。Hardy等在一項對比研究中發現髓內固定術后第1月和第3月時運動功能明顯優于DHS，但在術后第6月和12月時則無顯著差別。但如果僅僅針對不穩定型骨折時，則在術后所有時間點上的檢測結果均存在明顯差別。
髓內釘主釘近端阻擋作用，遠斷端不能內移
總結
對于股骨轉子間骨折時大轉子的完整對骨折后的穩定性的影響的研究的深入，為人們研究轉子間骨折的分型，內固定方式的選擇，預后均會產生巨大影響，骨折塊的數量對于判斷骨折的穩定性非常重要，但更重要的應該是骨折粉碎所累及區域，尤其是否影響大轉子外側壁完整。
轉子間骨折的治療主要目的是讓患者早期恢復活動，盡快恢復傷前的功能狀態，減少并發癥。選擇不同的內固定方法，除依據醫生操作技術的熟練程度外，更重要的是需從股骨轉子間骨折的類型、骨折復位后穩定程度、骨質疏松嚴重程度及年齡等方面綜合分析。DHS仍然是治療穩定性股骨轉子間骨折（A1型）的有效器材之一。而髓內釘則更適用于極不穩定的A3型骨折。而對于A2型骨折，在選擇固定方式的時候應該充分考慮到每一例骨折是否存在容易導致DHS固定后失敗的特點。一般而言，嚴重的粉碎性骨折或外側壁存留部分較少時，以DHS固定后容易出現失敗。
人們的臨床經驗顯示髓內固定較之髓外固定，在治療A3股骨轉子間骨折具有優勢，但是從現有的文獻看，尚無有說服力的循證醫學證據。這仍是進一步研究股骨轉子間骨折的一個方向。并有報道稱，對于高齡骨質疏松嚴重的轉子間骨折，采用人工關節置換術可有效、迅速恢復髖關節功能，減少并發癥的發生。但較之復位、內固定治療，是否具有優勢，也將是研究的熱點。
摘要：目的：探討分析垂直不穩定性骨盆骨折內固定的生物力學及骨盆的穩定性。方法：通過回顧性分析研究各種內固定方法對骨盆骨折固定的生物力學的特點，進而總結不同固定方法治療垂直不穩定性骨盆骨折的穩定性及力學特點。結果：不同的固定方法對骨盆的穩定性及生物力學的大小都不同。結論：對于垂直不穩定性骨盆骨折行內固定術時，同時對骨盆前后柱進行固定的效果在骨盆穩定性和所能承受的生物力學上最大。
關健詞：垂直不穩定骨盆骨折；內固定；生物力學；
近些年來，隨著交通運輸業及建筑業的快速發展，車禍外傷和墜跌傷的發病率也逐漸提高，由此而導致的骨盆骨折也越來越多。骨盆骨折在骨科臨床中屬于比較危重的一種骨折，如果處理不當經常會導致病人的大出血而危及生命。有學者做過調查研究發現，骨盆骨折的病人的死亡率大約為10% 左右，因此對于這種骨折的病人在早期一定要注意對生命體征的監測及時采取治療措施。通常情況下
對于骨盆骨折的治療主要為保守治療和手術治療。早期由于醫療發展水平的限制以及手術條件和無菌條件較差導致不穩定型骨盆骨折的手術切開復位內固定治療技術發展受到限制。對于骨盆骨折多采用保守治療，如骨盆牽引法、骨盆懸吊法、骨盆石膏固定等方法； 這些方法的治療效果不甚理想，并發癥較多、對病人的致殘率比較高， 大約為50%-60%左右。80年代中后期，由于醫療水平的提高、內固定物材料的不斷改進，國外開始大量對垂直不穩定性骨盆骨折進行切開復位內固定手術治療，術后療效滿意，極大地降低了并發癥及致殘率。外國學者Latenser研究證明，對于不穩定型骨盆骨折行手術治療的療效明顯好于保守治療[1]。因此，研究垂直不穩定性骨盆骨折內固定的生物力學對于臨床手術治療具有重要價值。
1 固定方法
目前， 國外對于骨盆后柱骨折的內固定方法主要為：選用骶骨棒將骨盆兩側固定；同時用鋼板固定骶髂關節；使用張力鋼板、松質骨螺釘固定骼骨至骶骨。骨盆前柱骨折的手術固定方法通常為普通鋼板固定恥骨聯合或恥骨支，或者根據骨折情況選用長螺釘固定恥骨支的方法[2]。骨盆后柱是承受人體重力及傳導力量的路徑，因此骨盆骨折一定會造成后柱的骨折。許多國外學者對骨盆后柱骨折的手術固定方式進行了大量研究，最后卻得出了兩種截然不同的觀點觀點進行總結分析。其中一部分學者經過研究認為各種內固定方法對骨盆后柱骨折在生物力學上沒有差異； 另一部分學者認為固定方法的不同，在生物力學上差異明顯。現對兩種觀點進行總結分析。
2 不同固定方法的比較
Simonian[3]等學者認為各種內固定方法對骨盆后柱骨折在生物力學上沒有差異，他們通過對骨盆后柱骨折采用單根螺釘、雙根螺釘、單根螺釘聯合張力鋼板、雙根螺釘聯合張力鋼板和后路兩根骶骨棒等5種方法進行手術固定， 然后對各種固定方法生物力學進行實驗研究，實驗結果表明其在穩定性及生物力學方面沒有差異。分析原因有以下幾種可能：測量骨盆穩定性的方法不對，測量儀器沒有按照準確的位置進行測量，從而影響結果的準確性；上述各種固定方法沒有對骨盆進行解剖復位，從而影響了骨盆的穩定性，導致測量結果不準；美國學者Shaw也做過這方面的研究，實驗結果證實了這一觀點。Shaw[4] 通過采用不同的內固定方法對骨盆后柱骨折進行固定， 然后研究其生物力學及穩定性，最后結果證明骨盆的穩定性和復位的好壞呈正相關性。Simonian等人還通過對新鮮尸體骨盆采用兩種不同方法固定骶髂關節，檢測其生物學力量，研究證實兩種固定方法在對骶髂關節的穩定性方面無差異。但是，Simpson等人通過采用不同的固定方法固定骶髂關節，研究結果表明：骶髂關節的穩定性和骨盆的解剖形狀、復位的好壞以及固定的方法有重要的關系。Simonian[5]等人對骨盆前柱骨折也采用了不同的內固定方法進行實驗研究， 研究結果表明其生物力學沒有差異。
3 討論
在骨盆前后柱都發生骨折的情況下，是否需要將前后柱都進行內固定， 對于這一問題，目前還存在比較大的爭議。國外學者Comstock等人對此進行了實驗研究，實驗結果表明：對于同時發生恥骨聯合及一側骶髂關節分離的骨盆骨折， 對恥骨聯合分離不作處理， 而通過對骶髂關節分別采用骶骨棒、前路鋼板和骶髂螺釘分別進行固定處理， 檢測其力學強度能夠達到正常完整骨盆力量的70%-85%；而當選用螺釘聯合骶骨棒進行固定時， 其力學強度可達到正常的90 %左右。因此，Comstock[6]等人認為，在骨盆前后柱都發生骨折的情況下，只需要對骨盆后柱進行固定，無需對前柱進行處理。但是，大多數學者持相反的觀點，認為必須要對前柱和后柱都同時進行固定從而增加骨盆的整體穩定，也符合生物力學。
對于垂直不穩定性骨盆骨折的手術治療及固定方式，大多數學者的意見和觀點是比較接近的。普遍認識到對垂直不穩定骨盆骨折如果僅僅只是對骨盆前柱進行固定，那么在生物力學上不能達到要求、骨盆的穩定性也較差；如果同時對后柱也進行固定處理，那么其在生物力學上就能達到完整骨盆的所承載的力量。在臨床中，應當根據具體的骨折情況選擇合適的固定方法進行治療。
[摘要] 目的 建立細絲弓舌側內收上頜前牙的三維有限元模型，研究不同后傾曲力矩對上頜前牙牙周膜靜水壓以及初始位移的影響。方法 采用CT掃描法建立包含全牙列頭顱的三維幾何模型，用Solidworks軟件生成舌側托槽和弓絲的三維幾何模型，組裝并生成細絲弓舌側內收上頜前牙的三維有限元模型。在三維有限元計算軟件ANSYS中計算當頜間牽引力為0.556 N，后傾曲力矩分別為15、30、45、60、75 Nmm時上頜前牙的初始位移以及牙周膜靜水壓。結果 上頜中切牙、側切牙以及尖牙的唇舌側根尖和頸緣共產生4個應力集中區，并產生遠中方向的旋轉初始位移和相對壓入移動；上頜尖牙牙周膜的靜水壓應力和初始位移均顯著大于中切牙和側切牙；隨著后傾曲力矩的增加，上頜中切牙、側切牙和尖牙垂直向的初始壓入位移和牙周膜靜水壓應力均逐漸增加。結論 采用細絲弓技術舌側內收上頜前牙的力系是安全可控的，通過改變弓絲后傾曲力矩的值可以有效控制牙齒移動的方式和移動量。
[關鍵詞] 細絲弓技術； 舌側矯治力系； 三維有限元模型； 生物力學
隨著人們對于正畸矯治過程美觀要求的提高，舌側矯治日益成為成人矯治的重要選擇。在舌側矯治過程中，由于舌側面的牙弓長度顯著小于唇側長度，因此相同大小的外力作用于舌側矯治系統所產生的牙齒應力應變顯著大于唇側矯治系統[1-3]。
在唇側固定矯治技術中，以Tip-Edge為代表的細絲弓矯治技術通過早期不粘接前磨牙托槽等方式增加托槽間距，從而降低牙周膜的應力應變；同時，單翼托槽的設計使得牙齒移動過程中成角阻力減小，有效提高了牙齒移動的效率[4]。可以設想，將唇側細絲弓技術的力學系統應用于舌側矯治系統是否可以得到與傳統舌側矯治不同的生物力學效應，以減小牙齒的應力以及提高牙齒移動效率呢？本研究建立細絲弓技術舌側內收上頜前牙的三維有限元模型，探討該模型下的生物力學效應。
