韌帶的生物力學特性精選(九篇)
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第1篇：韌帶的生物力學特性范文
1膝關節三維有限元模型的建立
有限元仿真計算是隨著計算機技術不斷進步而逐漸發展起來的一種有效地數值方法，而用有限元法進行生物力學分析是近年來發展起來的一種生物力學研究方法。伍中慶等[4]結合X線片用XCT對尸體膝關節進行掃描，利用Ansys有限元軟件，對膝關節的三維有限元模型進行重建，包括股骨、脛骨、髕骨及半月板，重建的幾何體逼真、客觀，為分析股骨、脛骨、髕骨和半月板的力學特性提供了模型基礎。汪強[56]的結果提示三維模型較以往兩維平面有限元模型有明顯優點：①模型網格劃分更細，建立的單元和節點更多，模型更接近解剖學實際。②圖像數據直接來自CT掃描，避免了圖像生成、轉化與存取中的信息丟失，且圖像精確。③嚴格區分了半月板與關節軟骨。王光達等[7]通過一名男性健康志愿者的膝關節掃描，通過有限元軟件處理成功建立了一個完整的膝關節三維有限元模型，包括脛骨、股骨、髕骨、內外側副韌帶、前后交叉韌帶，髕韌帶及雙側半月板。模型可以任意角度旋轉觀察，整體外形及各組成部件均與實體標本具有滿意的相似性，黃建國等[8]通過了MSCMARC建立膝關節的三維有限元模型，得到脛骨骨折患者的膝模型，認為對脛骨平臺骨折的診斷，手術策劃和治療具有較大的指導作用。模型確立后可以為膝關節的創傷、骨折的力學分析及人工關節的開發提供方法學的支持。姜華亮等[9]在MRI基礎上建立膝關節三維有限元模型，包括膝關節所涉及的幾乎所有骨骼、軟骨，半月板和韌帶等基本力學的模型，并認為MRI比CT對軟組織顯像更清晰。重建的模型更逼真、客觀，能夠更真實地反映膝關節的結構特點和生物力學屬性。
2有限元在膝關節生物力學研究中的應用
人體膝關節生物力學復雜多樣，更多的力學反映在運動過程中，受力特點更加復雜。因此，應用三維有限元方法建立膝關節生物力學模型，無創、快速地研究膝關節力學特性、損傷的機理，對指導臨床工作有現實意義。有研究認為膝關節伸直時應力主要分布于ACL近股骨上點處。說明ACL是對抗脛骨前移的主要結構，其與臨床上ACL損傷多發生在股骨上點處相一致。膝關節屈曲時，PCL是對抗脛骨前移的首要結構，且應力主要集中在近脛骨止點處，這與臨床PCL斷裂多發生在脛骨止點處相一致。同時對模型施加內外翻應力，分別在LCL腓骨上點和MCL近股骨上點應力較大，說明MCL、LCL是對抗膝外、內翻的主要結構。與臨床內、外側副韌帶損傷位置一致。進一步驗證了有限元方法的有效性和可靠性[10]。汪強等[5]通過對膝關節三維有限元模型的建立，同時研究了加載后，得到膝關節內外側關節面典型節點Von Mises應力值，提示正常膝關節內側關節面應力呈前、后部大，中部小分布；外側關節面應力呈前部大，中后部稍小分布，且較內側關節面分布均勻。姚杰等[11]利用膝關節有限元模型和模擬跳傘著陸實驗數據，對半蹲式跳傘著陸過程進行數值模擬，并分析膝關節損傷的機理。結果顯示，關節內組織的應力水平隨著跳落高度的增加而增加，外側半月板和關節軟骨承受了較大的載荷，前交叉韌帶和內側副韌帶在屈膝角度達到最大時產生明顯的應力集中，此時更易斷裂。吳宇峰等[12]通過有限元模型研究了髕骨在運動及損傷過程中的受力情況，結果顯示應力集中于髕骨的上極和下極，說明骨折的好發部位即在髕骨的上下級，與臨床基本相符。辛力等[13]通過有限元方法對合并膝關節脫位的脛骨平臺骨折4種內固定方法進行比較。結果提示MDP（內側雙鋼板）固定后的應力最小，其后依次是BDP（雙側雙鋼板）與MSP（內側T型單鋼板+拉力螺釘），而LLP（外側鎖定鋼板+拉力螺釘）固定的應力最高。給臨床治療類似骨折選擇治療方案提供參考。
3膝關節置換相關有限元分析研究
人工膝關節置換是治療膝關節骨性關節炎的重要手段，每年有大量的患者接受人工膝關節置換。三維有限元法是先進而有效的生物力學分析方法，利用該方法從生物力學角度分析全膝關節置換后的應力分布情況對探討全膝置換有重要意義。膝關節置換前要對患者膝關節病情有詳細了解，全面檢查，嚴格選擇假體類型。根據假體的使用部位將假體分為單髁假體（單間隔假體）、不包括髕股關節置換的全關節假體（雙間隔假體）、全關節假體（三間隔假體）。如果術前對準備手術的膝關節進行CT掃描、重建，建立三維有限元模型，然后進行逆向工程CAD/CAM，選擇制作適合該關節的人工假體必將更適應患者，術后生物力學性能必將更好，松動翻修的機率將明顯降低[]。術中選擇置換假體，脛骨和股骨配對關系，術后假體接觸表面的應力變化可能增加磨損及松動的風險，有研究[15]將股骨側3號鈷鉻合金假體，與脛骨側25號（3/25配對），3號（3/3配對），4號（3/4配對）鈦合金金屬托及對應尺寸的10 mm厚度聚乙烯墊片配對。構建有限元模型，模擬雙腿站立，平地行走，上樓梯情況下，對各屈膝角度的最大等效應力進行研究。發現3/25配對，3/4配對假體接觸面最大等效應力明顯增高，有增加聚乙烯墊片磨損風險。