生物力學測試方法精選(九篇)
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第1篇：生物力學測試方法范文
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準確、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準確。
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。等速測試數據較為精確，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 。
參考文獻：
[1] 李凌云.運動生物力學原理在武術運動中的應用[D].山東師范大學大學.2002：56-58.
[2] 郭峰，張日輝.優秀女子拳擊運動員后手直拳技術動作上肢肌肉表面肌電分析[J].沈陽體育學院學報.2009.28（4）：65-68.
[3] 劉海瑞.上海市優秀男子拳擊運動員后手直拳出拳―擊打環節生物力學特征分析[D].上海體育學院.2010.
[4] 王新坤.我國部分優秀男子拳擊運動員前手直拳技術的運動學特征分析[J].沈陽體育學院學報.2009.28（4）：102-105.
[5] 岳東升，張翠，宋祺鵬等.山東省64公斤級男子拳擊運動員直拳技術動作的運動生物力學分析[J].山東體育科技.2011.33（1）： 14-17.
[6] 谷曉紅，于軍.拳擊運動中有關生物力學原理應用的若干問題[J].遼寧體育科技.2006.28（2）：30-31.
第2篇：生物力學測試方法范文
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)骨骼未發育完全者(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,得出最大載荷、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。在最大抗張強度(P=0.62,)、最大應變(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。樣本的最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)的髕腱的最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,其最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。
第3篇：生物力學測試方法范文
[關鍵詞]骨水泥；動力髖螺釘；股骨粗隆間骨折；生物力學
[中圖分類號]R318.01；R683.42 [文獻標識碼]A [文章編號]1671-7562(2010)06-0621-04
股骨粗隆間骨折是老年人常見的骨折，動力髖螺釘(dynamic hip screw，DHS)固定被認為是治療股骨粗隆間骨折的有效方法。但老年人骨質疏松，內固定失敗是較為常見的并發癥。一些臨床與基礎研究支持骨水泥強化DHS固定能減少DHS的內固定失敗，但DHS松動后(如手術中可能不當操作)是否可以采用骨水泥強化DHS重新固定，目前研究相對較少。臨床上可供選擇的骨水泥有多種，本實驗對目前臨床上常用的磷酸鈣骨水泥(calcium phosphate cement，CPC)與聚甲基丙烯酸甲酯(polymethy-methacrylate，PMMA)骨水泥強化修復DHS固定股骨粗隆間骨折內固定失敗作用進行比較，為臨床應用提供理論依據。
1. 材料與方法
1.1 材料準備
選用15例人股骨標本，小轉子下15cm截斷，標本均為4％福爾馬林固定1年以內的防腐老年女性，來源于南京醫科大學人體解剖學教研室。股骨標本經骨密度測量證實骨質疏松，經肉眼檢查及普通x線檢查排除有骨折、腫瘤、炎癥、結核等，剔除干凈其上附著的肌肉、韌帶、關節囊等軟組織，噴灑4％福爾馬林保持標本濕潤，以塑料袋密閉封裝，室溫下保存。CPC購于上海瑞邦生物材料有限公司，PMMA骨水泥由天津合成材料工業研究所生產，DHS由常州康輝醫療器械公司提供，美國NORLAND公司生產的XR-36型雙能x線吸收骨密度儀，WE-5生物力學實驗機(天水紅山試驗機廠生產)。
1.2 實驗方法
1.2.1 DHS內固定模型制作 所有標本均采用4孔135°DHS固定，為了安放時盡可能保證DHS固定在股骨頸的中央，先對標本進行DHS所需孔進行預鉆孔。然后制作骨折模型。自大轉子頂與股外側肌嵴交界處至小轉子用骨鋸鋸開骨皮質，鋸除小轉子，骨折線與股骨干軸線成角45°，制成粗隆間骨折EvansⅢ型骨折模型。然后進行DHS安裝，擰入DHS，裝入側方鋼板。遠端與骨皮質靠攏貼實后擰入尾釘適當加壓，鉆孔、測深、攻絲后逐個擰入固定螺釘。其中隨機選取5例進行生物力學測試。
1.2.2 DHS的拔出 將其余10例標本以45度角固定于生物力學實驗機上，近端以牽拉夾夾于股骨頭下方，遠端于股骨大粗隆骨折兩端進行分離加載直至DHS的拔出，制成內固定失敗模型。
1.2.3 骨水泥強化修復 取出DHS，隨機選取5例采用CPC強化，另5例采用PMMA骨水泥強化。CPC強化組，把標本固定在臺鉗上，用生理鹽水沖洗股骨頭的髖螺釘孔道，用電吹風吹干后，調配好CPC(按1g固相：1ml液相的比例配置)呈糊狀，5ml注射器注入，于工作時間5min內均勻灌注入DHS孔道，擰入DHS，用量以不溢出為適宜，裝入側方鋼板，遠端與骨皮質靠攏貼實后擰入尾釘適當加壓，鉆孔、測深、攻絲后逐個擰入固定螺釘。PMMA骨水泥固定組，采用調配好的低稠度的骨水泥注入，其余操作與CPC組相同。將制作好的骨水泥強化動力髖標本安裝在生物力學實驗機上。
1.2.4 測試方法
實驗前剝離股骨頭上軟組織并進行幾何測量，在股骨外側面置應變片A、B、c，內側置應變片D、E、F共6枚，在股骨遠端用骨水泥固定，模擬單足獨立負重，考慮外展肌參與工作。為提高測量精度，全部標本在結構、尺寸、載荷、力學性質上均符合實驗力學模型要求。將制作好標本安裝在生物力學實驗機上，加載載荷，加載速度為1.5mm?min-1，對DHS內固定標本以萬能力學實驗機逐級加載，出現下列情況時認為內固定失敗：(1)大轉子頂骨折斷端皮質固定兩點移位5mm；(2)變形逐漸增加而負載不增加甚至下降；(3)拉力螺釘后退超過10mm；(4)釘尖穿出股骨頭。測定股骨轉子間骨折固定后的相關數據。見圖1～3。
1.3 統計學處理
采用Stata7.0統計軟件對數據使用單因素方差分析法(anova)分析，對各組相關數據進行比較(Scheff法)，JP
2. 結果
15例DHS內固定后的標本在進行加載實驗中，當載荷加至3500N左右時陸續出現內固定失敗，其中8例出現骨折斷端超過5mm，4例出現變形增加而負載不增加甚至下降，3例DHS后退超過10mm。本組標本未有釘尖穿出股骨頭現象出現。實驗結果見表1。
結果表明，在軸向剛度方面PMMA組與對照組相比較大，但CPC組與對照組相比較小，差異有統計學意義(P
在剪切剛度方面，PMMA組與對照組相比較大，差異有統計學意義(P
在扭轉強度方面，PMMA組與對照組相比較小，差異有統計學意義(p0.05)。
3. 討論
股骨粗隆間骨折手術的目的在于獲得堅強的內固定，以利于病人早期活動，減少并發癥。DHS是治療股骨粗隆間骨折常用的有效固定方法，但是在骨質疏松的老年人，股骨頭、頸強度下降，抗拔出能力下降，易出現DHS退出或切割，導致內固定失敗。
通過強化固定DHS固定可預防內固定的失敗，目前文獻報道有多種強化DHS的方法，常用的有PMMA，黎寧等研究認為PMMA強化DHS能有效提高DHS固定強度，整體提高骨折穩定性，減少內固定失敗的可能性。但PMMA有一些不足之處，它不能被吸收，能聚合發熱，產生的熱量可能影響局部的骨細胞
活性，同時聚合時釋放單體對心臟產生一定的毒性。而CPC具有良好的生物活性，它具有可降解性、骨傳導性、大于松質骨的抗壓強度、可隨意塑性及固化時不發熱等優點。管國平等實驗證實，CPC能提高DHS的極限載荷，韓小平等研究結果表明，聯合CPC強化DHS治療老年人股骨轉子間骨折平均臥床時間比單純應用DHS固定的時間明顯要短。
對于DHS內固定失敗，后期修復有人工關節置換等方法。DHS松動后(如手術中可能不當操作)作為補救措施，采用骨水泥強化修復是一個可行的方法。對于骨水泥，本實驗結果表明采用PMMA強化能提高其軸向剛度、剪切剛度、抗扭轉強度。而CPC強化修復后，在軸向剛度、剪切剛度、抗扭轉強度方面均比對照組要差，這可能是DHS松動拔出時使骨螺釘孔的形態發生變化，影響了骨水泥與骨界面的鑲嵌固定，從而使之強化能力下降。因此術中如出現DHS松動，采用PMMA比CPC強化從力學角度看更有一定的優勢。
本實驗的不足之處為體外實驗，無法模擬內固定在體內強度的變化，特別是骨折在愈合過程中，局部的微環境變化如新骨的形成對骨螺釘界面的影響無法得知，因此仍需進一步研究。
[參考文獻]
[1]管國平，楊業林，王華，等，股骨粗隆間骨折DHS內固定失敗的Logistic回歸分析[J]，中國矯形外科雜志，2008，16(2)：98-100.