1 材料和方法
1.1 細絲弓技術舌側內收上頜前牙的三維有限元模型的建立
選取牙列完整、牙齒外形無明顯磨耗的個別正常頭顱1個，應用64排Light Speed VCT（GE 公司，美國）進行連續掃描。掃描間距為0.5 mm（兩層之間重疊0.2 mm），共得到784張二維圖像。將上述CT二維圖像導入Mimics軟件中，通過組織灰度值的不同分別提取上頜骨及牙列的三維信息，運用偏移命令使得上頜牙齒往外均勻擴展0.25 mm獲得牙周膜的前體模型。將上述模型輸出到逆向工程軟件Geoma-gic中去除噪點，對頜骨和牙齒的表面進行優化。
將上述3D模型導入到CAD軟件Solidworks中建立舌側托槽和弓絲模型（圖1）；托槽的規格參照STB托槽（Ormco公司，美國），弓絲為0.406 4 mm的不銹鋼圓絲，使得弓絲的形狀與上頜牙列舌側外形相匹配。調整模型，定義坐標系：原點定義為咬合平面上中間對稱軸與兩個第一磨牙連線的交點，左右方向為X軸方向，前后方向為Y軸方向，垂直方向為Z軸方向。
1.2 邊界約束條件的定義
將模型導入到有限元軟件ANSYS Workbench，用Solid189四面體單元進行網格劃分。牙齒―托槽、牙齒―牙周膜、牙槽骨―牙周膜、皮質骨―松質骨之間用bonded連接；托槽―弓絲采用No separation連接，允許其發生小量切向位移，限制其法向位移；頰面管―弓絲采用Cylindral Joint連接，允許頰面管有軸向平移及旋轉，限制并約束其他4個自由度。
1.3 材料屬性與載荷設置
模型中的各種材料屬性均定義為均質性、各向同性的線彈性材料。材料變形為小變形。材料的彈性模量與泊松比如表1所示[5-6]。工況設計：Ⅱ類牽引力作用于上頜尖牙托槽近中弓絲上，牽引力方向斜向后下、大小0.556 N。不銹鋼圓絲后傾曲作用于上頜第一磨牙頰面管近中2 mm，分別計算當后傾曲扭矩為15、30、45、60、75 Nmm時上頜中切牙、側切牙、尖牙的初始位移以及牙周膜靜水壓分布。
2 結果
2.1 舌側細絲弓力系下上頜前牙牙周膜靜水壓分布
在舌側細絲弓力系作用下，上頜中切牙、側切牙以及尖牙的頰側根尖和舌側頸緣出現壓應力集中區，而舌側根尖和頰側頸緣則出現張應力集中區（圖2）。在15 Nmm后傾曲力矩和0.556 N Ⅱ類牽引力的協同作用下，上述4個應力集中區的靜水壓均顯著小于毛細血管壓。
當磨牙后傾曲力矩從15 Nmm增加至75 Nmm時，上頜中切牙頸緣牙周膜靜水壓逐漸從-3.748 kPa增加至-5.692 kPa，根尖牙周膜靜水壓逐漸從-3.724 kPa增加至-6.400 kPa，仍顯著小于毛細血管壓（16 kPa）[7-8]。上頜側切牙牙周膜靜水壓應力分布及變化趨勢與中切牙一致。對上頜尖牙而言，在15 Nmm力矩作用下，根尖牙周膜靜水壓應力為-10.982 kPa；當后傾曲力矩為30 Nmm時，根尖牙周膜的靜水壓應力為-21.209 kPa，大于毛細血管壓；當力矩增加至75 Nmm時，根尖牙周膜的靜水壓應力最高可達-54.832 kPa（表2）。
2.2 舌側細絲弓力系作用下上頜前牙初始位移
在0.556 NⅡ類牽引和15 Nmm力矩后傾曲的協同作用下，上頜中切牙Y軸方向上切緣出現遠中方向初始位移，而根尖則出現唇向位移，即上頜中切牙產生遠中傾斜移動；Z軸方向上上頜中切牙切緣產生伸長初始位移，根尖產生壓入初始位移。隨著后傾曲所產生力矩的增加，在Y軸方向上，切緣遠中方向初始位移逐漸減小，根尖唇向初始位移逐漸增加；Z軸方向上，上頜中切牙切緣以及根尖的壓入初始位移都隨著磨牙后傾曲力矩的增加而逐漸增加（圖3左）。上頜側切牙與尖牙的初始位移移動趨勢基本與上頜中切牙一致。與上頜中切牙不同的是，即便在后傾曲力矩為15 Nmm作用下，上頜尖牙的切緣和根尖也均出現壓入移動（圖3中、右）。
3 討論
自20世紀70年代美國的Kurz醫生和日本的Fujita醫生分別發明舌側矯治系統以來，舌側矯治因其美觀方面的巨大優勢受到越來越多的患者的青睞[9]。舌側矯治器發展的初衷是由于患者對于治療過程中的美觀及隱私要求，以及避免牙齒表面由于正畸所導致的脫礦問題。在后續應用過程中，臨床正畸醫生逐漸發現舌側矯治技術和唇側矯治技術具有完全不同的生物力學效應。有學者[9-10]建立舌側矯治技術數學模型以進行理論受力分析，分別對不同唇傾度的上頜前牙托槽施加垂直向的壓入力，分析該力對唇、舌側矯治力系上頜前牙移動趨勢的影響，結果發現：較唇側矯治系統而言，舌側矯治系統上頜前牙在受力時更容易產生舌向傾斜移動；同時還發現，在舌側矯治力系統中的載荷撓曲率更高，獲得理想的輕力更為困難。Liang等[3]建立上頜骨及上頜切牙的三維有限元模型，分析頰舌側施加力和力矩時牙齒的初始位移以及牙周膜應力應變分布的區別，同樣發現舌側矯治力系較唇側矯治力系更容易使上前牙發生舌向傾斜移動。此外，由于舌側空間較為狹小，較小的托槽間距使得弓絲難以入槽以及入槽后牙齒受力過大，從而影響牙周組織健康以及限制了牙齒的快速移動。在唇側的Tip-Edge矯治力系中，通過使用高彈性低尺寸的不銹鋼圓絲可以有效減低載荷撓曲率以及托槽和弓絲間的摩擦力，而且由于前磨牙常規不粘接托槽，所以進一步降低了載荷撓曲率從而達到牙齒快速移動的生物力學效果。為了探索在舌側矯治力系中是否可以采用類似于唇側的細絲輕力矯治技術，以減小載荷撓曲率，同時獲得快速有效的牙齒移動，本研究建立了細絲弓技術舌側內收上頜前牙的三維有限元模型對這一問題進行生物力學層面的初步探討。
在唇側矯治系統中，主流矯治力系分為直絲弓矯治力系和細絲弓矯治力系。直絲弓矯治力系強調牙齒的整體移動，通常設計的托槽間距較小，臨床力值較大；而細絲弓矯治力系強調牙齒的傾斜移動，通過序列粘接托槽以及選擇單翼托槽的方式增加托槽間距而降低正畸矯治力，通過0.556 N的頜間牽引力就足以使牙齒產生快速移動。目前關于舌側的細絲矯治系統研究尚少，盡管從理論上推理在舌側運用細絲矯治力系是可行的，但在進入臨床應用之前仍有必要進行系統的生物力學分析。
三維有限元法自20世紀70年代被運用于口腔領域，目前對正畸牙移動的三維有限元生物力學研究已經不再局限于單個牙的移動，越來越多的學者開始嘗試建立復雜的正畸矯治力系三維有限元模型從系統的觀點對整個矯治力系進行全方位的研究。三維有限元法是研究正畸牙移動的重要方法，將分析的連續實體離散成有限個單元，以各單元的結合體代替原連續體，并逐個研究每個單元的力學性質，建立單元的剛度方程，然后根據給定的載荷條件將其組集成總體剛度的方程，按照給定的邊界位移條件求解總體方程組，得到單元所有節點的位移，并據此計算單元的內力和應力。由此可見，有限元法對各種幾何形態、材料性質以及復雜的支持條件和加載方式都能進行分析，并且保證了模型的可重復性[11-12]。運用三維有限元方法，可以系統研究正畸力作用下每個牙齒的初始位移，牙根、牙槽骨的應力和應變，從而分析牙齒移動趨勢以及牙根和牙槽骨發生吸收的可能性[13-15]。
理想的正畸矯治力系應該可以有效且快速地移動牙齒，牙齒的移動方式可控而不伴有嚴重的組織損傷，這就是最適力的概念[16]。Melsen[17]發現，相同的外力作用于不同的矯治力系統，產生的牙周膜應力―應變是不同的，因此臨床正畸醫生找出外力與牙周膜應力―應變反應間的關系至關重要。三維有限元法作為一種經典的數值仿真分析法為這一問題的解決提供了穩定可靠的研究方法。
靜水應力是一個分析正畸牙移動的重要指標。靜水應力的正負表示牙周膜受拉還是受壓的應力狀態。牙周膜內靜水應力的多少通常用于衡量對牙根吸收的影響。Rygh[8]認為，當牙周膜靜水壓大于牙周膜毛細血管壓（16 kPa）時，牙周膜內的毛細血管會發生崩塌導致局部牙周組織壞死，這時巨噬細胞及其產生的破骨因子聚集使牙根發生吸收。本研究結果表明，在舌側細絲弓力系作用下，上頜中切牙和側切牙的牙周膜靜水壓始終小于毛細血管壓，根據Rygh的牙根吸收原理推測，該力系作用下牙齒不易發生牙根吸收。隨著后傾曲力矩的增加，上頜尖牙的牙周膜靜水壓可能超過毛細血管壓，這可能與尖牙更靠近后傾曲因此承受更多的后傾曲所產生的應力―應變有關。
牙齒的初始位移是衡量力系統作用下牙齒移動趨勢的重要指標，代表加力瞬間各個牙齒移動的方向及移動量[18]。本研究結果顯示，上頜尖牙的初始位移明顯大于上頜中切牙和側切牙，這可能與上頜尖牙距離Ⅱ類牽引力的作用點以及后傾曲較近有關。