同時Liau等[16]研究了假體對線不齊時接觸應力和Von Mises應力大幅度增加。定制假體盡管重建保肢符合人體生物力量規律，短柄假體可引起骨水泥應力集中，重建后發生骨折，骨水泥碎裂風險較高，但過度增加柄長對骨的應力遮擋水平也相應增大[17]。膝關節置換后要能負重行走是最終目標，許多靜態的模型并未涉及其中。最近有研究者對其關節高屈曲活動下運動和應力等動態特征進行了研究。通過建立包括主要骨和軟組織的全膝關節置換前后的膝關節的動態有限元模型，對天然及全膝置換后膝關節下蹲運動和接觸應力分布進行分析。結果表明在膝關節過伸和高屈曲時，在脛骨高分子聚乙烯平臺的脛骨平臺輪柱和平臺前部的交界處，脛骨平臺內后方和輪柱后部3個區域發生較高的接觸應力，這些也正是假體發生較高磨損的部位。這為膝關節假體的摩擦學研究及膝關節假體設計提供有力的分析工具[18]。
4問題與展望
盡管有限元分析方法在膝關節外科研究中有諸多優點，能重建出與真實人體膝關節結構基本一致的模型，重建的模型逼真、客觀，可以自由旋轉，添加、調整相關參數可以進行人體和動物實驗無法完成的生物力學研究。但它作為一項仍然沒有成熟的技術，還有許多不足：①研究所用硬件、軟件多為進口，價格昂貴。②操作過程繁瑣復雜，作為臨床醫務人員，學習周期長，較難熟練掌握。③人體膝關節結構復雜，相互之間關系密切，互相影響，脫離其他因素，簡單研究骨骼、韌帶、關節軟骨本身就有失偏頗。④將骨骼內各向同性，各向異性等同考慮，簡化操作，明顯不妥。⑤膝關節許多特征及生物力學都是在運動中表現出來，但許多有限元的研究是靜態的，未考慮動態研究，影響結果的準確性。⑥載荷和邊界條件的選擇，基本都是人為確定的，很多參考國外的文獻，而這是否適用于國人亦未可知。所有這些問題，希望隨著對膝關節發病機理的進一步認識、計算機處理能力的進一步提高、CT和MRI成像技術的不斷完善而逐步得到解決，使之更好地為臨床服務。
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第2篇：韌帶的生物力學特性范文
關鍵詞：運動損傷；防護服裝；運動生物力學；防護模型
中圖分類號：TS941.2 文獻標志碼：A
A Study on Protective Cloths Based on Sports Biomechanics
Abstract： Based on introducing sports biomechanics as well as current study on protective equipment and protective clothes， the article draws the conclusion that it is very important to study protective clothes by using sports biomechanics and puts forward the theoretical basis， technical problems and technical route for using sports biomechanics in garment applications.
Key words： sports injury； protective clothes； sports biomechanics； protective model
近年來，我國參與體育運動或日常鍛煉的人口越來越多。在對全國體育人口比例的調查中發現，1996年的體育人口在總人口中所占的比例為31.4%，2000年增加到33.9%，而到2007年又增加到37.1%，短短10多年的時間里增加了5.7個百分點。
但是在運動中，由于人們并未太多地注意保護自己，常常會引起相應的關節、肌肉、韌帶的意外損傷。網球運動常常會導致肘部、肩袖部損傷，范？克拉莫（Von Kramer）對網球運動中出現的損傷進行過調查，結果表明，網球運動中肘關節損傷占全部損傷的41%，是最容易損傷的部位；肩袖損傷占其全部損傷的39%，僅次于網球肘。在跑步運動中，常常會發生小腿肌肉拉傷，有研究顯示，有高達35% ～ 65%的健身者與專業運動員曾經發生過下肢損傷。老年人、小孩以及肢體殘疾人在日常的行走過程中，由于自身缺乏一定的平衡能力，往往會因為磕碰、摔倒等突發狀況而意外導致肌肉和骨骼損傷。有國外學者曾做過相關的研究，該研究揭示了在老年人的摔倒中，將近53%是因為行走、站立的不穩定所導致的。
運動損傷已經給運動員、業余愛好者、老年人、小孩等帶來了傷害，也是人們生命安全的重要隱患之一。也有不少人缺乏自我保護意識，認為在業余的體育鍛煉和比賽中，做準備活動，然后再多加注意一些，受傷的幾率也就小了，其實這種想法是不正確的。因為這種損傷，比如說扭傷、摔傷、各種磕碰傷，在運動損傷里只占到了2%，它的名稱叫做意外傷，而將近98%的損傷是那種運動技術性傷。所以基于運動的生物力學，研制減少骨骼與肌肉損傷的防護性服裝，是一個很大的趨向。