[2]鄭德志，于建華，楊有庚，等，股骨轉子間骨折動力髖螺釘內固定失敗的危險因素[J]，中華創傷雜志，2006，22(2)：129-132.
[3]Van HELDEN s，van GEEL A C，GEUSENS P P，et al，Bone and fall-related fracture risks in women and men with arecent clinicaI fracture[J]，J Bone Joint Surg(Am)，2008，90：241-248.
[4]黎寧，彭阿欽，張國山，等，骨水泥強化動力髖固定效果的生物力學研究[J]，中國臨床解剖學雜志，2006，24(2)：204-206.
第4篇：生物力學測試方法范文
隨著脊柱外科經后路內固定手術普遍開展，各種椎弓根螺釘固定系統已廣泛應用于臨床，但Esses等[1]通過臨床應用調查這些固定器械發現沒有哪一種椎弓根螺釘固定比較完善，大量病例的遠期隨訪表明并發癥多。主要是螺釘松脫、斷釘、內固定不牢固、矯正度丟失、椎體間融合形成假關節、脫位術后復發、椎弓根斷裂等。Wittenberg[2]認為椎弓根螺釘固定產生并發癥多的原因是螺釘內固定疲勞的結果。內固定器械受周期性負荷而導致疲勞。結合國內外在椎弓根螺釘內固定疲勞生物力學方面的研究綜述如下：
1 椎弓根螺釘疲勞指標
Yamgata等[3]認為要研究椎弓根螺釘內固定生物力學疲勞特性，應從下面3個方面確定：①螺釘強度——疲勞次數關系：就是測定螺釘植入后其強度與周期性負荷次數（疲勞次數）關系；②測定螺釘旋入/出力矩。這具指標能表明螺釘固定疲勞前后的力矩變化，代表期疲勞程度；③螺釘最大軸向拔出力，表示釘一骨界面緊握力牢固性。Wittenberg等也研究了強度一疲勞次數關系，并發現螺釘固定強度隨疲勞次數增加而下降。Zdeblick等[3]研究螺釘旋入/出力矩與疲勞次數關系，并指出力矩隨疲勞總人數增加下降。軸向拔出力也下降；釘一骨界面軸向拔出力也隨疲勞次數增加而下降。
材料選擇，Smith[5]認為椎弓根螺釘內固定生物力學體外試驗標本材料有3個來源：①人尸體脊柱標本，最佳是人新鮮尸體脊術，但來源有限；②人工摹擬脊柱，人工按脊柱椎體骨質等特點仿造出脊柱標本，在制造過程中可人為設計安置各種電子測定元件，有利于試驗記錄測量，但與人體脊柱質、量等各方面相差大；③動物新鮮脊柱標本，目前常用是牛的脊柱，Eilke等[6]應用小牛的胸6至腰6脊柱段與人胸腰椎脊柱段進行體外比較生物力學試驗，得出試驗結果進行統計分析無差異，所以他認為在體外生物力學試驗可用小牛脊柱代替人脊柱當試驗材料。人活體內研究因條件及醫學倫理限制，很少研究。
椎弓根螺釘內固定疲勞試驗研究方法及儀器：椎弓根螺釘內固定試驗是摹擬內固定器械在體內受脊柱三維六自由度周期負荷作用下生物力學疲勞變化規律。研究較復雜，儀器測試要求高。目前沒有規范的標準。Goel等[7]認為一種標準體外疲勞試驗一定要做到對椎弓根螺釘內固定器械進行摹擬在體測試，獲得不同負荷周期性作用下測出強度-疲勞次數關系曲線。疲勞試驗80年代前大都是沒有內固定器下的單純標本人工機械試驗。隨著電子技術發展，90年代后自動化的試驗機器完全代替人工機械方法，他介紹了美國明尼蘇達州制造的雙軸液壓伺服生物材料測試系統即MTS試驗機。該機優點能摹擬人體脊柱在維六自由度運動，即能旋轉、拉伸、周期性加載荷，測定過程全自動化計算機控制，減少人為誤差，同時測定強度一疲勞次數曲線、拔出力和力矩，被認為是目前先進的生物力學試驗系統。 smith[5]也持相同觀點而且建議體外生物力學試驗研究程序化：試驗原理度量科學化試驗目的試驗儀器選擇負荷加載選定（目前沒有具體標準）標本固定安裝測度系統準備收集試驗資料統計分析、討論。另外Yamagata等[3]介紹日本京都制造通用疲勞試驗機。該機也是電子程控測試，但僅測出強度-疲勞次數關系單項指標。還有方法僅測出力矩，或僅側剛度，或僅測拔出力等單項指標。
2 影響椎弓根螺釘內固定生物力學疲勞特性的因素
①椎體骨密度（BMD） 椎弓根及椎體骨密度對其螺釘固定疲勞生物力學是主要影響因素。Halvorson等[8]用雙光子骨密度測定儀測定標本椎體骨密度，分成正常組：1.17±0.08g/cm2；骨質疏松組：0.818±0.05g/cm2。發現正常骨質密度組平均軸向挨出力為1540±361N；而骨質疏松組為206±159N。即螺釘軸向拔出力與椎體骨密度呈正相關。Okuyama等[9]認為BMD每降低10mg/ml。螺釘最在拔出力約減少60N。Kumano等[10]認為Ⅲo骨質疏松螺釘軸向拔出力100N以下，很容易松動脫出，所以建議Ⅲo骨質疏松不要直接用椎弓根螺釘固定。其它研究也證明骨密度對螺釘固定力矩、強度等有重要影響，且呈正相關[11-14]。
②椎弓根螺釘橫截面積大小和螺釘形態、長度、固定深度 Brantley等[21]研究指出椎弓根螺釘橫截面積大小對椎弓根橫截面積占有70%以上才有足夠的固定強度；少于這個比例的螺釘則易疲勞松脫。但是當螺釘截面積增大到占椎弓根橫截面積90%時，再增加螺釘直徑，沒有明顯增加固定強度，反面易使椎弓根爆裂骨折。由于椎弓根橫截面積有限，所以螺釘大小其橫截面積為椎弓根橫截面積的0.7-0.9之間為好。螺釘長度增加，固定深度加深也有增強固定強度、防止疲勞作用。但固定深度椎體大小和椎弓根長度的限制。他指出當固定深度為螺釘進入椎弓根穿刺點到椎弓根軸線與椎體前緣交點連線距離80%深度時（原則是螺釘尖端不要穿過椎體前緣皮質）螺釘固定強度已足夠，再增加固定深度無明顯增加其固定強度。所以增加固定深度亦有限。還指出螺釘大小、長度、深度對中度以上骨質疏松者沒有增加固定強度。Zdeblik等[4]研究螺釘大小對扭力矩強度有正相關，即螺釘直徑加大，扭力矩可相應增加。Kwok等[15]在人尸體上研究比較柱形螺釘和錐形螺釘旋入力矩和軸向拔出力。發現錐形螺釘能增強旋入力矩。柱形釘無此作用。但兩者軸向拔出力無差別。
③椎弓根長、寬、高 Mckinley等用人工脊柱摹擬椎弓根長、寬、高，并研究長、寬、高對螺釘負荷彎力矩作用，結果發現螺釘負荷彎力矩與椎弓根高成負相關，與椎弓根長度正相關，寬度對螺釘負荷彎力矩無明顯作用。
④螺釘孔道準備方法及固定方向 George等[17]用鉆頭準備孔道和用定位探子打出孔道方法，并比較2種方法準備孔道后螺釘固定軸向拔出力，結果兩者無統計學差異，但指出用鉆頭鉆法準備釘孔道定位不準，易造成椎弓根撕裂，而降低固定強度。Ronderos等[18]研究用擊打和非擊打2種方法準備進行螺釘固定測其釘-骨界面拔出力。還有Halrorson等[8]用比螺釘直徑小1mm或相等的兩種攻絲準備孔道，測螺釘軸向拔出力，結果發現用小的攻絲錐準備的孔道螺釘軸向拔出力要大于用與螺釘直徑等大的攻絲錐備成的孔道螺釘向拔出力。
⑤醫生手術熟練程度及技術水平 Stauber等[19]認為椎弓根定位不準確常使螺釘固定穿出椎弓根，破壞了椎弓根骨床質量，降低了固定強度，也易造成神經損傷。因此有應用光纖內窺鏡來探查螺釘孔道定位情況，以提高螺釘固定定位的準確性。
⑥螺釘質量螺釘質量（包括所選用合金材料種類的好壞、剛度強度大小、生產工藝高低等）對其椎弓根固定穩定性、牢固性很重要。發現經椎弓根螺釘固定后螺釘彎曲或折斷，Esses等[1]認為是與螺釘機械強度不夠、剛度達不到內固定的要求、質量不合格有關。Matsuzaki等認為發生斷釘是螺釘質量不過關的典型表現，他認為一定要對每一種螺釘等器械應用于臨床前進行材料生物力學檢測，質量合格后才能應用。
⑦負荷大小、周期性次數 Goel等[7]指出疲勞試驗研究基本特征是在人為條件下，施加一定量的預負荷于標本，在一定的頻率下周期性作用于內固定器械來研究其疲勞反應及其變化規律。但目前不同試驗研究的預負荷、頻率、周期性負荷次數都不統一。Cunningham.等[21]研究結果表明：①在400N水平VSP、LSOLA、TSRH、加壓CD棒系統疲勞次數超過100萬次；②在500N水平VSP、ISOLA、TSKH、加壓CD棒系統疲勞次數達60萬次時出現疲勞；③在600N水平，4種器械內固定系統平均20萬次即出現疲勞反應。可見椎弓根螺釘內疲勞與其受力、疲勞次數、頻率均有關。Myers等[13]用MTS對單根螺釘固定進行疲勞試驗，測其軸向拔出力，表明疲勞次數增加，拔出力下降。在相同疲勞條件下，Wittenberg等[2]AO螺釘平均73300次出現疲勞，VSP螺釘平均20800次出現疲勞，強度-疲勞次數關系，結果發現螺釘固定強度隨疲勞次數增加而下降，但不是線性相關。疲勞次數低于4000次時，各螺釘固定強度無統計學差異。
3 預防椎弓根螺釘固定疲勞的措施
預防椎弓根螺釘固定目的是要獲得牢固穩定的內固定以達到臨床治療目的。因此防止預防椎弓根螺釘固定產生疲勞問題又成為人們研究的熱點。提高骨密度，防止骨質疏松是經椎弓根螺釘固定穩定牢固的基礎[12]。Pfeiffer等[12]對Ⅲo骨質疏松者準備螺釘孔道后，用適量PMMA骨水泥填入孔道再擰入螺釘固定，結果可以提高螺釘軸向拔出力，固定更牢靠穩定，從而防止疲勞。Chiba等[22]研究通過附加椎板鉤輔助固定可能減少椎弓根螺釘負荷而減少疲勞發生。Stovall等[23]研究腰骶椎融合術時也應用附加椎板鉤輔助固定，也明顯增強內固定牢固性。Dick等[24]研究在椎弓根螺釘骨固定器械兩側縱行板或棍間用橫桿連結裝置可以提高其固定強度，有利于防止疲勞。Lim[25]又研究了橫桿連結裝置最佳位置，認為雙橫桿最佳位置是近側端桿位于縱行板或棍1/4處作用最大；遠側橫桿應位于縱桿1/8處起作用大。另外，提高外科醫生手術技術水平、技巧、熟練程度，對椎弓根螺釘內固定牢固穩定、降低疲勞也是一項重要措施。
4 椎弓根螺釘疲勞研究存在問題
雖然椎弓根螺釘疲勞生物力學研究做了許多工作，但有些方面有待進一步研究，主要有：①不同年齡段疲勞指標正常參考值沒有確立；②疲勞與螺釘受力方向的關系沒有報道；③中國人應用椎弓根螺釘的疲勞生物力學研究。 5 參考文獻
Esses，Stephen I.Barton L，et al.Complications associated with the technique of pedicle screw fixation .Spine，1993，18(15):2231