內收過程中上頜前牙的垂直向控制是臨床矯治設計考慮的重點。在垂直方向上，上頜尖牙可獲得Z軸方向壓入的初始位移，而上頜中切牙和側切牙則出現Z軸方向伸長的初始位移；隨著后傾曲力矩的增加，中切牙、側切牙以及尖牙垂直方向壓入的初始位移逐漸增加。由于本文是研究受力瞬間牙齒的初始位移，加力瞬間初始位移并不能反應牙齒在一個加力周期的總移動量，因此有必要在后續研究中運用骨重建理論建立更為復雜的動態三維有限元模型進行分析。
在Y軸方向上，上頜尖牙遠中初始位移顯著大于中切牙和側切牙。在Ⅱ類牽引力不變的情況下，隨著后傾曲力矩的增加上頜尖牙的遠中初始位移逐漸增加；由此可以推斷，后傾曲通過弓絲―托槽力系統對尖牙產生了向后上方向的力，而非單純的壓低力。
綜上所述，本研究通過建立細絲弓技術舌側內收上頜前牙的三維有限元模型，系統性研究了后傾曲對舌側細絲弓系統的生物力學效應的影響。盡管正畸牙移動是一個周期性的動態骨重建過程，本研究仍通過分析加力瞬間牙齒初始位移和牙周膜應力分布對該力系作用下牙齒的移動趨勢和移動的安全性進行了全面地評估，從而為該技術的臨床應用提供了可靠的生物力學依據。
摘 要：為揭示不同高度腳背正面射門的生物力學機制。招募12名受試者對地面球、1/2膝關節高、膝關節高3種位置進行腳背正面射門和空踢各10次。利用2臺JVC9800攝像機、國產JP6060多維測力平臺進行運動學及動力學同步測量。結果顯示：地面球、1/2膝關節及全膝關節3種高度射門，球速、足速經多因素方差分析均有顯著差異，其中地面球球速最快、1/2膝關節高度次之、膝關節高最小；實驗組受試者擺動腿大腿前擺與后擺、小腿后擺等各運動學指標在不同高度位置射門間無顯著性差異，而小腿前擺運動學數據在不同高度射門間存在顯著性差異；支撐腿與球垂直距離跟各高度射門的球速、擺動腿足速度、觸球即刻膝角、小腿前擺角速度、小腿前擺幅度、小腿前擺時間呈顯著相關，而3種高度位置的射門球速與支撐腿著地所受地面反作用力不存在線性關系。結果說明：腳背正面射門擊球點高度越低球速越快，故腳背正面射門想要獲取更快球速就應該在球高度處于較低位置時將球踢出；通過控制支撐腿與球垂直距離可以控制腳背正面射門的球速、球路、動作時間；支撐腿受到的地面反作用力與踢出球的球速無關，故支撐腿在踢球過程中的主要作用是固定支撐、維持平衡，從而使擺動腿發力更加充分。
關 鍵 詞：運動生物力學；腳背正面射門；不同高度；射門；球速；支撐腿
射門在足球比賽中是最直接的得分手段。射門能否取得成功，主要取決于射門球速、射門角度、射門時機等要素。球速較快的球，往往給守門員造成較大威脅。據人體解剖結構特征，腳背正面踢球時擺幅相對較大，加之其擺速快且與球接觸面相對較大，因而踢球時力量大、球速快、準確性高。Isokawa等[1]研究顯示，技術熟練的的足球運動員腳背正面踢球，球速可達17～28 m/s。實際比賽中，腳背正面射門使用頻率相當高，且射門形式多樣，如定位球、正面凌空抽擊、側身凌空擺擊、反彈球、倒鉤等。
國內外有關腳背正面踢球的生物力學文獻不多，從查閱到的少數文獻中，以運動學分析者居多。劉力生[2]研究發現：腳背正面踢球時，足的速度與球速高度相關（r=0.872），擺動腿的擺動遵循關節活動的順序性原則。許樹淵[3]認為，以人體踢球動作的下肢動力鏈視之，大腿的用力與大幅擺動均能倍增下肢末端即足的重心速度，使踢球時動量增加，球速提升。黃壽軍[4]從事多年足球教學經歷，在實踐中發現：支撐腿過前，擊球點在球的后上方，會經常出現“卡殼”或踢出去球無力現象；支撐腿過后，擊球點易擊在球的后下部，踢出的球偏高，多沿橫軸回旋，出球力量小；支撐點與球的中心點在同一水平線上，則左右距離過大或過小，擊球點不穩定，出球多呈內、外旋，這些屬于教學經驗，未能獲得實驗數據佐證。Asami等[5]發現：地面反作用力峰值與球速表現無明顯關系。Kell等[6]研究了不同角度助跑對支撐腿膝關節生物力學的影響時發現：地面垂直反作用力不受助跑角度影響。本研究借助運動學和動力學同步測試方法對不同高度腳背正面踢球的球速及準確度進行探討，為足球運動員在比賽、訓練環境下，如何運用合理技術提供參考。
1 研究對象與方法
1.1 研究對象
選擇西南大學足球隊12名男生，為受試者，身高（175.22±1.36） cm、體重（65.37±2.35） kg、年齡（21.32±1.03）歲、運動等級均為國家2級、訓練年限均在8年以上且從未中斷。
1.2 研究方法
1）運動學研究。
2臺JVC9800攝像機，拍攝頻率為100幀/s。A機、B機及三維測力臺中心3點近似構成等邊三角形，邊長約為5 m，兩機高約0.75 m。對受試者從助跑到腳擊球的整個過程進行拍攝。采用北京體育大學研發的視訊圖像解析系統對運動圖像進行插幀處理使拍攝頻率達到200幀/s，后再進一步對圖像解析以獲取相關運動學參數。
2）動力學測試。
國產JP6060多維測力平臺用于監測受試者踢球過程中踏在測力臺的支撐腿對地面的三維力變化情況。測力臺采用埋入式安裝，其表面與地面基本保持在同一水平面上，數據采樣頻率為800 Hz。同步裝置是由連接多維測力平臺的觸發模塊的無線同步器和發光的二極管組成。主試者觸發同步遙控器，多維測力臺啟動采集數據，二極管發光使攝像機與多維測力臺同步。
3）時相階段劃分。
（1）技術動作定義。
地面球射門：以直線助跑方式（助跑路線與球門中心線夾角
1/2膝關節高度射門：以直線助跑方式，正面踢尚未落地、在1/2膝關節左右高度球的射門動作。
膝關節高度射門：以直線助跑方式，正面踢尚未落地，在膝關節左右高度球的射門動作。
空踢動作與有球射門動作要求一致，空踢完整動作以支撐腿踏上測力平臺后，踢球腳足尖離地瞬刻為始，足尖與標志桿平行為終。
（2）角定義。
髖關節角：為髖、膝關節中心連線與軀干中點及髖關節中心點連線之間的夾角。膝關節角：為膝、踝關節中心連線與人體垂直軸之間的夾角。踝關節角：為踝關節中心與跖趾關節連線與水平軸之間夾角。腳背夾角：為腳背正面與地面間的夾角（見圖1）。
圖1 髖角、膝角、踝角、腳背夾角示意圖
（3）球門分區。
將球門上半部分為A區，下半部分為B區用以記錄受試者射出的球落在球門內的具體位置。
（4）時相劃分。
踢球的一般過程包括助跑、支撐、擺腿、腳擊球，隨前動作。本研究主要探討支撐腿踏上測力臺瞬刻至擺動腿將球踢出瞬刻這一過程。據研究需要將這一過程分為3個階段。第1階段：從支撐腿踏上測力平臺后，踢球腳足尖離地瞬刻至最大髖關節伸展角度瞬刻止；第2階段：小腿向上擺動期，即踢球腳髖關節從最大伸展角瞬刻至膝關節屈角最小瞬刻；第3階段：前擺期，即從膝關節處于屈角最小瞬刻至腳背正面觸球即刻止（見圖2）。
圖2 踢球時相劃分示意圖
（5）垂直距離界定。
垂直距離是指由球或標志物中心投影（A）向支撐腿足部中心（B）與第3趾骨連接線段的延長線引垂線，足部中心（B）與垂足（C）的距離（見圖3）。
圖3 支撐腳與球垂直距離示意圖
4）測試數據的可靠性分析。
將入選的受試者的腳背正面射門動作所獲3次有效數據進行重復性檢驗，采用相關系數及變異度進行評價，其相關系數均大于0.74，變異系數在5%以內，且均達到顯著水平。因此可以認為用于分析腳背正面射門的各項參數均具有較高的可信度。
1.3 實驗程序
采用自身對照方法，讓12名受試者先完成“有球腳背正面踢”，本研究稱之“實驗組”，然后再讓12名受試者完成“無球空踢”，本研究稱之“對照組”。
（1）實驗組。
2.2 動力學測試結果
不同高度腳背正面射門動力學參數測試結果見表4。表4顯示：
1）實驗組、對照組腳背正面射門不同高度間前后、左右方向最大地面反作用力、垂直方向觸球瞬間地面反作用力差異無顯著性（P>0.05）。實驗組與對照組間差異亦無顯著性（P>0.05）。
2）實驗組、對照組前后方向觸球瞬間地面反作用力，腳背正面踢地面球時最大、1/2膝關節高度次之、膝關節高度再次（P0.05）。
3）實驗組、對照組垂直方向最大地面反作用力方面，踢1/2膝關節高度、膝關節高度觸球瞬間地面反作用力差異無顯著性（P>0.05），踢地面球的觸球瞬間地面反作用力明顯小于踢1/2膝關節高度、膝關節高度觸球瞬間地面反作用力（P0.05）。
4）實驗組、對照組任何高度位置射門的球速與支撐腳著地所受地面反作用力不存在線性相關關系。
3 討論
3.1 運動學特征