1 運動生物力學的研究
運動生物力學是生物力學的分支學科，是研究體育運動中人體機械運動規律的科學。其主要任務是運用生物學和力學的理論和方法研究人體從事各種運動、活動以及勞動的動作技術，使復雜的人體動作技術奠基于最基本的生物學和力學規律之上，并以數學、力學、生物學以及動作技術原理的形式加以定量描述。運動生物力學的發展與研究，為提高體育運動的成績、預防運動損傷、設計研發防護器材奠定了理論基礎。
1.1 運動生物力學的實際應用
對于運動生物力學的研究，特別是在應用上，具有自己的特色，大致可歸結為以下幾點：
（1）在競技體育運動動作的技術方面，根據人體的體態、素質、機能等情況，研究適合個人的最佳運動和活動技術的動作方案，并通過動作技術診斷使之逐步完善；
（2）從預防運動損傷的觀點出發，對各種體育、活動以及生產勞動進行生物力學分析，找出致傷因素，并設計出相應的預防與治療措施；
（3）運動生物力學不僅研究人體，而且也研究與運動相關的器械的運動規律，按照人體形態、結構和機能的生物力學特征，設計和改進運動器材、設施、服裝與用具以及勞動機器、工具等。
1.2 運動生物力學與防護器材
從運動生物力學的角度出發，對體育運動或健身鍛煉中用于防護人身安全、避免運動損傷的器材，提出設計和改進的設想及要求，是一項非常艱巨的學科任務，當前基于運動生物力學研制的防護用品主要有護具、運動鞋。
新型橄欖球頭盔與傳統頭盔相比有著本質的區別，新型頭盔的外層覆蓋了一種新型樹脂吸振緩沖材料，它可以有效地防止運動員以頭盔作為進攻武器沖撞對手。在運動的過程中，人體的各個關節肌肉常常由于過多的運動量或瞬間的揮擊、拉伸發生拉傷或震傷。戴上護具后，就可以對相應部位的肌肉、韌帶加壓舒服，減緩可能的過度拉伸，并協助肌肉動作，對關節部位起到支撐作用。對于關節出現不同程度勞損的老人以及正在發育期的小孩來說，進行遠足郊游或體育鍛煉時，很有必要選擇一定的護具。
國內外一線運動品牌，其運動鞋技術的每一項進步都離不開生物力學研究，結構設計和技術創新都遵循人體運動生物力學原理。國際一線運動品牌都擁有自己的核心技術，如Nike的air氣囊鞋底科技和足跟穩定技術、Adidas的HUG環抱系統和智能芯片技術、李寧新一代單弦弓減震技術等。無論核心技術如何創新變化，結構設計必須遵循運動生物力學的原理，其主要的生物力學原理是緩震減震、能量回歸、足跟控制、模擬踝足和回歸自然。
2 防護服裝的研究
伴隨著運動的普及，傳統的防護服裝基本上從舒適性、結構設計、功能材料等角度出發進行設計研究，通過研究改變或加強面料的性能來達到服裝吸濕排汗透氣、防火、防水等效果，或者從服裝結構設計出發，采用多開口寬松式設計，在前胸、腋下、前后衣片采用連續開口散熱功能設計，設計了一套具有散熱功能的籃球比賽服裝。而在運動過程中能真正地起到對人體防護作用的，往往都是要通過佩戴護具來達到目的，從拳擊的頭盔到籃球的護足，每一個易受傷的關節都有相對應的護具來產生防護的效果。
但是現階段基于運動生物力學研究的運動防護僅限于護具以及運動鞋，而客戶對防護服裝的要求卻逐漸從原來的吸濕排汗等舒適性方面提升到舒適、功能、美觀、防護一體化上來，更多地希望可以通過服裝本身就可以達到防護人體的目的。
所以，有必要從人體出發，通過測量人體各關節點運動的三維坐標數據的變化，將其轉化為人體關節運動的生物力學參數，通過分析生物力學參數數據，建立人體防護模型，明確服裝面料與防護模型相互之間的關系，并結合服裝材料學、服裝結構設計、人體工效學等相關知識，設計具有防護性能的服裝。
3 運動生物力學在服裝上的應用
在體育運動、日常活動以及生產勞動中骨骼和肌肉損傷是難以避免的問題，解決這一難題，必須以人體運動為目標，運用人體解剖學、人體生理學、力學的理論與方法來探索人體運動規律，根據骨骼和肌肉的變化，建立外部防護模型，獲取防護服裝所需達到的力學參數，為開發運動防護服裝提供理論依據。
3.1 理論依據
在運動過程中，骨骼及肌肉功能模型的研究比較成熟，是確定肌肉長度、肌肉拉力線、肌力臂、肌力矩、肌力等關鍵因素，但卻沒有明確指出骨骼及肌肉損傷的臨界值，建立外防護模型是解決該問題的關鍵途徑。
基于人體骨骼與肌肉的動力學模型，模擬在外部約束條件下骨骼和肌肉的變化，通過逆向動力學方程式和有限元模擬獲取相關參數，建立外防護機制，即防護模型；在外加反應實驗的作用下，明確服裝材料的性能與外防護模型之間的關系，為研制高質量的運動防護服裝、減少運動過程中骨骼及肌肉的損傷提供理論依據。
3.2 技術問題
（1）建立骨骼及肌肉的模型，需要運用動態捕捉系統捕捉關鍵點的運動信息，測量人體在空間的位置和方向，即人體骨骼、關節的運動軌跡。動態捕捉系統通常分類為 3類：機械式、電磁式和光學式，價格不菲。
（2）結合人體運動軌跡的數據，通過人體建模仿真軟件進行模擬，并推導出骨骼及肌肉的最優化的防護機制。
（3）通過實驗驗證分析，明確防護模型與服裝面料的性能特征之間的關系，為研發防護性能最優的服裝提供依據。
3.3 研究方案
針對一項具體的運動，主要研究內容有以下幾個方面：