Wittenberg，Shea M，Edwards，et al.A biomechanical study of the fatigue characteristics of thoracoolumbar fixation in a calf spine model .Spine，1992，17(6):S121
Yamagata N，Mechanical stability of the pedicle screw fixation systems for the lumbar spine.Spine，1992，17(3):51
Zdebilck，David N，Kunz，et al.Pedicle screw pullout strength .Spine，1993，18(12):1673
Smith N.In vito spinal biomechanics.Spine，1991，16(10):1204
Wilke HJ，Stefan K，Lutz Claes，et al.Bicmechanical comparison fo calf and human spines.J Orthop Res，1996，14(3):500
Goel VK，Winterbottom JM，Weinstein JN，et al.A method for the fatigue testing of pedicle screw fixation devices，J Biomech，1994，27(11):1383
Halvorson，Lee A，Kelley ，et al.Effects of bone mineral density on pedicle screw fixation.Spine，1994，19(21):2415
Okuyama K，Sato K，Abe E，et al.Stability of transpedicle screwing for the osteoporosis:An in vitro strdy of the mechanical stability.Spine，1993，18:2240
Kumano，Hirabayashi，Ogawa，et al.Pedicle screws and bone mineral density .Spine，1994，(10):1157
Oxland，Thomas R，Lound，et al.The relative importance of vertebral bone density and disc degeneration in spinal flexibility and interboby implant performance，Spine，1996，21(22):2558
Pfeiffer，Lars G，Gibertson，et al.Effect of specimen fixation method on pullout tests of pedicle screws.Spine，1996，21(9):1037
Myers，Barrys，Philip J，et al.The role of imaging and in situ biomechanical testing in assessing pedicle screw pullout strength.Spine，1996，21(17):1962
Brantley，Anna G，Jack K，et al.The effects of pedicle screw fit.Spine.1996，19(15):1752
Kwok，Joel A，Finkelstein，et al.Insertional torque and pullout strengths of conical and cylindrical pedicle screws in cadaveric bone.Spine，1996，21(21):2429
Mckinley，Robert F，Malarin，et al.The effect of pedicle morphometry on pedicle screw loading.Spine，1997，22(3):246
George，Daniel C，Martin H，et al .Hole preparation techniques for transpedicle screws.Spine，1991，16(2):181
Ronderos，Juan F，Rnald，et al .Comparative pullout strength of tapped and untapped pilot hole for bicortical cervical screws.Spine，1997 22(2):167
Stauber，Martin H，George S，et al .Pedicle screw placement with intraosseous endoscopy.Spine，1994，19(1):57
Matsuzaki，Tokuhashi，Matsumeto，et al Problems and solutions of pedicle screw plate fixation of lumbar spine.Spine，1990，15(11):1159
Cuningham，John C，Shono，et al .Static and cyclical biomechanical anlysis of pedicle screw spinal constructs.Spine，1993，18(12):1677
Chiba，Robert F，Scott A，et al.Short-segment pedicle instrumentation.Spine，1996，21(3):288
Stovall，Allan，G，Lundy，et al .Sacral fixation technique in lumbosacrol fusion.Spine，1997，22(1):32
第5篇：生物力學測試方法范文
【摘要】 [目的]比較頸椎前路靜力性、動力性釘板系統在頸椎前路單椎間減壓植骨融合中的生物力學，為臨床應用提供生物力學依據。[方法]采用6具小牛頸椎標本，測定其正常頸椎C4、5節段的活動范圍(ROM) ，而后在C4、5節段制作單椎間減壓植骨融合模型后隨機分為3組，分別采用Orion、Codman、Window鋼板、螺釘固定，分別測定脊柱在前屈、后伸、旋轉、側屈運動時的穩定性并與正常標本比較。[結果]單椎間減壓植骨融合后，無論采用哪種鋼板固定，其術后ROM值除側屈時稍大外均比正常頸椎要小，在前屈時最為明顯(P< 0.05);后伸時Orion固定最接近正常標本(P> 0.05)，而Codman、Window與正常標本相比有較大差異(P< 0.05);旋轉側屈時3 種鋼板與正常頸椎均無顯著性差異(P> 0.05);3 種鋼板之間無顯著性差異(P> 0.05) 。[結論]在頸椎前路單椎間減壓植骨融合中，頸前路靜力性、動力性釘板系統均能維持頸椎的穩定性。本試驗支持動力性釘板系統在頸椎前路單椎間減壓植骨融合中應用。
【關鍵詞】 頸椎; 生物力學; 內固定
Abstract: [Objective]To study the constructive stability with three kinds of anterior cervical plates in clinically simulated single - level anterior intervertebral decompression and fusion model to provide biomechanical basis for clinical application. [Methods]Six fresh calf cervical spine specimens were applied. After intact specimen underwent test ， in each specimen ， the following construct were tested successively in model : fixation with Orion，Codman ，Window respectively.[Results]The ROM of the following construct with Orion，Codman，Window respectively were less significantly than those of the intact specimens inflexion(P< 0.05) . In extension ， the ROM of construct with Codman and Window were less significantly than those of the intact specimens (P< 0.05) . But there was no significantly difference between the constructs with Orion and the intact spine specimens (P>0.05) . There were no significantly difference among the constructs with three kinds of plate respectively and the intact specimens in lateral bending and rotation. However ， there were no significantly difference among Orion ， Codmanand，Window(P> 0.05) .[Conclusion]Dynamic and static anterior fixation can all provide effective stability for cervical spine.Dynamic anterior fixation can be used in anterior intervertebral decompression and fusion.