1）不同高度射門，球速均大于足的速度。球離足速度與足速度比值代表碰撞效率，比值大于1，即是一個效果良好的踢球[7-8]。本實驗踢球效果良好。
2）實驗組射門球速、足速度，地面球最快、1/2膝關節高度次之、全膝關節高度再次。該現象顯示隨著踢球位置高度的增高，足速度和球速度出現的遞減趨勢。說明腳背正面射門擊球點高度越低球速越快。根據Plagenhoef等[9]對足球碰撞理論在足球運動的研究可知，足速度與球速度呈現正相關關系。可以推論，本研究中隨著擊球點位置的增高，球速出現下降趨勢是因為隨著擊球點位置的增高，足速度出現下降趨勢。
3）對照組地面球、1/2膝關節高度、膝關節高度腳背正面空踢足速度、動腿腳觸球即刻膝角、小腿前擺角速度、小腿前擺幅度、小腿前擺時間經多因素方差分析，無顯著性差異。該現象說明3個高度位置，腿所能達到的擺速沒有顯著性差異，即人體解剖結構并不是造成腳背正面不同高度位置射門，隨著踢球位置高度的增高，足速度遞減趨勢的主要原因。Kells等[10]研究亦有相似結論。
4）實驗組與對照組相應高度間射門比較發現，大腿前擺、大腿后擺、小腿后擺各運動學指標在實驗組與對照組相應高度位間、不同高度位置間均無顯著性差異，而小腿前擺運動學數據在實驗組與對照組1/2膝關節高度、膝關節高度間、實驗組不同高度射門間差異存在顯著性。Isokawa等[11]研究認為膝關節角擴大，小腿以膝關節為支點向前更多延展，會使球速增大。因此推論腳背正面不同高度射門間擺動腿足速度差異是由于不同高度間小腿前擺差異造成的。根據圖像分析發現，加速前擺期小腿前擺一直處于加速運動過程。Tsaousidis等[12-13]研究證實，膝關節屈角最小瞬刻開始直至球離開腳面，足部未發生減速運動。據此推論不同高度射門間小腿前擺角速度、足速度差異主要發生在擺動腿擺動幅度差異（Δ幅度）間，即不同高度射門間小腿前擺角速度、足速度差異主要發生在擺動腿擺動時間差（Δt）里。當加速度一定，由于前擺時間踢地面球時最長、1/2膝關節高度次之、膝關節高度再次所以不同高度射門足速度出現差異。王世椿等[14-15]研究發現：膝伸肌和膝屈肌肌力均與踢球球速有顯著相關，膝伸肌和膝屈肌肌力在快速收縮及中等速度收縮時，有利于球速增加。因此得出結論，擺動腿小腿狀況是影響擺動腿足速度和射門球速的重要因素；小腿前擺時長、擺幅的差異是造成不同高度射門足速度差異的直接原因。
根據前文分析從人體解剖結構角度不同高度射門所能達到擺腿速度和足速度并無顯著差異。但在實際射門中卻存在差異。蔡尚明[16]提出：支撐腳位置和支撐腿膝角大小可能會對球速產生影響，但目前沒有相關研究證實。表2結果中支撐腿與球垂直距離跟各高度射門觸球即刻膝角、小腿前擺角速度、小腿前擺幅度、小腿前擺時間呈正相關。前擺加速度沒有差異的情況下，前擺幅度越大，前擺時長就越長，最終前擺角速度和足速度就越快。在一定范圍內，支撐腳與球垂直距離越遠，射門球速就越快。但具體范圍有待進一步研究，且可能與人體下肢長度有關系，但目前無相關研究。表1結果顯示3種不同高度射門其支撐腳與球垂直距離，具有顯著性差異。因此推論，不同高度射門間支撐腳與球垂直距離差異，導致其間射門球速的差異。
5）根據地面球、1/2膝關節高、膝關節高度腳背正面射門中，球速、支撐腳與球垂直距離與落入球門區域關系發現，球速較快和支撐腿距球較遠的射門球主要落在球門上半部，球速較慢和支撐腳距球較近的射門球主要落在球門下半部。前文分析在一定范圍內，擺動腿前擺加速度一定的情況下，支撐腿與球垂直距離越遠，射門球速就越快。喬建平[17]認為，腳背正面射門支撐腿過于靠后，球易踢高。射門的球一定要控制在一定范圍內，不能只追求球速。而對照組不需要考慮射門精準度的因素。腳背正面踢球技術動作中，擺動腿的擺動是前后方向，直線擺動，所以髖關節和膝關節不能左右擺動變化。踝關節和腳面必須保持緊繃，在整個射門動作中踝關節角基本保持不變，依靠髖、踝關節突然的位置變化控制出球高度是難以實現的。腳背正面射門只能通過控制膝關節角和腳背與地面夾角控制球的高度。根據圖像分析觀察到，腳觸球即刻膝關節角、腳背與地面夾角越小踢出的球路就越低，反之亦然。前擺期擺動腿的擺動軌跡類似扇形，擺動腿與支撐腿平行的瞬刻（后文簡稱平行瞬刻），腳趾尖的位置為整個軌跡的最低點。在前擺期開始至平行瞬刻，擺動腿運動軌跡是向下的，通過平行瞬刻后，擺動腿的運行軌跡開始向上。踝關節角一定，擺動腿運行軌跡越向上，膝關節角、腳背與地面的夾角越大，踢出就越容易高。為了把球射在門框范圍內，就需要在觸球時把膝關節角、腳背與地面的夾角控制在一定范圍內。通過縮短前擺期時長，令腳更早觸球是控制角度的有效途徑。在擺動加速度一定的情況下，縮短擺幅可以使前擺期縮短。而擺動幅度是由支撐腳與球垂直距離決定的。所以腳背正面射門中支撐腿與球垂直距離可以決定射出的球的速度和高度。地面球、1/2膝關節高度、膝關節高度3種位置的球，地面球擺放高度最低，同樣球達到門內相比1/2膝關節高度、膝關節高度的球，踢地面球，球飛行軌跡上升高度空間最大，前擺期也可以最長。所以踢地面球擺動腿前擺最充分，擊球瞬間足速度最快。其余兩個高度位置踢球足速度差產生的原因與此相同。所以會出現隨著踢球位置高度的增加，足速度和球速度出現遞減趨勢。
綜上所訴，通過控制支撐腿與球垂直距離可以控制腳背正面射門的球速、球路、動作時間。
3.2 動力學特征
腳背正面射門動作3種不同高度踢球，前后方向觸球瞬間地面的反作用力，呈現出隨著踢球高度的增加力值減少的趨勢；左右方向踢地面球的觸球瞬間地面反作用力明顯大于踢1/2膝關節高度、膝關節高度。任何高度位置射門的球速與支撐腳著地所受地面反作用力不存在線性相關關系，可以認為在腳背正面射門時支撐腳所受地面反作用力對射出球的球速可能沒有直接影響，人體關節具有伸縮、固定、支持等功能[18-19]。據此判斷，足球踢球支撐腳主要扮演一個固定支持的功能，可能是為了方便髖部的扭轉及動力鏈在擊球腿的執行。Adrian認為，當支撐腳接觸地面，其作用就像扎根于地面，對抗髖關節向前的運動[20]。Barfield提出，支撐效果取決于支撐腿膝關節的用力及屈伸程度。著地支撐時，人體需要保持身體的動力，以控制平穩，因此膝、踝關節要以離心收縮的方式適度彎曲。在前擺球階段，人體是以穩固支撐，為了增加踢擺的力量，支撐腳膝、踝關節作蹬伸動作，使擺動腿充分發出擊球的力量[21]。
綜上所述，任何支撐腳受到的地面反作用力與踢出球的球速無關，支撐腿在踢球過程中主要負責固定支撐、維持平衡使擺動腿充分發力擊球。
本文采用液氮深低溫保存的豬主動脈瓣，隨著保存限時延長分析瓣膜生物力學特性及差異性，以期為今后臨床應用奠定理論基礎。
資料與方法
實驗過程：于豬宰殺后30min內清潔條件下取出心臟，經過取瓣、修剪、滅菌培養等處理，制備20只主動脈瓣膜，分別隨機分成5組，通過程序性降溫，采用液氮冷凍（-196℃）保存，將瓣膜完全浸潤在凍存液中。分別經過2周、4周、6周、8周、10周深低溫儲存后，解凍后測定不同儲存時限瓣膜生物力學指標。
檢測指標：生物學檢測指標主要有組織厚度，組織含水量，熱皺縮溫度；強度、組織伸長比。
統計分析：所有數據資料均以（χ±s）表示。采用SPSS 13.0、SAS 10.0統計學軟件進行統計處理，所有數據正態性檢驗后，兩樣本均數采用組間或配對t檢驗，顯著性標準為P
結果
深低溫保存不同時限5組瓣膜厚度、組織熱皺縮溫度及組織含水量隨著保存時限延長呈逐漸遞增趨勢（f=8.238，p=0.074），但無統計學意義；破壞強度及伸長比各組間存在明顯差異，經統計學檢驗有顯著性差異，見表1。
討論
由于目前臨床運用的人造心臟瓣膜
存在諸多的缺陷，機械瓣膜耐久性很好，但是術后抗凝的不當會引起出血和血栓的發生，組織工程瓣膜能很好地解決這一問題。最近研究表明其在細胞方面：不易黏附上去，膠原、彈力蛋白和蛋白聚糖等天然固有成分的缺失，力學性能較差。其主要原因為靜態環境下培養的瓣膜上的內皮細胞黏附力低下，同時人體心臟瓣膜的結締組織具有復雜的結構和分布形式，以耐受瓣葉起閉過程中不斷變化的應力作用。以上研究提示生物瓣膜的細胞和纖維支架兩者都是造成瓣膜衰敗的重要因素。
同其他類型瓣膜相比同種瓣膜術后患者無須抗凝治療，廣泛應用于瓣膜替換手術及嬰幼兒復雜先心病矯治術中。1962年Ross首次把人同種異體主動脈瓣應用于臨床并取得成功，1986年O'Bfien首創了液氮超低溫冷凍保存技術，提高瓣膜耐久性，有效地減少了由人工瓣膜引起的心內膜炎的發生率。其機制主要在于深低溫環境可中斷細胞的代謝，將損傷減到最小。同時，有文獻報告冷凍保存技術能抑制移植物內皮細胞黏附因子的表達。因此目前如何提高同種瓣膜質量與最適宜保存時限之間的關系受到學者們越來越多的重視。