（1）運用動態捕捉系統捕捉人體關鍵部位的空間運動軌跡；
（2）借助人體建模仿真軟件，將空間運動軌跡的數據轉化為生物力學參數，如各關節的位移、速度、加速度及肌肉長度、肌力臂、肌力矩等，進而計算出有關人體防護力學參數；
（3）基于骨骼及肌肉模型，運用逆向動力學的方法，建立人體外部防護機制；
（4）根據各種服裝材料的性能，通過有限元的模擬，確定材料的性能與防護模型相互之間的關系，獲取防護服裝所需的防護參數；
（5）人體建模仿真軟件對所獲取的服裝防護參數進行模擬，以進一步獲得最優防護的服裝。
技術路線如圖 1 所示。
4 結語
運動損傷常常給運動員、體育愛好者、老人、小孩等帶來意想不到的身體傷害，然而，傳統的防護服裝基本上從服裝的舒適性角度進行研究，通過改變面料的特性來達到服裝的防濕透氣、吸濕排汗等，或從服裝的結構設計出發，改變服裝衣下間隙、開口特征等來提高服裝的著裝舒適性。國外對于運動防護服及裝備的研究則比較深入，從人體的頭部到腳的各個器官都配有特定的防護用具，所以基于運動生物力學研究防護服裝必將是未來的研究熱門。
外防護模型的建立是運動生物力學應用到服裝領域的關鍵，也是制約防護服裝研發的主要因素。防護模型的研究處于起步階段，只有建立起防護模型，才能進一步明確服裝材料與防護力學參數之間的相互轉化關系，也為研制減少運動損傷的運動裝備奠定技術基礎。
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第3篇：韌帶的生物力學特性范文
關鍵詞：汽車安全；乘員下肢；有限元模型；生物力學；損傷機理
中圖分類號：U461.91文獻標文獻標識碼：A文獻標DOI：10.3969/j.issn.2095-1469.2016.02.04
汽車正面碰撞事故中，下肢是乘員最容易受到傷害的部位之一。據統計，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。
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第4篇：韌帶的生物力學特性范文
關鍵詞:散打;運動員;膝關節;損傷
中圖分類號:G804.53
文獻標識碼:A
文章編 號:1007-3612(2010)06-0051-03
Investigation and Analysis of Knee Joint Injury in Outstanding W ushu Sanshou Athletes of China
ZHANG Ganglin,HUANG Tao,LI Xinjian
(Beijing Sport University,Beijing 100084,China)
Abstract: Object: the paper aims to understand the incidences of knee joint injuries in at hletes,explore its pathologic mechanism and the preventive measures. Methods: it conducts retrospective reviews and clinical examinations on national Sanshou training team and the athletes,who joined national Wushu Sanshou championship h old in GuangZhou in Oct,2007. In total 90 athletes were studied. Results: All results were analyzed statistically including the rate of knee joint injuries, the damage parts,the nature of injuries,the timing and distribution of injurie s and technical movements and the reasons of injuries. Suggestions: To prevent these kinds of injuries,athletes should intensify protections during exercises and competitions as well as the recovery measures. At the same time,athletes s hould strengthen the power of muscles around the knee joints and improve the tra ining methods to make the movements adapt to the anatomy and biomechanics charac ters. Lastly,athletes should standardize and normalize their movements and pay attention to medical supervision