Key words：cervical spine; biomechanics; internal fixation
頸椎前路靜力性鋼板被廣泛地應用于椎間盤或椎體切除后重建，但有學者認為堅強固定會產生應力遮擋，減少了植骨塊的載荷而影響融合效果。而頸椎前路動力性鋼板固定可使植骨塊與植骨床之間緊密接觸，植骨塊得到充分的載荷刺激，可以提高融合率[1]，因此臨床應用逐漸得到重視。但鋼板動力化是否會影響到術后頸椎的穩定性，不同設計的鋼板間又有何差異，文獻報道較少。本研究對三種不同設計鋼板固定臨床常見的頸椎前路單椎間減壓植骨融合的穩定性進行生物力學比較，為臨床合理選用內固定提供理論依據。
1 材料與方法
1.1 實驗材料
采用6具小牛新鮮頸椎標本(由上海光明乳業集團南匯區特約屠宰場提供)，通過大體解剖及X線攝片排除病理標本，剔除全部肌肉，保持韌帶、關節囊、椎間盤及骨性結構的完整，標本用雙層塑料袋密封，在-30°低溫冰箱保存10～15 d，在實驗前將逐級解凍。三種鋼板為Orion由美敦力·樞法模公司提供、Codman由北京Link公司、Window由北京奧斯比利克公司提供。測試儀器為上海大學生物力學工程研究所三維空間坐標系統儀。
1.2 標本的制備
在頸椎標本上、下兩端C2～7椎體分加澆注相互平行的骨水泥(自凝牙托粉)平臺，平行度小于10°，以便于對標本進行加載測試。而后將C4、5椎間盤切除，去除上下終板軟骨，用大小適宜的三面皮質髂骨塊植入，相當臨床上單椎間隙減壓植骨融合模型。頸椎標本按如下順序依次行： Orion鋼板、Codman鋼板、Window鋼板固定，于C4、5椎體中上部進針，螺釘角度分別向頭、尾側成角15°，制成相應內固定模型。
1.3 實驗方法
1.3.1 測試順序：(1)完整模型;(2)Orion鋼板固定模型;(3)Codman鋼板固定模型;(4)Window鋼板固定模型。
1.3.2 力學模型及生物力學測試
頸椎的力學測試模型主要是正確模擬人體頸椎運動的規律性能及頸椎力學性質的變化，載荷及力學重心的確定。對頸椎的受力狀態與人相似，施加載荷為150 N為宜，以保證處于生理狀態下標本可重復加載，不會導致頸椎標本破壞或失穩。對頸椎的加載方式采用滾珠對準力學重心點以準靜態速度1.4 mm/min液壓平穩分級加載。測試過程中先行預載以去除頸椎骨的蠕變、松馳等時間效應的影響，然后模擬人體頸椎三維運動(圖1)，產生前屈、后伸、左右側屈的運動，通過高精度數顯光柵測微儀(KG-101型，精度0.01%)測量頸椎C4、5椎體的位移;旋轉試驗則將測試相應節段左、右旋轉至6°，通過YJ-14連續數字式應變儀測量施于頸椎的扭矩。測量數據經計算機處理換算成角位移的變化。測量過程中對標本予以生理鹽水噴霧，以保持標本濕潤新鮮狀態。
圖1 頸椎不同運動方式示意圖
1.3.3 數據分析和統計學處理
本實驗對標本各種運動狀態的三維穩定性進行測量，所有數據處理用SPSS 11.5處理。計算頸椎的不同運動狀態時不同內固定下的運動范圍。采用重復測量方差分析LSD法進行統計學比較，比較不同內固定方法下的ROM的差異。比較時顯著性差異設定在(P
2 結果
所有數據處理用SPSS 11.5處理。計算頸椎的不同運動狀態時不同內固定下的運動范圍。采用重復測量方差分析LSD法進行統計學比較，比較不同內固定方法下的ROM的差異。比較時顯著性差異設定在(P
試驗過程中未出現頸椎標本破壞或內固定失敗等。就本試驗中的頸椎前路單椎間減壓植骨融合模型而言，盡管采用前路鋼板固定，也未能完全恢復到正常標本的剛度。試驗數據經統計分析，結果參照表1。
在前屈狀態:3 種鋼板固定后的ROM值均比正常頸椎組小，統計分析有顯著差異(P< 0.05) ，均較正常標本更穩定。其中以Codman 的穩定性最好。
后伸狀態: Orion固定后的ROM值最接近正常頸椎，統計分析無顯著差異(P> 0.05)。而Codman和Window 固定后的ROM值均比正常頸椎組小(P< 0.05) ，Codman比Window 的穩定性更好。
側屈狀態:3 種鋼板的ROM 比正常頸椎組稍大，但無顯著差異(P>0.05) ，說明能達到穩定性要求。
旋轉狀態：結果與前屈狀態時類似。3種鋼板固定后的ROM值均比正常頸椎組小，但無顯著差異(P> 0.05) 。其中Codman 的穩定性最好。但在前屈、后伸、側屈、旋轉狀態下3種鋼板固定后穩定性均無顯著差異意義(P> 0.05) 。
3 討論
頸前路單椎間減壓植骨融合是臨床治療頸椎間盤突出癥或頸椎病的常用術式，前路鋼板內固定的使用明顯減少了植骨塊脫出、塌陷及后凸畸形等并發癥[2]，但植骨塊融合率仍未理想，文獻報告的單間隙融合中假關節發生率最高達到12%[3]。有學者[4]認為這跟先前使用較為廣泛的傳統靜力性頸椎前路鋼板的堅強固定產生應力遮擋，減少植骨塊的載荷有關。而頸椎前路動力性鋼板固定可使植骨塊與植骨床之間緊密接觸，植骨塊得到充分的載荷刺激，可以提高融合率，因此臨床應用逐漸得到重視。
目前臨床應用的前路鋼板基本都是單皮質螺釘固定的帶鎖鋼板，也稱限制性鋼板。根據鎖定機制的不同， Haid將之分為完全限制性和半限制性2個亞類。前者指鎖定后螺釘與鋼板交界處沒有活動，例如CSLP，Orion鋼板等。后者又稱動力性鋼板，可進一步細分為轉動和平移2類，屬于轉動類的有Codman、Zephir等，螺釘與鋼板界面間角度可變，以此增加植骨塊承載;平移類如ABC、DOC、Window、Premier等，除了螺釘角度可變外，更允許螺釘軸向下沉，形成動力性加壓而使植骨塊與植骨床之間緊密接觸，同時減少對植骨塊應力遮擋。本研究選用了臨床應用較廣泛的Orion，Windows，Codman三種有代表性的不同設計的鋼板(圖3)。Orion鋼板上下兩端的螺釘孔各向頭尾端成固定的15°角和向內聚6°角，通過成角的張力增加固定的穩定性，為典型的靜力固定。Codman鋼板則允許螺釘在螺孔內有一定的轉動范圍，以此增加植骨塊所受的應力載荷，為轉動類的動力固定;Window鋼板中央有間斷長方形窗式槽，供螺釘置于任何符合頸椎生量曲度和角度的合適位置，螺釘擰入后，和螺孔間具有動力加壓功能，為平移類的動力固定。
圖2三種不同設計鋼板
試驗結果表明，三種鋼板除在側屈時ROM比正常大(但與正常無顯著差異外)，其余狀態時ROM均比正常小，其中前屈與正常相比有顯著差異(P0.05)。測試結果與俞杭平[5]的實驗結果類似。但對于實驗結果之間有一些差異，作者認為和我們采取的標本可能有一定關系，小牛的頸椎C4、5節段生理運動范圍比人的頸椎活動運動范圍小。因此可能低估頸前路鋼板的作用。
頸椎單椎間減壓植骨塊融合相當于一個骨折的愈合過程， AO認為復位后堅強固定是骨折愈合的必須條件，但本試驗結果表明，頸椎單椎間減壓植骨融合后，無論采用哪種鋼板固定，其術后ROM值除側屈時比正常稍大外(但差異無顯著意義)，在前屈、后伸、旋轉運動時均比正常頸椎要小，均能提供高于正常頸椎的穩定性，說明鋼板固定后植骨塊融合擁有良好的愈合環境。尤其作為動力化固定的Codman和Window兩種鋼板完全能提供植骨塊融合必須的穩定性，但從既往的生物力學研究看，動力性鋼板由于特有的力學特點使植骨塊所受的應力增加及植骨部位的微動，可促進骨愈合，減少骨愈合的時間。Reidy等[6]也認為動力性加壓能提高植骨塊的載荷，從生物力學上看更支持動力性鋼板在單純前柱不穩定中應用。
由于是生物力學研究沒有涉及到肌肉組織的穩定作用和機體的協調作用，因此不完全代表臨床應用的實際情況，而只提示某一種內固定器械比另外一種器械的生物力學特性強。此外，由于新鮮人尸體標本獲取較困難，特別是可能牽涉的倫理問題，本試驗中選擇了新鮮小牛標本作為研究對象。Wilke等認為使用小牛脊柱標本在比較各內固定系統性能，尤其是脊柱椎間活動度方面，反映出的相關趨勢與人體標本是一致的。
總體而言，在頸前路單椎間減壓植骨融合固定中，不管是靜力性還是動力性固定均能有效維持脊柱的穩定性，但從Codman 和Window 等動力性固定的載荷特點看，動力性鋼板固定的應力遮擋效應小，有利于植骨塊融合，因此在單椎間減壓融合中選用Codman 和Window 相比較而言有一些優點，這提示我們在治療時盡可能選擇動力性固定。
參考文獻
[1] Reidy D， Finkelstein J， Nagpurkar A，et al. Cervical spine loading characteristics in a cadaveric C5 corpectomy model using a static and dynamic plate[J]. J Spinal Disord Tech， 2004，17:117-122.