活性同種瓣膜是指細胞或組織維持自身和與外界能進行正常交換的能力。而正常心臟瓣膜細胞成分又由內皮細胞及間質細胞構成，內皮細胞維持瓣膜表面的張力和通透性，抵抗血流沖擊導致的損傷等；而瓣膜間質絀胞除了對瓣膜基質的改建、重構及對損傷的修復具有重要意義；細胞外基質是生物力學性能的主要決定物質，也提供了細胞黏附生長的正常結構和生理環境。
同時在實驗研究中發現瓣膜組織在程序降溫及深低溫保存后呈現一系列的變化，最早的改變是細胞固縮、水腫等現象。更嚴重的是細胞出現碎裂。整體看來，細胞結構模糊。這樣變化解釋了該實驗中，通過檢測生物力學發現瓣膜組織在瓣膜厚度、組織熱皺縮溫度及組織含水量隨著保存時限延長呈逐漸遞增趨勢。生物力學性能中主要決定物質的細胞外基質在深低溫環境下受到不同程度的破壞，造成各實驗組隨著時間推移破壞強度及伸長比逐漸下降的結果，符合以前臨床和動物試驗的結果。
國內外動物實驗和臨床研究表明，新鮮同種瓣膜活性好，瓣膜退化率高，因而瓣膜耐久性較差。深低溫保存的瓣膜在體外培養中顯示細胞增殖活躍。我們此次實驗表明應用深低溫技術保存后的心臟瓣膜在瓣膜厚度、組織熱皺縮溫度及組織含水量隨著保存時限延長呈逐漸遞減趨勢，分析各組間差異無統計學意義。破壞強度及伸長比各組間存在明顯差異，分析其原因可能由于降溫過程中由于冰晶的形成和滲透壓的劇變等一系列原因導致細胞的損傷和死亡，而細胞內液中的水分子來不及滲出而在細胞內結冰，損傷細胞膜和細胞的超微結構。細胞在高滲狀態的細胞外液和防凍劑的細胞毒性作用中暴露時間延長，而受到損害程度越大。從而影響瓣膜的質量，這就說明為什么隨著深低溫保存時間延長，進而降低瓣膜組織的破壞強度及伸長比逐漸下降的實驗結果。
液氮保存的生物瓣膜在臨床應用中顯示了良好的近中期效果，但長期耐久性還有待提高。目前，加強和改善生物瓣的制備和保存，改善遠期療效仍是心血管外科研究的熱點問題。
摘要：目的 了解不同樁核材料對下頜第一磨牙殘根及樁核冠的生物力學影響，為患者提供最合適的治療方案。方法 采用 CT 掃描獲取影像數據，再通過軟件處理，建立了下頜第一磨牙殘根樁核冠修復體的三維有限元模型，將實驗對象分為三組：第1組為金合金樁核材料，第2組為鈦合金樁核材料，第3組為氧化鋯全瓷樁核材料。研究三組材料在彈性模量、剩余牙本質上各項應力峰值、樁核應力峰值的變化。結果 隨著材料彈性模量的增加，樁核上應力、最大主應力、剪切應力的應力峰值呈現逐漸增大的趨勢。金合金、鈦合金、氧化鋯全瓷樁核材料修復后，彈性模量逐漸增加，剩余牙本質上應力、最大主應力、剪切應力的應力峰值呈現輕微降低的趨勢。結論 隨著樁核材料彈性模量的增加，剩余牙本質上各項應力峰值輕微降低，而樁核上各項應力峰值逐漸增大。
關鍵詞：不同樁核材料；磨牙殘根；樁核冠；生物力學
隨著根管治療的技術日益完善和口腔材料的不斷發展，各種大范圍牙體缺損的患牙，包括殘冠和殘根，基本可以通過樁核冠修復的方法得以保存。因此，作為口腔修復工作者在接觸大范圍牙體缺損的患牙時，在選擇樁核冠修復，應該考慮如何增強患牙的抗折性能。現在樁核材料有金屬類、全瓷材料和纖維樹脂材料。其中彈性模量是衡量樁核材料最重要的生物力學性能之一[1]，彈性模量大小會對牙本質上的應力分布及大小產生影響。通過了解材料選擇對磨牙樁核冠修復體的應力大小及分布的影響。為臨床實踐選擇合理的樁核修復設計提供參考依據。
1資料與方法
1.1建立有限元模型 建立磨牙殘根樁核冠修復體三維有限元模型[2]。全冠為玻璃陶瓷，全冠和樁核與牙本質間的粘結劑為磷酸鋅粘結劑，模型各部件的參數條件均同一實驗，所有操作均有本人完成，保證實驗的準確性。
1.2樁核材料 進行不同的屬性設置，根據實驗設計需要，將實驗對象分為三組：第1組為金合金樁核材料，第2組為鈦合金樁核材料，第3組為氧化鋯全瓷樁核材料。
2結果
隨著材料彈性模量的增加，樁核上應力、最大主應力、剪切應力的應力峰值呈現逐漸增大的趨勢，見表1。金合金、鈦合金、氧化鋯全瓷樁核材料修復后，彈性模量逐漸增加，剩余牙本質上應力、最大主應力、剪切應力的應力峰值呈現輕微降低的趨勢，見表2。
3討論
對殘冠、殘根進行修復選擇樁核材料時，考慮生物相容性和生物力學性能是首要因素，而彈性模量是衡量樁核材料最重要的生物力學性能之一。在臨床中樁核材料有金屬材料、全瓷材料和纖維樹脂材料。本課題采用CT掃描獲取影像數據，再通過軟件處理，建立了下頜第一磨牙殘根樁核冠修復體的三維有限元模型。在此模型上，對不同樁核材料修復下的下頜第一磨牙殘根樁核冠修復體進行了受力分析包括應力、最大主應力、剪切應力峰值進行了探討。
本實驗研究發現，不同樁核材料對下頜第一磨牙剩余牙本質應力大小和分布有著不同的影響，隨著樁核材料彈性模量的增加，剩余牙本質上的應力峰值呈現輕微降低的趨勢。有的學者人為，高彈性模量的樁會承擔較多的應力，減少向剩余牙體組織的應力轉移，對剩余牙體組織有保護作用，而低彈性模量的樁將應力更多地轉移給剩余的牙體組織，從而降低自身應力，這對樁有利，而增加了患牙的應力[3]。本實驗發現的剩余牙本質上的應力變化趨勢和上述研究結論一致。但是，從剩余牙本質上的應力峰值減小的絕對值來看，彈性模量由94 Gpa增加到198 Gpa，牙本質上的應力峰值降低的效果并不明顯。因此，可以看出，磨牙殘冠、殘根在采用樁核冠材料修復時，樁核材料的彈性模量與剩余牙本質上的應力大小和分布與變化關系并不大。
本實驗研究發現，隨著樁核材料彈性模量的增加，樁核上的應力峰值呈現逐漸增大的趨勢，雖然不同樁核材料會對下頜第一磨牙樁核應力大小和分布產生影響，但對樁核的抗折性影響不大，發生樁核折斷的可能性很小。
綜上所述，雖然樁核材料對剩余牙本質應力及樁核的應力產生一定的影響，但是本實驗只是對下頜第一磨牙殘冠、殘根樁核冠修復體的三維有限元模型進行的靜態受力分 析[4]，而患者口腔中的磨牙殘冠、殘根樁核冠修復體的受力是循環反復、動態變化的。次外，所做的實驗均是在假設剩余牙本質、樁核在受力后未發生折斷，粘結劑未發生粘結分離等前提條件下進行的，而任何因素發生破壞，均會引起修復體整個應力重新分配。因此，在進行磨牙殘根樁核冠修復時，臨床醫師應將力學分析和臨床研究有機結合，為患者提供最佳的治療方案。
摘 要：在技擊中能完美地保持身體平衡是致勝的關鍵，太極拳的基礎身法所遵循的四字訣，即“松空圓活”，就處處體現了保持自身身體平衡的基本原則。本文利用生物力學的基本原理，對“松、空、圓、活”與人體平衡之間的關系進行了分析。
關鍵詞：太極拳； 生物力學； 身體平衡； 松空圓活
太極拳技擊的最終目的，就是善保自己，戰勝對方，也就是在使對方失去身體平衡而摔倒的同時，一定要保持自身的身體平衡。因此，太極拳的每一個技擊動作都是以善保自身平衡為基石的。太極拳的基礎身法，即“松空圓活”，就充分體現了這一點。下面本文將對“松空圓活”與身體平衡之間的關系作生物力學分析。
一、“松、空、圓、活”的基本概念
1.松、空
松是太極拳的基礎身法，太極拳中的“松”，指的是身體的肌肉骨節必須松開，不能僵硬。就是重心下沉，肌肉與骨骼有分離之感，稱之為松。放松有兩個部分組成，一是肢體的放松，二是精神的放松。
肢體的放松，就是松開全身的各個主要關節，至少把手指、手腕、肘、肩、頸、頭部、脊柱、肋、腰、胯、膝、踝、腳趾等部位都松開，其目的，就是把身軀、四肢這些人身體的“五根棍子”變成“柔若無骨”的狀態，松透周身上下內外，打開、暢通人體的所有關竅要道，使氣血運行周身通暢，做到從上到下、由里至外同時放松，使內外均勻舒適，沒有一絲一毫的拘謹、緊張，這樣才能做到不偏不倚，重心也可靈活移動。在太極拳的練習過程中，松腰最為重要。但需要說明的是，松并不等于懈，就像我們用的松緊帶，當拉伸它時，外形上是伸開了，松了，但它內在的力量緊了，當我們把它向回收的時候，從外形上是緊了，但是它里面的內勁已經松了。因此，松不是把自己變成一盤泥，而是松中有緊，松到最后也要有膨力，不能懈，也就是要松而不懈，緊而不僵。這里的“緊”是要求在放松關節、拉長韌帶的同時，骨節之間要對準，只有這樣，身形動作才可以靈活地移形換位。