Key words: sanshou; athletes; knee joints; injuries
武術散打作為中華武術技擊的代表以其濃烈的東方民族傳統特色及豐富深厚的文化內 涵,越來越受到國人及全世界人民的廣泛認可和青睞。由于散打是一項以踢、打、摔為主要 內容,以雙方格斗為形式的對抗性極強的體育競賽項目。所以在進行專項訓練和比賽的過程 中就會很容易發生運動損傷,本文對我國優秀散打運動員膝關節損傷進行了調查和分析,為 科學指導訓練,減少運動員損傷提供理論依據。
1 研究對象與方法
1.1 研究對象
國家武術散打集訓隊運動員及參加2007年10 月在廣州舉辦的全國武術散打冠軍賽的男子運動員91人。
1.2 研究方法
對研究對象采取調查問卷與臨床檢查相結合的方法。調查項目主要包括:膝關節損傷情 況、損傷性質、損傷部位、損傷程度、損傷時段、損傷季節特征、損傷與運動員內外在因素 的關系、損傷與技術動作的關系。
2 結 果
2.1 膝關節損傷的發生率
在調查的91名運動員中,有膝關 節損傷的運動員82人,9人無膝關節損傷(表1)。
表1 91名散打運動員膝關節損傷的情況(n=91)
受傷 人數未受傷人數總計人數/人
百分比/%82
90.09
10.091
100
2.2 膝關節損傷部位
本次調查的82名膝關節損傷的運動員中,共發現運動損傷10種,其中受傷居前5位的是: 內側副韌帶損傷73例,發病率89%;外側副韌帶損傷66例(80%);前后交叉韌帶損傷42例( 51%);膝半月板損傷34例(41%);髕骨勞損25例(30%)(表2)。
2.3 膝關節損傷的性質
依照發病的緩急,運動中突然受傷,表現具有紅、腫、熱、疼等急性癥狀的稱為急性損 傷。由過去多次微細損傷積累而造成的損傷稱為慢性損傷。
通過對82名散打運動員的調查統計得出,膝關節急性損傷186人次,占69%,其損傷部位多為 內側副韌帶、側副韌帶、十字韌帶以及半月板損傷(表3)。
慢性損傷有92人次,占31%,其損傷部位多為半月板、髕骨勞損、膝脂肪墊以及滑膜炎 等(表4)。
5.4 2.4 膝關節損傷的時間分布
調查發現我國散打運動員膝關 節受傷最多的時段是在競賽期,占50.0%;準備期受傷人數次之,占39.0%;過度期受傷人 數最低,僅占11.0%(表5)。
通過調查發現,發生膝關節損傷的運動員中,有39人次是在實戰中受傷,占總受傷率的 47.5%;有32人次在專項訓練中受傷(39.0%)。其他時段受傷率較低(表6)。
1.2 2.6 膝關節損傷與技術動作的關系
踢法和摔法是造成散打運動員的受傷主要技術動作,掌握正確的基本動作姿勢和正確動 作技術要領,是避免膝損傷的關鍵。
2.7 散打運動員膝關節損傷致因分析
散打運動員膝關節損傷除了與關節本身的生理結構有關,還與運動員的主觀因素(思想 因素、身體因素)和運動員的客觀因素(訓練因素、場地因素、其它)有著密切關系。此調 查包括31名教練員(表8)和82名運動員(表9)。
排序致傷因素平均數排序致傷因素平均數 1關節周圍肌肉力量不足2.7513情緒低落2.412局部負擔過重2.714身體素質差2.423運動負荷過大、身體疲勞2.6815天氣原因1.94技術要領不準確2.6416注意力不集中2.455自我保護意識差2.6117對方故意傷人1.296帶傷訓練比賽2.6518準備活動不合理2.477醫務監督不完善受傷得不到及時治療與調整2.5719動作太易、掉以輕 心2.078安排恢復的時間及措施不合理2.5620場地器材、環境因素2.419過度興奮2.521教練員的更換1.210體力不佳1.7522動作太難1.3911膝關節舊傷未愈1.7823暴力撞擊1.4312技術掌握不熟練1.81表9 散打運動員膝關節損傷致因調查結果(運動員問卷)(n=82)
排序致傷因素平均數排序致傷因素平均數1帶傷訓練比賽2.7413注意力不集中1.972局部負擔過重2.7214身體素質差2.093關節周圍肌肉力量不足2.6815對方故意傷人1.264醫務監督不完善受傷得不到及時治療與調整2.6716技術掌握不熟練 1.85安排恢復的時間及措施不合理2.6417場地器材、環境因素2.426自我保護意識差2.5818暴力撞擊1.47運動負荷過大、身體疲勞2.5719體力不佳1.748技術要領不準確2.5420膝關節舊傷未愈1.769準備活動不合理2.5321動作太難1.3810過度興奮2.5122教練員的更換1.2211情緒低落223天氣原因1.8912動作太易、掉以輕心2.09
3 分析與討論