[2] Bindal RK， Ghosh S， Foldi B. Resorbable anterior cervical plates for single-level degenerative disc disease[J].Neurosurgery，2007，2:305-309.
[3] Lee SH， Sung JK.Anterior cervical stabilization using a semi-constrained cervical plate and titanium mesh cage for single level corpectomy[J].J Clin Niruosci， 2008，11:1227-1234.
[4] 徐建偉，賈連順，陳德玉，等.頸椎前路椎體次全切除鈦網植骨早期塌陷的探討[J].中國矯形外科雜志，2002，13：1267-1269.
第6篇：生物力學測試方法范文
關鍵詞：膨脹教學；實驗平臺；思考能力
軟組織力學特性是生物力學教學中的重要內容，對于解釋疾病的發生發展具有重要的作用，不同組織（包括正常組織和病理組織）的力學特性不同，其臨床表現也不同。可見，了解軟組織的力學特性對于醫生深入認識疾病具有重要的意義。而對于我校生物力學課程的授課對象一醫學相關專業學生而言，使他們了解力學特性的相關知識和方法就顯得非常必要。
目前，軟組織力學特性的實驗方法主要包括拉伸實驗和整體膨脹實驗，拉伸實驗主要針對軟組織的條狀試件進行單軸或雙軸拉伸，利用實驗機記錄軸向或雙方向的載荷位移數據，通過數據處理獲得材料的力學特性。拉伸實驗操作簡單、所用設備標準規范，數據處理方便等，但對于具有特定性狀的軟組織而言，通過拉伸實驗無法獲得準確的力學響應，整體膨脹實驗則可以在不破壞軟組織形狀的基礎上，模擬生物體在體時的生理狀態，通過對整體軟組織進行加壓，進而獲得軟組織形變隨壓強的變化規律。
可見，對于具有特性形狀的軟組織材料，通過整體膨脹實驗獲得的力學響應更符合生理實際，獲得的力學特性更準確，該方法是目前研究軟組織力學特性的重要實驗方法。對于生物力學實驗和實踐教學而言，讓學生了解生物力學領域的重要研究方法是重要的教學任務，雖然整體膨脹實驗在相關的學生實驗和實踐工作中很少見到，但是考慮到我校生物力學課程的授課對象為醫學相關專業學生，因此，開發滿足實驗和實踐教學需要的整體膨脹實驗非常必要。
1.整體膨脹實驗平臺的設計
整體膨脹實驗是在不破壞軟組織整體形狀的情況下，對整體軟組織進行加壓，同時記錄軟組織內壓和變形的信息，通過數據處理，獲得軟組織的力學響應。整體膨脹實驗的主要研究對象是管狀組織（主要包括血管）和類球缺狀組織（角膜、鞏膜、虹膜）。通過對血管等管狀材料進行整體膨脹實驗，可以獲得血管直徑隨血管內壓的變化規律；而對于類球缺狀材料，則可以得到頂點位移隨眼內壓的變化或面積變化隨眼內壓的變化。實際中，我們以管狀材料（兔腹主動脈）整體膨脹實驗為例，在已有工作的基礎上，設計和搭建了整體膨脹實驗平臺，規范了實驗操作流程，統一了圖像和數據處理等流程，獲得了管狀材料的力學響應和材料特性。
1.1實驗測試系統設計 管狀材料的整體膨脹實驗平臺主要包括加壓裝置和軟組織形變圖像采集和錄系統。具體的實驗裝置示意圖見圖1，加壓裝置為微量注射泵，通過傳感器和數據采集分析系統記錄加壓過程中的壓力變化；軟組織形變圖像采集和記錄系統主要包括顯微鏡、CCD和計算機。實驗過程中，通過加壓裝置對管狀材料進行加壓，同時采集和記錄軟組織的變形信息。
1.2實驗操作步驟 采用過量麻醉劑將新西蘭兔處死，開腹分離腹主動脈，取出試件并置于生理鹽水中備用。測量并記錄血管壁厚、直徑和長度。
將試件兩端固定于夾具，將試件置于生理鹽水浴內。連接設備，將壓力傳感器調零。調整試件位置，使CCD拍攝效果最佳。
對血管試件進行預調，通過微量注射泵向血管內注射生理鹽水，當血管內壓達到100 mmHg時停止注射，并卸載，當血管內壓達到0 mmHg時完成一次預調。預調三次后，進行正式實驗。
第7篇：生物力學測試方法范文
關鍵詞：生物力學；骨質疏松；腰椎；模型；體層攝影術
脊柱的生物力學試驗可以通過體內和體外試驗兩種方式進行。近年來有限元分析法作為一種骨科生物力學的研究方法越來越受到關注。有限元分析不僅能模擬脊柱的各種運動方式，還能模擬正常人、患者和手術后的脊柱外形，從而計算出相應的各個結構的受力和位移情況。腰椎的有限元模型可以為骨質疏松椎體彌補以上試驗的不足，為骨質疏松椎體的生物力學試驗提供良好的試驗模型。擬建立包含多個完整的功能脊柱單位（Functional spinal unite，FSU）骨質疏松腰椎的三維有限元模型，模型包括四個椎體和三個個椎間盤。模型將用于骨質疏松的椎體的治療評價的生物力學試驗。
1 資料與方法
1.1 一般資料：①志愿者1名：根據國人解剖學數值選取1個有代表性的健康成年男性志愿者，35歲，身高175 cm，體重73 kg；②General Electrics 64層螺旋CT機；③計算機工作站：Intel（R）Xeon（TM）CPU 3.00 G 雙核四節點（8 cpu），內存：16 G，硬盤：320 G；④醫學圖像處理軟件Mimics 10.0（Materialise's interactive medical image control system 10.0）：一款由比利時Materialise 公司開發的介于醫學與機械領域之間的一套逆向軟件，可以快捷的將CT或是MRI的斷層掃瞄的二維圖像轉化為機械領域中CAD/CAM軟件或完全的三維模型；⑤有限元分析軟件MSC.PATRAN 2005：MSC.PATRAN最早由美國宇航局（NASA）倡導開發的，是工業領域最著名的并行框架式有限元前后處理及分析系統，其開放式、多功能的體系結構可將工程設計、工程分析、結果評估、用戶化身和交互圖形界面集于一身，構成一個完整CAE集成環境；⑥有限元分析軟件ABAQUS：ABAQUS由美國公司開發，是世界知名的高級有限元分析軟件，其解決問題的范圍從相對簡單的線性分析到許多復雜的非線性問題。ABAQUS包括一個十分豐富的、可模擬任意實際形狀的單元庫。
1.2 方法與步驟：模型的建立：①螺旋CT掃描：采用General Electrics 64層螺旋CT對已經選定的對象進行螺旋掃描及斷層圖像處理。掃描時志愿者采取仰臥位靜止不動，盡量保持掃描斷面與身體長軸垂直。掃描參數如下：層厚0.699 mm，球管電流200 mA、電壓120 kV。②CT圖像處理及保存：在CT工作站中，通過調整圖灰度、增加對比度等，對圖像觀察細節進行處理，得到清晰的骨窗斷層圖像，并將其保存為DICOM格式，刻錄為光盤保存。③CT圖像處理及胸腰段三維圖像的重建：將DICOM格式的圖像數據導入三維重建軟件Mimics。在MIMICS中逐層分割提取已選取的CT圖像，去除骨骼周圍軟組織圖像，盡量把胸腰椎T11～T12～L1～L2段從背景中分割。得到處理后每一個斷層的CT圖像，然后重建出胸腰段的三維圖像。④胸腰段椎體三維實體模型的建立和光滑處理：把生成的三維圖像數據導入Magic rp軟件，利用Remesh模塊對模型進行光滑處理，生成光滑和幾何高度近似，具有較好面網格質量的模型以便導入Patran前處理軟件，構建有限元模型。⑤胸腰段三維模型的前處理：將優化的面網格文件導入MSC Patran前處理軟件，生成正常T11～T12～L1～L2段椎體的四面體單元。并在體單元的基礎上根據解剖結構的材料屬性不同，把椎體分割成皮質骨、松質骨、椎體后部3個部分，其中皮質骨厚度約為1～2 mm。⑥T11/T12、T12/L1、L1/L2椎間盤的建模過程：在已有的椎體四面體單元的基礎上生成椎間盤和終板模型，采用六面體單元劃分。椎間盤髓核被模擬為不可壓縮的體單元（Hybird）。髓核的體積約占椎間盤體積的35%～45%，靠近中后部1/3。椎間盤的上下表面由1.0 mm 厚的軟骨終板構成。⑦關節突關節、椎間盤纖維、韌帶的建模過程：選擇關節軟骨，并把關節軟骨層的表面接觸選用面-面接觸單元模擬（無摩擦的滑動表面接觸單元），關節囊使用三維Truss單元模擬。纖維環纖維由只承受拉應力的Truss單元構建，纖維在環狀體中呈剪刀狀方式走行，并與椎間盤平面成平均25°～40°的夾角。有限元模型包含的前縱韌帶、后縱韌帶、棘上韌帶、棘間韌帶、橫突間韌帶以及黃韌帶均采用只受拉力Truss單元模擬。⑧賦予各結構材料學參數：對整個胸腰段有限元模型單元材料相關屬性進行設定，構建與實際模型在材料參數和力學行為上相吻合的三維有限元模型，其中纖維、韌帶、關節囊為只受拉應力的線彈性材料。各部位的材料屬性見表1。
表1 正常胸腰段有限元模型的材料參數
結構彈性模量（MPa）泊松比截面積（mm2）皮質骨 12 0000.30
松質骨1000.2
關節軟骨100.4
L5-椎體后部3 5000.25
終板1 0000.4
椎間盤纖維環基質4.20.45
椎間盤髓核0.20.4999
纖維環纖維500非線性
前縱韌帶200.33 8.0后縱韌帶700.320.0黃韌帶500.360.0棘間韌帶280.335.5棘上韌帶280.335.5橫突間韌帶500.310.0關節囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41