精神的放松，就是調整內心，不慌亂、不緊張、不拘謹、不自我設限，始終保持心氣平和、愉悅自然、內在充實的狀態。總之，松是太極拳練習體系中最基礎、最根本的內容之一。
太極拳的“空”有兩重含義，一是肢體形態的空，二是思想上（精神）的空。“空”，是由松柔中來的，是意識的感覺。肢體形態的空，需要肌肉骨節松開，含胸拔背，沉肩曲肘，松腰落胯，輕靈沉著。外形柔順如水，但內在又蘊有巨大的力量。當被對方擊中時，讓對方感覺好像打在了棉花上一樣，沉陷其中，或者就像擊入水中一樣被水吞沒。這就是太極拳的空。
思想上的“空”，是指思想上沒有一絲雜念，精神放松，進入靜態，把自身融入自然，是一種不思不想的狀態。但這種狀態并不是對外界沒有任何反應的“死靜”，而是能映射萬物，反應靈敏。這種反應也不是反擊，是隨式就勢，輕移重心，使對方的擊打落空，同時將對方的強勁吞沒，從而達到“引進落空”的效果。在練習太極拳的過程中，思想和肢體形態上的“空”是不能分開的，“空”是在思想引導下經長期的肢體訓練得來的，是經過推手和實戰的反復磨練才能練出來的。
2.圓、活
在太極拳的攻防身法中，“活”指的是靈活，身形靈活多變，是在身體中正、中定的前提下的“活”。“圓”是指手腳、身形的運行軌跡非圓即弧，前一個動作和后一個動作要連貫，沒有斷續處。這種獨特的運行方式具有圓滑、靈活、阻力小的優勢。太極拳中身走螺旋，手腳纏絲，就是每招每式都走螺旋、纏絲勁，每個架式都是圓弧形式的運動，架式要走的圓滑，不能有凸凹處，纏絲、旋轉的速度要均勻，有蓄有發。人體的頭、肩、肘、手、腳、膝、胯及前胸、后背都能單獨旋轉或走弧線。這種運動形式既可節省空間距離，又能省力，身形旋轉時還會產生離心力，非常圓活靈便。太極拳中所說的“引進落空”，“四兩撥千斤”等神奇的效果，就全憑這種圓、弧形式的運動。
“活”是由“松”中得來的，沒有“活”也不會有“圓”，因此，“松”才是根本。
二、人體平衡機制的生物力學原理
根據生物力學原理，人體平衡所必須的條件是作用于人體的合力為零，合力矩為零。在人體運動過程中，人體的平衡是一種動態的平衡，我們可以將人體看成是由多個環節構成的鏈狀結構，人體的形狀、重心以及各個環節的位置可在一定范圍內隨時改變，因此，人體的平衡與物理學中剛體的平衡有著本質上的區別，也不能簡單地用重心的平衡來衡量。
根據人體重心和支撐點的位置關系，可將人體平衡分為：上支撐平衡、下支撐平衡和混合支撐平衡。支撐點在重心上方稱為上支撐平衡，支撐點在重心下方稱為下支撐平衡，人體重心位于上、下兩支撐點之間的平衡稱為混合支撐平衡。人體平衡的穩定性取決于支撐面的大小和重心的高低。支撐面是指支撐點的接觸面和這些支撐點邊緣所圍成的面積。一般來說，支撐面大，穩定度就大，支撐面小，穩定度就小。在支撐面不變的情況下，重心位置越低，穩定度就越大。
人體是復雜的生物力學系統，由于人體支撐面邊緣為軟組織，人體的有效支撐面面積要小于理論上的支撐面面積。另外，當人體有傾倒趨勢時，依靠人體自身的自動調節系統各個環節間的相對運動，反射性的改變身體姿勢，或移動位置，可建立新的支撐面來重新建立平衡。
在維持人體平衡的過程中，人體的內力也起了重要的作用。人體內力是指運動系統各組織器官產生的力，雖然內力不能改變人體整體的運動狀態，但內力可通過對外界環境的主動作用，使人體受到外界環境的反作用，從而影響人體的平衡。
此外，心理因素對人體平衡的影響也很重要，一方面緊張的心理會影響視覺在平衡調節中的積極作用，另一方面，也會影響大腦及其下位中樞對肌肉緊張的調節能力，從而影響人體平衡。
三、“松、空、圓、活”中的人體平衡
1.“松、空、圓、活”首先從心理層面上保障了平衡能力的調節
人體維持平衡的機理非常復雜。目前普遍認為，人體的平衡能力主要依賴于中樞神經系統對來自視覺系統、本體感覺系統和前庭系統感覺信息的整合和對運動神經系統的控制。三種感覺信息在多級平衡覺神經中樞中進行加工整合，經運動纖維傳出的沖動來調整梭內肌纖維的緊張性，調節骨骼肌的收縮，指揮肌肉、骨骼系統以隨時矯正身體的偏移，達到對人體平衡的穩定。而太極拳運動特別強調意念與動作的協調配合，這樣可以有效促進中樞神經系統的靈活性和協調性，只有精神放松了，人體才能達到最大程度的靈活性，才能實現虛實的靈活轉換。在太極拳的技擊或走式的習練過程中，首先要求從思想上、精神上去體會和練習，然后再從肢體上去練習，也就是說，思想、精神才是起主導作用的。在基礎身法“松、空、圓、活”中也是如此，“松”是根本，沒有“松”就做不到“空”、“圓”、“活”，要做到“松”，首先要做到精神放松，只有精神放松了，精神不緊張，才有利于經絡與氣血舒暢運行，才能做到肢體的放松。而“精神”也正是影響調節人體平衡的重要心理因素，精神緊張會造成肌肉過度緊張，從而抱死關節，肌肉把周身骨節抱死形成一體，肢體也就會變得僵硬，就和木墩一樣，被人一推一個跟頭。只有從心理上真正放松了，人體才可以靈活地通過增大或減小內力，特別是肌肉的用力大小，從而改變作用于人體的力或力矩來影響人體的穩定性。
2.“松、空、圓、活”的肢體走式最大限度地提高了人體的平衡度
太極拳手法在運用中強調圓活，實際上是通過空間力的變化來維持空間力系平衡的過程，達到在攻防變化中保持自身平衡穩定的目的。在此過程中，人體重心的調節能力起到了決定性的作用。人體由206快骨骼組成，都靠關節連接起來負擔重量和進行活動，人體每個微小的部位都有各自的重心，全部環節所受到重力的合力的作用點就是人體的總重心。但人體重心的位置是可變的，可在一定范圍內移動，甚至人體的重心可移出體外，但重心移動的方向總是與環節移動方向一致，并且重心移動的幅度取決于環節移動的幅度。而“松、空、圓、活”的肢體走式要求身體各個部位非圓即弧，這種運動方式在很大程度上增大了人體的支撐面和支撐點邊緣所圍成的面積，增大了重心可移動的范圍，從而增強了人體在運動過程中的穩定程度。
“松”可以很靈活地通過各個環節的相對運動，使人體質量再次分布，從而改變重心的位置。在肢體走式上首先要求松開關節，把幾個大關節先松開（如肩關節和胯關節），但骨節要對準，以便更好地帶動其他小關節活動，這樣人體的重心才能在運動的過程中靈活轉換。人體的脊骨，特別是胸椎和腰椎的松開與貫穿尤為重要，腰脊命門穴為全身重心所在，是調節全身動作的關鍵，時刻注意命門穴的松沉，微微旋轉腰脊來帶動軀干和四肢的活動，胸背部的關節要節節往下松沉，重心下降，身體的穩定性可大大增強。這樣重心既可以隨形而變，隨勢而流，身體重心的轉換又能不偏不倚，靈活不僵，使人體在攻防中的平衡性與穩定性達到協調一致。
綜上所述，太極拳中“松空圓活“的基本身法不管是在心理上，還是在肢體走式上，都是以增強人體的平衡能力為基本原則的。太極拳的“松空圓活“必須到推手中去訓練和體驗，到實戰中去磨練，要長時間的練習推手，反復訓練，參加實戰，才能夠體會到它在調節人體協調性、靈活性、平衡性與穩定性中的神奇效果。
摘要：目的 研究可注射性磷酸鈣骨水泥注射椎體成形術后對骨質疏松性椎體壓縮性骨折的生物力學影響。方法 選用12只骨質疏松性脊柱標本制作腰2椎體壓縮性骨折模型，分為實驗組和對照組，分別應用可注射性磷酸鈣骨水泥與聚甲基丙烯酸甲酯骨水泥椎體成形術后，進行生物力學檢測。結果 腰椎標本椎體注射成形后，其剛度、最大載荷、最大位移與術前相比，均有所改善，差異具有統計學意義（P
關鍵詞：可注射性磷酸鈣骨水泥；骨質疏松性椎體壓縮骨折；生物力學
骨質疏松癥（Osteoporosis，OP），是目前世界人口老齡化重點防治的病癥。可注射磷酸鈣骨水泥因其良好生物相容性、可降解性、骨傳導性及可塑形性等優點已應用于臨床床骨缺損的修復與重建與修復，骨質疏松的治療[1]。本實驗擬比較可注射性磷酸鈣骨水泥（calcium phosphate cement，CPC）與聚甲基丙烯酸甲酯（polymethylmethacrylate，PMMA）對骨質疏松性椎體壓縮性骨折椎體成形術后的生物力學影響，從而為其防治骨質疏松椎體壓縮性骨折提供實驗依據。
1 資料與方法
1.1一般資料 12只胸腰段（T6-L5）脊柱標本（均來自湖北醫藥學院人體解剖學教研室用于局解教學的尸體）。
1.2主要儀器 CPC（上海瑞邦生物材料有限公司）；S-2型PMMA（晨光醫用高分子制藥廠）；CSS-44300型電子萬能試驗機（長春試驗機研究所）。