膝關節是全身最大的滑車球狀關節,同時也是人體最復雜的關節,保持其穩定的是關節 囊、韌帶和周圍的肌肉[1],膝關節上下骨端均為松質骨,周圍軟組織包容少,遭 受直接或 間接暴力時,極易受到損傷。膝關節負重大,結構復雜且淺,骨杠桿又長,前后或兩側受撞 擊時均可使韌帶、肌腱、半月板、膝關節造成裂傷、脫位[2,3]。在正常行走情況 下,膝關 節約承受人體重量的85.6%[4]。在競技體育中關節所承受的負荷更大,容易 發生損傷[5]。
本調查結果顯示,我國優秀散打運動員膝關節損傷發生率很高,多發生于實戰和專項訓 練中[6]。主要由于局部負荷過大、關節周圍肌肉力量不足、防護技術不到位以及 對方使用 犯規動作造成的[7,8]。在散打實戰中,小邊腿的突然性大、隱蔽性強,使膝關節 突然超出 正常生理范圍造成關節韌帶的急性損傷[9]。加強身體素質訓練,技術相對全面, 力量、速 度、反應速度和時空感強,耐力好且技術使用合理,有著較強的自我保護和防范能力,是防 止和減少膝關節損傷發生的重要手段。
本調查顯示,關節周圍肌肉力量不足是導致散打運動員膝關節損傷的重要因素,散打運 動是對抗性極強的項目,對運動員的身體素質要求非常高。由于膝關節解剖上存在生理薄弱 點,比賽中由于各種原因很容易造成損傷,這就需要著重加強膝關節周圍肌肉的力量練習, 最大限度的預防和減少損傷率[10]。
局部負擔過重在本調查中排名第二,大量的運動實踐證明,逐步增大的運動負荷是競技 水平不斷提高的重要原因之一,但任何物體承受負荷或刺激的能力都有一定限度。運動負荷 并非越大越好。過度負荷極易引起身體局部機能的疲勞,導致運動員生理和心理上一系列的 劣變反應,科學地控制訓練負荷對提高競技能力、預防運動損傷有著重要意義。
運動負荷過大、身體疲勞在本調查中的影響程度占第三位。運動負荷是以身體練習為基 本手段對運動員有機體施加的訓練刺激,是使運動員有機體產生訓練適應的主要刺激因素。 運動負荷由負荷量和負荷強度兩個因素構成的,它的大小也是由這兩個因素決定的。負荷量 指的是負荷作用的持續時間和單個訓練練習或系列練習時間內完成的工作總數;負荷強度則 是指每個練習時的用力值、功能緊張度和作用力度或者訓練工作量在某一時間里的集中程度 。強度適中,以練習者承受得了并有一定的疲勞為度。隨著現代競技運動水平的提高,運動 強度越來越大,如果沒有有效的恢復措施,長時間疲勞的積累將引起機體的過度疲勞,不僅 不能提高運動成績,還能造成機體的各種運動損傷。
帶傷訓練比賽是造成運動員進一步損傷的重要因素。由于散打運動本身所具有的對抗性 、競爭性、復雜多變性的特點,在受傷后,機體在生理上和心理上會產生一系列不良反應。 損傷會引起肌肉活動功能的下降、局部疼痛、關節活動受限。心理上會出現訓練情緒低落、 神情沮喪、信心不足、缺乏訓練興趣。需要教練員、運動員、醫生三者密切配合,制定合理 、科學的訓練計劃,并提出預防和恢復損傷的措施,預防和減少因帶傷訓練比賽產生的舊傷 復發與新傷。
技術要領不正確也是導致散打運動員膝損傷的因素。散打是融踢、打、摔、拿于一體的 綜合性搏擊運動。其遠近、上下、左右復雜多變的各種技術組合。因此,正確的技術輔導, 一要符合力學結構原理,二要符合人體生理解剖結構的特點,前后兩者是密切相關的。錯誤 的技術動作往往給膝關節加重負荷,當負荷超越了生理機能所能承受的限度時就會出現各種 類型的損傷。
醫務監督不完善、受傷得不到及時治療是造成進一步損傷的另一重要原因,加強醫務監 督,既能為訓練、比賽提供科學依據,又能使訓練、比賽的實施得到可靠保證,還可以及早 發現、避免傷病的發生,對訓練及比賽成績的提高起著積極作用。從散打運動員的自我感覺 、訓練心情、脈搏頻率、血壓指數、睡眠、食欲情況等來系統地觀察調節控制運動負荷強度 與密度,謹防精神不振、過度疲勞而造成的損傷。醫務監督是預防運動損傷和過度訓練、確 保運動訓練能夠順利進行的有效措施。4 結論與建議
4.1 結論
1) 我國優秀武術散打運動員膝關節損傷情況較為普遍,受傷率高達90%。急性損傷占69%,慢 性損傷占31%。急性損傷多發部位是內外側副韌帶和前后交叉十字韌帶;慢性損傷損傷多發 部位是髕骨勞損、半月板和內外側副韌帶。
2) 運動員在訓練周期中的損傷時段主要集中在準備期和競賽期,受傷的月份多發生在冬 季(11月-2月)。
3) 損傷時段主要發生在專項訓練和實戰比賽中,損傷技術動作主要是踢法和摔法,其次 是膝法。
4) 造成損傷的主要原因是:關節周圍肌肉力量不足,局部負擔過重,運動負荷過大,身 體疲勞,帶傷訓練,技術要領不準確,自我保護意識差,醫務監督不完善受傷得不到及時治 療,安排恢復的時間不合理,過度興奮,準備活動不合理等因素。
4.2 建議
1) 強調運動員的自我保護意識,加強訓練和比賽中的保護措施及膝關節損傷后的恢復性 訓練,尤其要加強膝關節周圍肌肉的力量練習。
2) 根據散打運動員膝關節損傷的特點,注意適當調節局部運動負荷量,避免過多的易傷動 作的練習,不斷改進技術動作,力求使技術動作符合人體解剖學和生物力學。
3) 掌握科學訓練方法和正確的動作技術要領,是預防運動損傷的首要。打好扎實的基本 功,追求動作要領的標準化、規范化。