骨質疏松的材料模型為在正常模型材料參數的基礎上，皮質骨、終板、后部結構模量減少33%，松質骨減少66%，同時考慮髓核脫水，彈性模量增加1倍，其他結構保持不變。見表2。
表2 骨質疏松胸腰段有限元模型的材料參數
結構彈性模量（MPa）泊松比截面積（mm2）皮質骨 8 0400.30
松質骨340.2
關節軟骨100.4
L5-椎體后部2 3450.25
終板6700.4
椎間盤纖維環基質4.20.45
椎間盤髓核0.40.4999
纖維環纖維500非線性
前縱韌帶200.338.0后縱韌帶700.320.0黃韌帶500.360.0棘間韌帶280.335.5棘上韌帶280.335.5橫突間韌帶500.310.0關節囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41
2 結果
正常脊柱胸腰段三維有限元模型已經建立起來。完整的脊柱胸腰段三維有限元模型包括共276 580個四面體單元，8 532個六面體單元，673個桿單元，總計共95 219個結點。見表3。
表3 正常胸腰椎有限元模型的單元劃分
結構單元類型數量節點
95 219椎體骨四面體單元276 580椎間盤、終板六面體單元8 532韌帶、關節囊、纖維三維桿單元673
建成后的三維有限元模型與實體組織具有良好的幾何相似性。
完全按照上述步驟我們利用有限元軟件Patran前處理功能，對不同組織的物理特性進行定義，皮質骨、終板、后部結構模量減少33%，松質骨減少66%，同時考慮髓核脫水，彈性模量增加1倍，其他結構保持不變。基本符合真實的生物力學要求，真實模擬了骨質疏松椎體的材料特性，成功建立了T11～L1的骨質疏松有限元模型。見圖1。
圖1 建立關節囊、纖維、韌帶的正常胸腰段脊柱有限元模型
3 討論
1974年，Belytschko首先將有限元分析法應用于脊柱力學研究，建立二維椎間盤模型，標志著有限元在骨科生物力學分析中應用的開端[1]。Liu等在1975年首次提出三維有限元模型，將其用于椎間盤生物力學研究并將理論結果與試驗結果進行了比較。由于有限元法在求解過程中條理清晰，步驟同一，通用性強，特別適合計算機仿真計算。隨著電腦軟硬件技術的發展，有限元法在骨結構生物力學及醫療研究中愈顯重要且前景廣闊。
有限元分析不僅能模擬脊柱的各種運動方式，還能模擬正常人、患者和手術后的脊柱外形，從而計算出相應的各個結構的受力和位移情況。脊柱某些結構的外在位移用普通試驗方法容易測得，但內在應力的改變則需要復雜的測試技術，利用有限元分析能夠精細地得到模型內部地受力變化。這比外在位移來說更具有深遠地意義。而計算機技術的進步及功能完善的專用軟件的問世，為確保有限元模型的精確性奠定了基礎。現今的研究成果使有限元模型不僅能逼真地模擬椎骨、椎間盤，還能將脊柱周圍的韌帶、肌肉直接或者間接地加入模型，使模型更加真實完善。正因為如此，近年來有限元分析法作為一種骨科生物力學的研究方法越來越受到關注。有限元模型最大的優勢在于可以反映集體內部的應力變化情況，這是其他試驗方法難以做到的。
3.1 骨質疏松腰椎三維有限元模型的建立：有限元建模有多種方法，由于人體結構的不規則性，同時CT、MRI機器普及，圖像建模的方法比較適合于臨床生物力學的研究，目前多數臨床相關的研究是通過此方法建模的[2-3]。
在本試驗中，我們采用General Electrics 64層螺旋CT對已經選定的對象進行薄層螺旋掃描及斷層圖像處理。得到清晰的胸腰段椎體骨窗斷層圖像，并將其保存為DICOM格式，再將DICOM格式的圖像數據導入三維重建軟件Mimics。這樣通過CT建立的胸腰段椎體有限元仿真模型與真實的胸腰段脊柱在幾何上就近似人體骨形態。并且我們建立的是四面體椎體模型，四面體相比六面體，對復雜幾何體的形狀擬和較好。脊柱六面體有限元模型和本課題建立的四面體椎體加六面體椎間盤的胸腰段有限元模型示意圖：見圖2～3。
圖2 脊柱六面體有限元模型
圖3 胸腰段六面體、四面體混合有限元模型
另外，由于韌帶從生理結構上，只承受拉力作用，不受壓力作用，因此，本試驗中采用只受拉力作用的線彈性材料模型，采用三維桿單元模擬，一定程度上符合韌帶的生理特性。由于CT無法建立椎間盤模型（因為在CT上椎間盤的灰度和周圍軟組織的灰度重疊無法取值）且椎間盤結構復雜，文章根據椎間盤的生理結構，通過CAD構建了簡化的椎間盤模型。椎間盤被固定在相鄰的椎體之間，分散來自椎體的壓力，通過與雙側軟骨終板結合的纖維環和髓核使椎體間具有一定的活動度。
3.1.1 三維胸腰椎體幾何模型的準確性：我們研究所建立的有限元模型是骨質疏松椎體壓縮性骨折好發的脊柱胸腰段，更符合臨床實際情況。模型的建立選擇健康成年人的胸腰段脊柱作為基礎，應用螺旋CT掃描獲得胸腰段脊柱的詳細輪廓數據，經Materialise Mimics逆向處理軟件，建立胸腰段脊柱的三維實體模型。本研究采用基于CT原始數據的先進逆向建模技術，解決了CAD傳統正向建模技術無法構建骨骼等復雜幾何體的問題，從而保證了幾何高度近似，為下一步的研究提供了良好的三維模型。
3.1.2 三維胸腰椎體網格模型的優點：在對胸腰椎體進行網格劃分時，考慮到椎體的幾何復雜性，對椎體采用自適應四面體網格劃分方法，并對在著重考察和形狀非常不規則的區域進行網格細化處理，保證了網格模型和幾何模型的高度近似性。因此，本研究的網格模型更加細化和逼真，保證了計算的準確性。同時對于椎間盤模型，采用六面體模型，保證了椎間盤纖維模型的合理構建。采用椎體骨四面體和椎間盤六面體的復合網格模型，即保證了網格模型的幾何逼真，又保證了胸腰椎各解剖部位的合理構建，為胸腰椎生物力學的研究提供了良好的網格模型。
3.1.3 胸腰椎模型材料屬性的可靠性：因為試驗條件的限制，本研究胸腰段脊柱有限元模型各部位的材料屬性及基本參數采用了國外學者在胸腰椎材料力學研究中的試驗結果，并已被不同研究學者引用進行胸腰脊柱的有限元模擬分析[4-6]。雖然因為研究的方法、試驗的條件以及力學標本來自不同地區人種的關系，不同研究學者的材料試驗造成材料屬性有所偏差，但是本研究采用同一學者的研究結果，對不同模型進行力學分析，從縱向上進行定性比較分析，是合理的。
3.2 胸腰椎模型建立的臨床意義：很多老年病如椎間盤退變，椎體的壓 縮性骨折等都與老年性的骨質疏松有關，而很多的骨質疏松椎體的病因和治療均與其生物力學有關，因此，分析不同的手術及創傷對骨質疏松的腰椎的影響是十分關鍵的。精確的生物力學試驗可以幫助選擇準確的植入物和手術方法，指導患者的術后康復和鍛煉[7-8]。目前，很多學者通過有限元模型來進行骨科研究，并取得了好的成果[9-12]。本試驗建立的有限元模型可以在計算機上隨意的對椎體產生變形，可以模擬椎體骨折的模型，分析骨折后的生物力學變化，同時可對目前治療骨質疏松骨折的新技術如椎體成型和后凸成型做比較，以及椎體疏松后內固定松動的問題，還可用于腰椎退變性滑脫，能夠很好的模擬腰椎的生物力學試驗。我們建立此模型想利用此模型觀察骨質疏松椎體骨折后椎體成形后的相鄰椎體骨折的問題，最近越來越多的報道認為這種骨折與椎體剛度和強度的增強有關。是否椎體成形術后的相鄰椎體的骨折是由椎體的生物力學的改變引起，目前尚無定論。以往試驗利用有限元的方法對椎體增強后的相鄰椎體的生物力學進行了報道，但得出的結論不一致。這些生物力學試驗均證明了椎體剛度的增強是目前相鄰椎體骨折的原因[13-14]，認為相鄰椎體的骨折與骨水泥增強椎體的彈性模量有關，但部分學者認為相鄰椎體的骨折和椎體的增強沒有關系[15]。我們將利用建立的有限元模型對目前比較關注的椎體成型手術后的相鄰椎體的骨折問題進行進一步的探討。通過更精確的模型來排除其他因素對增強椎體周圍椎體的影響。
3.3 試驗的局限性及展望：有限元模型材料參數的獲得是通過生物試驗得到的，但是到目前為止，退變組織的材料參數的獲得對于我們模擬退變的三維有限元模型來說仍是個難以解決的問題，不同研究學者對材料屬性的定義有所偏差。另外，雖然近年來建立的生物力學有限元模型越來越接近客觀實體，并且對生物力學機制有更深入的理解和預測。但有限元法是一種理論性的分析，只有在更好地結合臨床檢測與試驗觀察之后，才能最真實地反映脊柱的受力狀況，為疾病的發生、發展分析及疾病的治療提供準確的參考。
今后，我們還將做深入的研究。包括進一步完善有限元模型的設計，特別是退變椎間盤和髓核的有限元模擬，并考慮肌肉力的影響；探討KP治療中骨水泥最佳的注射容積量；骨水泥在治療椎中不同的分布對治療椎體及相鄰椎體的生物力學的影響；使用不同性質的骨水泥對脊柱的生物力學的影響；把有限元分析和生物試驗的方法良好的結合起來。
本研究建立的骨質疏松腰椎三維有限元模型接近真實的生物力學標本，是理想的研究骨質疏松腰椎生物力學的數字化模型，可應用于胸腰段骨質疏松后凸成形術相關的有限元生物力學研究。
4 參考文獻
[1] Belytschko T,Andriacchi rip,Schultz AB,et a1.Analig studies of forces in the human spine computational techniques[J].J Biomech,2002,6(2):36l.