1.3實驗分組 實驗分組：所有標本均攝X線片，以排除先天性畸形、骨折、腫瘤。采用法國DMS公司生產的CHRONOS型雙能X線吸收骨密度儀，測定每具標本椎體的骨密度，證實為骨質疏松。12只脊柱標本隨機編號平均分成兩組，每組6只，實驗組：植入CPC組；對照組，植入PMMA組。隨機選擇腰椎椎體節段，以消除不同的椎體可能造成的生物學差異。
1.4模型制備與實驗方法 將椎體從冰箱中取出，室溫下解凍24h，將各椎體放置在微機控制CSS-44300型電子萬能試驗機測試平臺上.以距椎體前緣5mm為加載點。先用載荷90 N預載2 min，然后采用位移控制方式加載，速度5mm/min，當載荷位移曲線出現最高點時停止壓縮，均在前屈方向造成腰2椎體壓縮骨折模型，獲得最大載荷和剛度數據。椎體出現塌陷或壓縮性骨折的標準是載荷一位移曲線出現了最高點即椎體的抗壓力開始出現下降。試驗機的載荷信號由計算機記錄，并由相應的測試分析軟件計算椎體的抗壓強度（載荷一位移曲線最高處的載荷數值）和剛度（載荷為彈性范圍內曲線的斜率）。力學模型建立后，然后進行正式試驗。椎體成形術：直視下采用16G針頭經椎弓根穿刺，事先在椎體上方用畫線筆標線，以確定進針方向與深度，經右側椎弓根穿刺至椎體前l，3的中線側方。選用國產的PMMA和CPC，PMMA按粉（g）、液（rm）比l：l調配，CPC按照粉（g）、液（rm）比l：2調配。在粥狀期將其按預設的量用力注入椎體共4ml。所有椎體標本注射后，用生理鹽水紗布包裹，放置于密封塑料袋中。室溫下放置24h，行生物力學性能測試，獲得骨水泥固化后椎體的最大載荷和位移，明確其剛度。
1.5統計學分析 采用SPSS19.0軟件處理，計量資料比較采用x±s及t檢驗，以P
2 結果
兩組術后剛度、最大載荷、最大位移比較：術后兩組剛度、最大載荷、最大位移與術前相比，均有所改善，差異具有統計學意義（P
3 討論
普通骨水泥，即聚甲基丙烯酸甲酯，是現行最常用于強化椎體成形術的材料，經PMMA強化后，椎體的最大載荷可提高至原來的2～3倍[2]。但是，PMMA在聚合反應是發熱反應，局部溫度可高達100℃以上，如果發生滲漏存在引起脊髓、神經受損等的嚴重后果的可能；還有PMMA會以永久性異物的形成存留于體內，不可降解[3-4]，加之已有采用大量的PMMA作壓縮性骨折椎體成形術強化的研究文獻報道[5]，故在本實驗設計中納入PMMA強化組作對照。本實驗中所用的強化材料是采用獨特的生物工程工藝所合成的新型可注射性磷酸鈣骨水泥CPC，其主要是用于骨缺損修復與重建。選用這種材料作為椎體強化材料，在于材料兼具可注射性、生物可降解、骨傳導及成骨等優點，以期規避PMMA的部分缺點。
本實驗研究結果顯示，在術前兩組的椎體高度、剛度、最大載荷、最大位移均無明顯差別，而手術后，CPC組椎體高度、剛度、最大載荷、最大位移較PAMA組比較均明顯改善，說明與聚甲基丙烯酸甲酯骨水泥相比，注射性磷酸鈣骨水泥可以更有效地恢復骨質疏松性椎體壓縮性骨折術后力學性質。
本實驗在實施過程中也有不足之處，如雖然強化材料的注射劑量采用了統一的4ml，提高了組間的可比性，但與臨床實踐中盡量多注的實際是不相符的，存在低估材料的強化效應的可能。同時，鑒于本實驗室條件所限及臨床和實際需要，只做了椎體的生物力學實驗，以后的研究中我們會進一步做椎體的的扭骨形態及骨質量等實驗。但是，CPC具體通過何種機制和途徑作用于骨質疏松癥椎體力學重建。
摘 要：網球比賽中一分的開始是發球，發球質量的高低直接決定這一分的歸屬，而且發球是網球比賽中唯一由自己控制而不受對方干擾的技術動作，世界上高水平的選手無不把發球作為自己最重要的武器之一。而我國選手與世界網球水平相差較大主要原因就是發球上的差距。因此對于發球的研究在理論上及實踐上均有重要意義。隨著網球運動的普及，對網球相關生物力學研究近年來呈上升趨勢。從生物力學的角度上去分析發球動作，可以為運動員提供更為科學的依據和實際的指導，意義重大。
關鍵詞：網球發球；生物力學；文獻綜述
動作構成技術，因此動作是我們研究的重點。而用生物力學的知識和方法去研究網球的發球特征，研究方法和研究內容無疑是最重要的一環，而研究方法又離不開研究設備，可以說目前研究設備也從一定程度上直接影響了這篇論文成果的好壞。關于發球生物力學的研究有人做過專門的統計。蔣婷在她的《國內網球生物力研究現狀及發展―基于2007-2011年4種文獻來源計量分析》中指出2007-2011年，優秀期刊、優秀碩士論文、博士論文、重要會議各自研究網球技術生物力學所占的比例分別為12.9%、51.6%、3.2%、32.2%，其中優秀碩士論文研究網球生物力學的最多，占51.6%。此外，5年中，優秀期刊發表的關于網球生物力學的論文僅4篇，充分說明這類研究并沒有成為熱點。根據文獻論文內容的主要特征，結合生物力學及網球項目相關理論，可以將檢索到的論文分別歸入3個不同的研究方向，即技術分析（運動學、用力學、生物學）、損傷（骨、肌肉）、裝備（鞋、拍弦）。從本次統計來看，技術分析獨占鰲頭，共計23篇，占74.2%；其他方面的研究相對較少，損傷12.9%（4篇），裝備12.9%（4篇）。技術動作分析受到更多的關注，主要是因為技術分析的設備日益進步和完善，生物力學研究受儀器設備的制約。這篇文章很全面的介紹了目前國內一些比較有價值的論文的分布情況及總體研究情況，讓我們對整個研究水平有了初步的印象。
馬大慧在《運動生物力學在網球運動中的應用分析》中給我們提出了一些比較好的運動生物力學與網球運動的結合點，我們可以從運動生物力學的力學理論研究方法，實驗研究方法，力學理論研究方法和實驗研究方法緊密結合等方法去研究網球的特征，當然這些方法也可以用到發球的研究中去，使我們的方法更具有科學性和方向性。下面從研究方法和內容方面入手對所查閱到的文獻進行簡單闡述。
劉卉（2000）以6名國青網球運動員和2名北京隊青年網球運動員的大力發球為研究對象。采用美國Peak三維高速錄像系統進行拍攝，拍攝頻率為120幀/s。采用愛捷人體信息研究所的錄像分析系統對發球動作技術的運動學數據進行測量與分析。依據對錄像帶的觀察及發球實驗時的現場評價，對每個運動員三個好球中質量最好的一次進行解析。所得數字化數據采用數字濾波法進行平滑處理。她的研究揭示網球大力發球屬鞭打類動作的特征并論證和全面闡述了網球大力發球技術的運動生物力學原理。同時通過對運動員發球技術的對比，得出拋球的方向、高度和身體下蹲的深度均會對整個發球動作技術起重要影響；通過對下肢運動的觀察，提出影響“搔背”動作階段的因素主要是下肢蹬伸、軀干扭轉、屈肘和上臂外旋的幅度、速度及它們之間的配合，同時還認為“搔背”動作時身體各環節活動的同步性是高質量合理動作的特征；提出擊球動作并非揮拍動作的自然過渡和延伸，而是有其本身技術特征的相對獨立的動作技術；她還通過對身體各環節最大速度出現時間的比較，認為可將鞭打動作的基本理論作為網球發球動作技術的理論基礎。這篇文章在國內具有比較高的地位，無論是研究對象還是研究方法對后來的研究者提供了很好的參考，同時所得出的結論對我們平時訓練也很有參考意義。
劉保華（2008）以2007年9月在北京舉辦的中國網球公開賽中5名優秀女子網球單打運動員為研究對象。采用兩臺100HZ的攝像機在比賽現場進行拍攝，對我國頂尖女子網球運動員彭帥與4名世界頂尖女子網球運動員發球技術的速度特征進行了生物力學分析。研究結果表明在第一發球速度上，4位世界優秀運動員明顯高于彭帥。4位世界優秀女子網球運動員在球拍速度、右手速度、右手腕速度、右肩速度、右肘速度右髓與身體重心的速度這7個參數因子載荷值的貢獻排序運用較為合理，而彭帥則不夠合理，表現在球拍的因子載荷值明顯低于右手與右手腕。這篇文章從科學的角度分析了彭帥發球當中所存在的問題，可以據此對她做出指導
林建健（2009）選取2名職業網球運動員，4名專業網球運動員和6名業余網球運動員為測試對象利用，Qualisys紅外遠射測試系統（六個鏡頭）對運動員發球動作過程進行測試。拍攝頻率為200幅/秒。同時用Kistle測力臺系統與Qualisys同步，采集運動員的動力學數據。結果顯示：在拋球過程中我國高水平運動員拋球臂關節角度變化幅度和屈膝最大角度均小于低水平運動員。在蹬伸過程中，我國高水平運動員膝關節最大角度和腿部發力效率均大于低水平運動員，膝關節最大角度和最小肘關節角度均小于國外優秀運動員。在擊球過程中，我過高水平運動員身體各環節最大角度速度和擊球高度與身高比均大于低水平運動員，且具有顯著性差異。對比國內的高水平和低水平選手特征，可以使低水平的選手找到自己的問題所在，從而有目的改進。