4) 重視醫務監督,醫生、教練員、運動員三者之間要互相信任主動配合。醫生對傷病運 動員的防治、生活管理、生理變化等問題都應和教練員協商采取解決措施。對于有膝關節損 傷的運動員的情況要認真研究,采取相關的防護措施和積極治療。
參考文獻:
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第5篇：韌帶的生物力學特性范文
離子導入療法 應用直流電向體內導入各種中西藥物，稱作離子導入療法。這些藥物包括鹽酸普魯卡因、碘化鉀、陳醋、冰醋酸、威靈仙以及其他一些中藥等。對腰椎間盤突出癥患者，使用直流電陳醋導入或陳醋加威靈仙同時導入，對于緩解疼痛、改善癥狀可以有一定的療效。
高頻電療法 常用的有超短波、短波及微波等療法，通過其深部的電熱作用，改善神經根、椎動脈等組織的血液循環，以利其功能的恢復。超短波可通過多種途徑使疼痛減輕或消失，緩解肌肉痙攣，減少滲出，消除腫脹，減輕間盤突出、椎管狹窄引起的張力性疼痛。另外超短波使局部血液循環增加，促進致痛性產物迅速排出使疼痛減輕。
石蠟療法 利用加熱后的石蠟敷貼于患處，局部組織受熱后，毛細血管擴張，循環加速，組織細胞通透性增加，有利于組織水腫的消散及血腫吸收。此外，還有消炎、鎮痛、緩解肌肉痙攣等作用。此療法使組織受熱作用強，時間持久，作用深度可達1厘米，故療效較好，又簡便易行，因此比較常用。
頻譜治療 其深部的共振電熱作用，改善局部的血液循環，以利其功能的恢復，中頻的特性是電刺激的綜合效應。①對感覺神經的作用：中頻電有鎮痛作用[6]。②對局部血液循環的作用：治療后出現皮溫升高，皮膚電阻下降，小動脈和毛細血管擴張等現象。③對生物膜通透性的作用：中頻電刺激能擴大細胞與組織的間隙，使粘連的結締組織纖維、肌纖維、神經纖維活動后分離，起到軟化瘢痕、松解粘連的作用。④消炎作用。⑤鍛煉骨骼肌的作用。
第6篇：韌帶的生物力學特性范文
【摘要】 ［目的］研制一種新型的齒輪撐開式脊柱復位固定板裝置（GDP），進行生物力學測試并評價其生物力學性能。［方法］采用醫用鈦合金制成GDP植入物，用不銹鋼制成專用工具。18具新鮮小牛腰椎標本隨機分為3組，對GDP組內固定進行載荷－應變、載荷－位移、強度、剛度、扭轉強度及極限承載能力測試，并與對照組（CD、Steffee）對比分析。［結果］齒輪撐開式脊柱復位固定板（GDP）組在載荷－應變、載荷－位移、強度、剛度、扭轉強度及極限承載能力方面均優于對照組，統計學分析有顯著性差異（P
【關鍵詞】 齒輪撐開式； 脊柱復位固定板（GDP）； 內固定； 生物力學
Abstract：［Objective］A new device of geardistraction plate (GDP) for spine reduction and fixation was designed and its biomechanical characteristics was evaluated.［Method］The GDP implants were made of titanium alloy (TC4，Ti6AL4V) and the instruments were made of stainless steel after design.Eighteen fresh calf lumbar specimens were randomly pided into three groups， the GDP group had a biomechanical test contrast to control group(CD， Steffee) in loadresponsive change， loaddisplacement， strength， stiffness， torsion intensity and ultimate strength.［Result］Results It is better than control group in loadresponsive change， loaddisplacement， strength， stiffness， torsion intensity and ultimate strength， there was a significant difference between them (P
Key words：gear distraction plate (GDP); fixation plate; internal fixation; biomechanics
目前用來治療脊柱骨折的后路內固定器械主要以釘棒系統為主，板式結構由于撐開作用差，復位骨折椎體的效果欠佳，因此臨床應用者愈來愈少，逐漸處于被淘汰的境地。為克服板式結構不能撐開的難題，作者在復習文獻的基礎上設計出一種新型的可撐開的脊柱后路復位固定板裝置即齒輪撐開式脊柱復位固定板（GDP）裝置，并通過離體生物力學對比研究了解GDP的生物力學特性，為臨床應用提供依據。
1 器械結構