[2] Ng HW,Teo EC,Lee KK,et a1.Finite element analysis of cervical spinal instability under physiologic loading[J].Journal of Spinal Disorders and Techniques,2003,16(1):55.
[3] Natarajan RN,Andersson GBJ.The influence of lumbar disc height and cross-sectional area on the mechanical response of the disc tophysiologic loading[J].spine,1999,24(9):1873.
[4] Polikeit A,Nolle LP,Ferguson SJ.The efect of cement augmentation on the load transfer in an osteoporotic funetional spinal unit:finite-element analysis[J].Spine,2003,28(10):991.
[5] Silva MJ,Wang C,Keaveny TM,et al.Direct and computed tomography thickness measurements of the human,lumbar vertebral shell and endplate[J].Bone,1994,15(3):409.
[6] Mosekilde L.Vertebral structure and strength in vivo and in vitro[J].Calcif Tissue Int,1993,53(1):121.
[7] Crawf RE,Keaveny TM.Relationship between axial and bending behaviors 0f tlle human thoracolumbar vertebra[J].Spine,2004,29(20):2248.
[8] Rohlmann A,Zander T,Bergmann G.Comparison of tlle biomechanical effects 0f posterior and anterior spine·stabilizing implants[J].Eur spine J,2005,l4(5):445.
[9] Imai K,Ohnishi I,Bessho M,et al.Nonlinear finite element model predicts vertebral bone strength and fracture site[J].Spine,2006,31(9):1789.
[10] Kazuhiro Imai,Isao Ohnishi,Seizo Yamamoto.In vivo assessment of lumbar vertebral strength in elderly women using computed tomography-based nonlinear finite element model[J].Spine,2008,33(1):27.
[11] Sairyo K,Goel VK,Masuda A,et al.Three dimensional finite element analysis of the pediatric lumbar spine Part Ⅱ:biomechanical change as the initiating factor for pediatric isthmic spondylolisthesis at the growth plate[J].Eur Spine J,2006,15(6):930.
[12] Chosa E,Totoribe K,Tajima N.A biomechanical study of lumbar spondylolysis based on a three-dimensional finite element method[J].J Orthop Res,2004,22(1):158.
[13] Belkoff SM,Mathis JM,Jasper LE,et al.The biomechanics of vertebroplasty·the effect of cement volume on mechanical behavior[J].Spine,2001,26(14):1537.
第8篇：生物力學測試方法范文
（一）國家社會科學基金對體育理論和競技體育學研究導向不強
作為國家體育類最高級別的科研基金項目，國家社科基金項目體育學立項資助基金項目，從宏觀上反映了我國體育學科研究的熱點、難點、重點及發展方向［1］，對體育學科學研究提供了導向，起統領作用，反映了國家對體育學科學研究的宏觀指導，其課題研究居于國內重大理論問題和實踐問題之前沿，研究成果在一定程度上代表了我國體育學科學研究的最高水平。調查統計得知，競技體育學14年來在國家社會科學基金立項58項，約占立項總數的11．65％，位列第四；體育理論立項55項，約占立項總數的11．04％，位列第五，而社會體育學立項99項，約占立項總數的19．88％，位列第一，同時體育社會學立項63項，約占立項總數的12．65％，位列第二，社會體育學和體育社會學兩學科立項約占立項總數的32．53％。從數據中我們不難看出，從立項單位到體育工作者，都把研究重心放在了社會體育學、體育社會學、體育管理學，忽視了體育基礎理論和競技體育學的研究。體育基礎理論在體育學研究中具有基礎性的地位和作用，它是我們客觀、深入、全面、系統地認識體育的知識基礎，也是實現體育跨越式發展和應用研究創新的“基石”。社會體育的發展不僅需要有“文”，更需要“理”的基礎來支持。
（二）國家自然科學基金入口窄立項難
近年來，自然科學基金資助方式隨著社會、經濟和科技的發展，呈現出多元化趨勢。體育學科申報自然科學基金較晚，調查顯示，截止到2009年，僅有國家體育總局運動醫學研究所在2006年申請的立項被立項為化學科學部的重點項目，資助經費180萬元，8年來體育學科的立項課題多數為面上項目，共計40項，青年科學基金項目僅立項3次，體育學在自然科學基金上的立項相對其他基金項目較少，并且資助率較低，立項難度非常大，如歷年來獲得面上項目立項最多的北京體育大學，8年間申請了約69個立項課題，被批15個，資助率21．74％，且大部分都是面上項目。體育學科學研究也隸屬于自然科學研究范疇，我國體育院校的體育工作者多是以體育教育訓練學專業為主，如何從生物科學和化學科學的角度，充分重視體育基礎理論知識（運動生理學、運動生物力學、運動解剖學）去實踐科學研究，是當前亟須解決的重大問題。競技體育、學校體育、社會體育、體育產業等學科應在運動解剖學、運動生理學、運動生物力學、運動醫學、運動營養學等基礎理論學科的指導下進行科學體育實踐活動，體育的每項技術動作都與運動解剖學、運動生理學、運動生物力學、運動生物化學、運動醫學等基礎理論學科密切聯系，沒有基礎研究的體育學科學研究，其兩腳只能懸在空中，沒有基礎學科做堅實的保障我們無法探尋科學研究的本質。
二、體育科學研究的對策
（一）科學研究理念與時俱進
當以技術革命為基本核心推動工業革命向更深的層次和更廣的領域發展的時候，人們在不知不覺中就以科學信息技術體系為基本框架，從而建構了一個全新的人類社會發展藍圖———隨著科學發展的日新月異，運動解剖學、運動生理學、運動生物力學等基礎保障學科的發展在信息技術的支撐下取得了長足的發展，對于我們進一步研究人體運動系統———骨關節、肌肉等深層次、細致的研究，提供了技術支持和保障，運用瑪雅技術和ANSYS有限元分析軟件的結合，可使將來體育能夠腳踏實地的在運動解剖學、運動生理學、運動生物力學等基礎保障學科上去研究教育學、訓練學、運動醫學、運動營養、運動與養護、運動與健康等學科，去發展和完善體育學科，進一步深層次地探究人的全面發展，否則以教育和訓練結合為主導的體育科學研究體系則顯得十分蒼白。體育科學研究是體育軟實力的重要組成部分［2］，因此應充分發揮體育軟實力的重要作用，把握好體育軟實力的導向作用，加強對體育學深入、細致的研究，逐步爭強對國家自然科學基金體育學立項研究，充分發揮現有的經驗優勢，多爭取國家自然科學基金的立項。