蔣川（2009）年以我國優秀網球運動員楊意民、國際著名選手阿加西和張德培為研究對象。利用兩個PULNIX攝像頭（頻率為120Hz）采用定點、定焦、定距的方式進行外同步拍攝方式，對楊意民大力發球動作進行拍攝。采用美國ARIEL三維圖像解析系統對楊意民、阿加西和張德培的技術動作進行解析。阿加西和張德培的發球技術動作錄像由美國ARIEL公司提供，拍攝頻率為50HZ。結果發現：楊意民發球時身體主要環節的用力順序符合鞭打動作規律，且擊球點的高度較為合理。但是其拋球技術還有待改進，其拋球最高點與擊球點之間的落差較兩位世界級運動員的偏大，即楊意民在拋球環節存在拋球過高的問題。楊意民的揮拍臂形成有效的用力前，“搔背”姿勢所需時間明顯過長，且拍頭最低點高于身體重心高度，反映出楊意民的“搔背”動作不夠充分。楊意民的揮拍速度以及拍頭速度較阿加西、張德培存在較大差距，尤其是在擊一球瞬間，阿加西的拍頭速度是楊意民的1.69倍，而張德培的拍頭速度更是達到楊意民的1.71倍之多。楊意民下肢蹬伸充分，但在腳蹬離地面時身體重心上升的速度和擊球時身體重心的高度跟世界頂級選手相比仍有一定差距。
孫宇亮（2011）以2009年底在江門網球訓練基地冬訓的8名國家網球隊女隊員為研究對象。研究對象站右發球區，大力發球。利用兩個ZOOHz的高速攝像頭對運動員進行同步拍攝。利用直接線性轉換（DLT）算法對二維圖像進行三維重構。數據處理采用北京體育大學視迅解析系統對運動學指標進行解析，應用Qtools、EXCel等數據處理軟件進行計算。根據國家網球隊教練的評價，每名運動員取三個好球中質量最好的一次進行解析。所得數字化數據采用數字濾波法進行平滑處理。得出結論有：我國網球運動員發球時拋球較高，建議降低拋球高度。相對于FB技術，FU技術能使運動員獲得更大幅度的軀干扭轉角度。根據運動員實際情況選擇合適的緩沖技術。緩沖結束時刻，部分運動員存在過度頂髓的現象。這造成下肢發力不充分，最終導致球速下降。建議在此時刻保證重心投影位于在兩腿之間。“搔背”動作是典型的超越器械動作，下肢的充分蹬伸是此動作完成質量的保證。因此運動員在平時的訓練中應注意下肢的爆發力訓練。這篇文章的研究方法和結論都有具體意義，值得國家隊的女隊員進行參考。
BrianJ.Gordon（2006）通過三維錄像解析法對9名優秀的網球運動員進行了測試。他們在上臂和前臂套上了帶有標志球的環，在肩關節周圍皮膚上貼了標志球。由于計算關節和環節的扭轉角度。結果詳細闡明了發球過程中人體各部分的扭轉情況，指出在臨近擊球時刻，肩關節屈伸運動和內收外展運動對于拍頭速度的貢獻微不足道。這篇文章的研究結果使得我們平時的一些錯誤觀念得到了重新的認識。
綜合研究的情況來看，國外學者利用運動生物力學手段對網球發球動作技術做了大量研究，并且闡明了一些發球動作的客觀規律。對現今存在的各種各樣的技術動作提供了科學理論上的支持，對學習和改進發球技術做了有益的探索和貢獻。有的從肌肉發力順序方面探討，有的從優秀部位探討，也有的從動作模式探討，還有從肌電方面入手等等，可以說已經取得了一定的成績，而且隨著研究設備的技術提高，研究的水平也在提高，但是大多數的研究還是將中國的運動員數據直接和外國運動員的數據直接進行對比，我覺得這存在一定的問題，且不論身高的不同，中國運動員的肌纖維類型與他們也會有不同等等，或者是否可以將他們的數據可以和現在排名較高的亞洲球手進行對比，比如，現世界排名17的日本球員錦織圭等等。再者，我覺得在發球最佳模式的研究方面還有所欠缺，看我們是否能找到一個最適合我們的發球模型。讓大家在練習的時候心里有具體的數據可依。作為研究來講，我們最好是能把各個方面的情況考慮清楚最好，或者就某一方面作最細致的研究。隨著未來各種儀器設備的更新提高，研究水平也會越來越深，可以說，生物力學在網球領域的研究還有很大的空間。（作者單位：北京體育大學）
摘 要 通過中國知網查找相關國內外文獻，根據體操運動員易損傷部位損傷情況，進行生物力學分析，目的在于從生物力學角度揭示體操運動員關節損傷的內在機制，為體操運動員的后備人才及延長運動員運動壽命提供理論基礎。
關鍵詞 運動生物力學 易損傷部位 體操
0前言
體操是我國傳統優勢運動項目，舉國體制使得競技體操得到快速發展。從歷次奧運會中國獲得獎牌來看，競技體操獲得的獎牌所占總獎牌的比重在四分之一波動。然而榮耀的背后有鮮為人知的痛苦，由于體操項目具有難、新、力、美、穩的特征，運動損傷現象日趨嚴重，導致現在運動員過早退役，使運動員的運動生涯提前結束。訓練的非科學性造成我國體操運動員嚴重的運動損傷，影響其進入優秀體操運動員的行列，這不僅給國家帶來極大的人才浪費，而且影響我國競技體操整體水平的提高。因此，分析體操運動過程中容易損傷部位損傷機制，為預防和減少運動損傷、設計專項訓練方法等有指導意義。
1運動損傷
1.1運動損傷的概況
運動損傷可分為兩類，即慢性勞損性傷和急性一次致傷。前者主要是訓練過度、教學組織不當的結果。此類損傷主要有手腕、踝關節的各種慢性創傷性腱鞘炎等；后者最常見的是落地或失手時姿勢失常而致傷，此類損傷主要有骨折、摔傷等。研究表明，慢性損傷多于急性損傷。
體操是指練習者在地面上、持輕器械或在器械上，完成依據人體生理、解剖特征及人體運動生物力學原理設計的各種不同難度動作，在空間上展示身體技藝，表現力量、健康、美麗、智慧的一種實踐活動。J.E.Taunton提到由于競技體操競爭較激烈，過去十年競技體操的隊伍不斷壯大，由于青少年的骨骼發育不完全，沒有針對性的科學的訓練方法，足踝、腕骨關節、腰等極易受到損傷。
1.2運動損傷導致運動員過早退役
隨著競技體操動作難度的不斷發展和競爭越來越激烈，運動損傷已成為我國體操運動員退役的主要原因。何曉敏以國家隊和專業隊現役和退役的運動員為研究對象，指出歷屆奧運女子體操冠軍的最佳年齡平均為21歲左右，甚至還有高齡而我國運動員在18歲以前就退役了，潛力還未得到完全發揮，主要原因就是運動性損傷。
2易受傷部位損傷機制
2.1腕部骨關節損傷部位機制分析
體操運動員腕部骨、關節的變異和損傷較常見，學者調查了50名體操運動員，X線征象分析發現體操長期訓練導致的損傷主要表現在橈骨遠端骨骺骨折、尺骨莖突骨折和舟骨骨折。被調查對象均處于青春期或青春前期，他們的骨骺較周圍纖維軟骨脆弱，致使其可塑性較強容易損傷。支撐動作對舟、月骨、橈骨遠端骨骺關節面施加力量不平衡，則可以形成扭錯應力，當這個應力超過了骨骺所能承受的最大限度，骨骺就會破裂。
肌腱是一種索條狀沒有彈力的組織，當肌肉收縮時肌腱緊張并拉成直線。人體的活動是依靠肌肉的收縮與肌腱的牽引實現的。因此，當肌腱繞過關節或骨骼的隆起部位時，為避免緊張的肌腱滑脫深筋膜就在這些部位增厚成環狀或寬平的支持帶將肌腱固定，如手腕部位的腕背側韌帶等。
2.2腰部受力特點及損傷的力學分析
腰椎是脊柱的主要承載部分，也是運動損傷的多發部位。所以對于力量型的運動員來說，腰椎的損傷往往意味著運動生涯的結束即過早的退役。采用生物力學的方法研究腰椎運動的力學性質，了解其承載的機制，不僅可以掌握科學的發力動作，充分發揮運動潛能，還可以避免損傷并延長運動壽命。外國學者指出自由體操中空翻、下橋等甩腰動作的多次反復練習，長期的疲勞導致腰椎損傷，腰部是運動鏈中的優秀部位，優秀部位的損傷直接影響動作技術的提高。
3損傷的康復和預防
任何運動都要遵循人體生物學、解剖學和力學上的規律，利用所學知識指導訓練預防和避免一些損傷，還可以有助提高訓練的效果。訓練負荷不宜太大，合理安排運動量是防止運動損傷高發生率的有效措施。加強優秀力量訓練。競技體操中，身體始終處于非平衡狀態的位移之中，優秀部位是人體動力鏈的中間環節，如果優秀力量弱則身體的平衡能力、穩定性則弱。體操運動員落地時通過兩腳踝、膝、髖關節等合理彎曲來減緩壓力負荷對人體的傷害并控制平衡。所以，體操運動員經常要控腰來維持平衡，通過腰部優秀部位肌肉力量的整體協調用力保證落地穩定性避免損傷。
4小結
體操運動員運動損傷一般為疲勞積累成的慢性勞損。關于我國體操運動損傷的研究越來越廣泛，運動損傷的年輕化趨勢令人擔憂。運動損傷的預防就顯得尤為重要，結合運動生物力學更科學地組織訓練，加強優秀力量訓練，有效地提高運動技術并預防運動損傷的發生。預防運動性損傷的一套科學理論體系以及國家相關部門對國家運動員因傷退役的安撫措施有待健全和完善。