（二）重視體育學科中運動生物力學等基礎學科的作用
通過對國家社科基金和自然科學基金的統計分析，我們可以看出體育工作者很少有從基礎學科的角度去研究、去探索體育學。例如，運動生物力學是一門實踐性很強的學科，它的研究領域非常廣泛，既有對人體自身器官如骨骼、肌肉生物力學特性的研究，也有對人體整體運動如各種項目動作技術的診斷，既有對人體模型的力學分析，又有對人體運動的實驗測試。近些年來，隨著現代科學技術的日新月異，尤其是電子學、機械學、材料學、光學、瑪雅技術、ANSYS有限元分析技術、激光技術、傳感器技術、計算機技術等相關學科的飛速發展以及社會需求的不斷增長，運動生物力學的研究領域也在不斷拓展，如對人與體育儀器器材關系的研究正朝著又一個新興的邊緣學科———體育工程學發展。人們不僅關注競技體育，也開始重視全民健身，這為運動生物力學的發展提供了一個良好的氛圍和契機。但就是如此重要的基礎學科，在近幾年的體育科學研究中卻寥寥無幾，我國在競技體育及其他領域取得的成績，總結其規律、探討其本質時很難進行科學的量化和評價。
（三）優化課程結構
第9篇：生物力學測試方法范文
1 研究目的
隨著人們物質文化生活水平的提高和體育運動項目的增多，自行車在作為交通工具的同時，也成為一種體育活動的器械，自行車運動成為人們愛好的體育競賽項目。1880至1900年間，自行車運動開始于美國和歐洲，較流行的國家有比利時、法國、荷蘭、意大利、盧森堡、西班牙、瑞士等國。1896年，希臘雅典舉行的第一屆夏季奧運會上就有該項目。世界上著名的公路自行車賽有環法自行車賽、環西自行車賽、環意自行車賽等。
北京2008年奧運會體育圖標-自行車
自行車運動從自行車比賽項目設置的發展來看，在1896年第1屆奧運會上，自行車項目被列入正式比賽項目。20世紀20～40年代，場地、公路自行車比賽設項都相對趨于規范；20世紀50年代后，國際自盟對奧運會自行車比賽的項目設置、競賽方法進一步規范化。同時，在奧運會上增設了賽事質量高、受觀眾喜愛的、比較成熟的競賽項目，如：山地越野賽、小輪車項目。中國的自行車運動從上世紀80年代開始在亞洲崛起，目前我國自行車運動女子項目已接近世界中上流水平，在亞洲處于領先地位。在全國自行車界的共同努力下，中國自行車運動取得了突出成績，中國自行車項目的基礎建設和自行車運動水平上了一個新的臺階，自行車項目發展的外部環境進一步優化。2012年倫敦奧運會，女子獲得兩銀一銅的成績。自行車運動是一項極富觀賞性的運動，緊張的現場氣氛，激烈的比賽場面能夠帶給觀眾刺激、愉悅的心理體驗。本文將就自行車運動項目的國內外研究現狀和最新試驗方法做一綜述，為中國自行車運動成績的提高提供綿薄之力。自行車運動項目的普及將積極推進地方自行車運動協會、社會各類自行車俱樂部的發展，大力促進社會性、群眾性的自行車運動發展。
2 研究方法
圍繞著本論文研究的項目及需要，而有目的、有計劃地查閱一些中英文獻資料，為本文的研究方法和理論分析提供基礎和依據。
3 研究討論
3.1 自行車運動員訓練的生理、生化監測
隨著體育竟爭的日趨激烈，采用大運動量高強度訓練來提高運動成績已成為競技體育的一種主要手段，因此長期跟蹤測試多項生理生化指標來監控運動訓練已成為當今體育科研的一個新的方面。嚴政等[3]對江蘇省優秀自行車女選手訓練過程的幾個主要生理指標的評定與監控進行了研究，針對自行車運動員項目的特點，選擇了最大攝氧量、無氧功率、激素和血乳酸4大生理生化指標并輔以血紅蛋白，心率等指標進行運動前后的跟蹤測定，并從有氧和無氧兩個方面對運動員生理機能和運動能力進行綜合評定。訓練監控普測是對在訓運動員進行血紅蛋白測試，了解運動員近期訓練、營養等情況，重點監測的服務對象是備戰的重點運動員，根據有針對性的測試，出具運動處方報告。 采用全程跟蹤整個冬訓周期，動態追蹤測試8名運動員的生理、生化指標，調整訓練強度，建立運動員個人擋案，并在此基礎上對運動員實施個體化營養調控與補充計劃。在此期間，心率表將會適時測定運動強度并指導運動員進行適度運動訓練。
以上研究顯示：心率圖可以顯示出自行車訓練的特性，可以由此分析運動員的訓練狀態、精神狀態 ，還可以對比賽的過程和結果進行科學的分析，并發現自行車運動員最大心率和乳酸閾心率存在較大個體差異。
3.2 短距離自行車運動成績的多因素分析及SR M訓練系統的應用
劉小學[6]等采用分段測試方法，對我國場地短距離自行車男子1公里運動員的全程競速能力進行了劃分和多因素分析，加速度能力和相對高速耐力是影響我國短距離自行車運動成績的兩個最關鍵因素。目前，根據SRM訓練系統在一些比賽中的測試結果，我們可以得知，自行車運動員的專項力量是在高頻率下的踏蹬力量，所需要的專項頻率也是在一定踏蹬力量下的頻率。只有符合這種要求的訓練才是專項訓練，單純地進行最大力量訓練或在過低阻力條件下進行的高頻率訓練都不符合專項需求[1]。
3.3 自行車生物力學研究
李強等[7]主要對自行車項目的踏蹬技術、自行車的設計與改進、自行車騎行時的阻力、錄像解析等方面國內外研究的現狀，并對自行車項目的一些運動生物力學問題進行了初步理論探討。在踏蹬技術方面，鄧興國、白鴻毅等對自行車運動員的踏蹬方式進行了研究，發現踏蹬技術好的運動員在踏蹬效率達到70%時，踏蹬過程中每一踏蹬周期死點小于2個。證明了以有用力作為踏蹬技術好壞的指標是正確的，并再一次證明了踏蹬技術的好壞與踏角相對應。對于自行車阻力的研究，兩人跟騎時的空氣阻力，后者迎風面積小于前者。兩車輪間距為0.1m時，可減小單人車空氣阻力50%。隨著跟騎距離的增大，后者的空氣阻力增加緩慢；國外認為騎行時自行車主要受到五種阻力因素：驅動自行車的摩擦力、與自行車加速有關的慣性力、攀登時的重力、輪胎的滾動摩擦力和空氣阻力。
4 研究結語
關于自行車運動的相關研究比較多，主要集中于生理生化方面的監控和運動技術的生物力學分析，但是在運動過程中的及時的跟蹤監控應用方面研究的比較少。但是中國對自行車運動項目越來越重視，相信中國自行車項目很快就會實現金牌數“零”的突破。
自行車運動是非常好的健身方式，現代人利用自行車娛樂健身，既可郊游又能交友。現在，各種自行車運動非常流行，讓人欣慰。自行車運動是非常綠色健康的運動方式，對身體和器械的要求也不高，適合普通百姓。而且更重要的是，騎自行車不一定要一較高下，享受自行車運動本身的快樂才是最重要的。
主要參考文獻
[1]茍波，嚴金慧，李之俊，馬國強，劉茂.SR M訓練系統在場地短距離自行車運動員專項力量訓練中的應用 [J].
[2]李衛.中國自行車運動發展現狀與訓練學思考[J]. 哈爾濱體育學院學報. 2006.
[3]嚴政，朱曉梅，徐松，韓曉莉.優秀自行車女選手訓練過程的幾個主要生理指標的評定與監控研究[J]. 1997.
[4]李世成，劉文軍，劉剛，趙永平，吳維毅，丘衛.優秀自行車運動員冬訓期間的訓練監控與營養調控的研究[J].廣州體育學院學報，2006.
[5] 郭龍臣，劉偉.自行車項目中心率監控的實際應用研究[J]. 廣州體育學院學報，2009.
[6] 劉小學，劉秋玲，劉天太.我國優秀男子1公里短距離自行車運動成績的多因素分析[J].河北體育學院學報，2006.
參考文獻
[7]李強，劉衛國. 自行車項目生物力學研究的國內外現狀.[M].安徽體育科技，2005.
[8] Malhotra NS，et.al.Physiological basis for selection of competitive road cyclists.[J].Sports Med 24：49，1984.
[9] Veiesteinas A.et.al.Blood O2 affinity and maximal O2 consumption in elite bicycle racers.[J].Appl physical 57（l）：52，1984.
[10]繆素沖等.對發展不同項目自行車運動員無氧和有氧能力的初步探討[J].中國運動醫學雜志2（2）：27，1983.