GDP由帶齒條的固定板（帶有弧度）、齒狀撐開螺帽、椎弓根釘、橫向連接桿組成（圖1）。（1）固定板：為適應脊柱不同節段固定的需要，根據影像學測量固定板的設計長度為55～85 mm，弧度為－6.5°～20°，根據不同椎體的高度及臨床壓縮的程度，齒條的設計長度為10～30 mm，固定板厚5 mm，寬14 mm，固定板上有連接橫向連接桿的滑動槽;（2）齒狀撐開螺帽：為撐開椎體的關鍵部件，其齒輪與固定板的齒條吻合，中空內徑為6 mm，壁厚1 mm，齒高、寬各1 mm;（3）椎弓根螺釘：為錐形，基底部與六角錐面的螺母鑄為一體，外徑35～70 mm，長度20～55mm;（4）橫向連接桿為板式，寬4 mm，厚2 mm，長度25～45 mm，內有槽形孔，可以方便與固定板連接。
2 材料與方法
2.1 實驗材料
采用新鮮小牛脊柱（T12～S1)標本共18具，平均年齡2.8個月（2～3個月），雄性13具，雌性5具，均屬隨機取樣，并剔除病理標本，X線片顯示為正常標本。
圖1 齒輪撐開式脊柱復位固定板裝置結構圖
2.2 標本制備
截取標本后仔細剔除局部附著肌肉，保留韌帶及關節突，然后密封保存在－20℃的冰柜中，測試前逐步解凍，實驗標本上下兩端澆灌骨水泥平臺，以便于精確加載，兩平臺之間平行度≤1°（圖2）。同時在脊柱L3前方（A測試點）和后側椎弓處（B測試點），按實驗力學要求分別粘貼應變式傳感器，應變要求預調范圍達到2 500 u±2%，靈敏度﹤2 uε，位移測量采用KG－101光柵數顯高精度測量儀，精度達到0.01%，并附以千分表監測。
圖2 脊柱內固定生物力學測試示意圖
2.3 標本分組
將標本分為實驗組（GDP）及對照組（CD、Steffee），每組各6具，（三組器械皆為同一廠家相同材料制造，長度相同）。損傷腰椎標本的制作，參照Panjabi［1］方法在標本上造成屈曲型壓縮骨折模型，拍攝X線片顯示脊柱不穩，然后安裝齒輪撐開式脊柱復位內固定板裝置加以固定。對照組分別用CD及Steffee鋼板固定。
2.4 生物力學測試
標本測試按軸向壓縮、前屈、后伸和側屈4種不同生理工況建立實驗力學模型。 腰椎載荷采用分級加載，由0～500 N加生理載荷，以100 N為分級載荷。加載速度應控制在1.4 mm/min的速率，加載重心在腰椎的力學對稱軸上。脊柱的垂直及水平位移用KG101高精度數顯光柵位移傳感器測量，應變由YJ14數字應變儀采集。實驗前加預載，以消除脊柱松弛，蠕變等時間效應影響，然后正式測試，30 s內采集一次數據，重復多次以提高精度，試驗過程中標本用生理鹽水保持濕潤新鮮狀態。
2.5 數據統計處理
脊柱生物力學試驗中的應變、位移、應力、扭矩、扭角等力學量先進行數據處理，從而得到一個滿意的估計值和置位區間。然后以線形回歸、方差分析，經最小二乘法處理。按數理統計加以檢驗，計算其相關參數、t檢驗、精度分析。計算統計分析采用標準的SPSS 10.0軟件在計算機上進行，設定顯著性水平為P
3 結 果
3.1 脊柱載荷－應變變化
腰椎上A、B測試點在不同載荷下載荷—應變曲線呈線性變化，應變隨載荷的增加而增大，卸載后基本恢復原狀。腰椎A、B測試點上GDP內固定椎體應變最小，而相應對照組（CD、Steffee）的應變較大，在脊柱不同的生理工況下（垂直壓縮、前屈、后伸、側屈），實驗組內固定的平均應變比CD組小13％，比Steffee組小22％。因此GDP器械固定明顯占有優勢，固定效果最好，并接近于脊柱正常水平，在相同的應變水平下，GDP器械所承受的載荷比其他類型固定要高的多，結果統計具有顯著意義（P
3.2 脊柱載荷－位移變化
脊柱在不同內固定器械固定下負荷后，脊柱會發生壓縮性位移和水平位移。本實驗18具標本在不同生理工況下載荷－位移變化結果發現隨著生理載荷的增加，脊柱縱向位移和水平位移呈線性變化增加，卸載后恢復原狀。3種不同器械的內固定都能達到牢固固定，引起的位移比較小，GDP組的平均壓縮位移比CD組小12％，比Steffee鋼板固定組小23％，兩兩相比有顯著性差異（P
3.3 椎體的強度變化
椎體的強度反映在椎體上的應力變化，根據胡克定律：椎體上的應力與應變成正比，而應變值由應變實驗而得，如果器械固定好，應力集中小，應力傳導通暢，如果固定不好，在椎體上引起的應力集中現象明顯且應力很大。本實驗中GDP器械組的應力最小，平均7.19 MPa，固定效果最好，最牢固；而CD組8.22 Mpa，Steffee鋼板組9.25 MPa，比CD組平均應力小13％，比Steffee鋼板組的平均應力小22％，兩兩相比統計顯示具有顯著性差異（P
3.4 脊柱的軸向剛度和水平剛度
這里所謂脊柱的軸向剛度是指脊柱在載荷作用下，脊柱抵抗軸向變形能力的大小；同樣脊柱的水平剛度是指抵抗水平剪切變形能力的大小。采用GDP器械固定組的軸向剛度最高，而CD固定組相對較差，兩者相差15％；與Steffee固定組兩者相差23％，兩兩比較，統計顯示兩者均顯顯著性差異（P
3.5 脊柱的扭轉力學性能
扭轉力學性能是指脊柱扭轉強度大小及扭轉角大小，它是衡量脊柱扭轉力學特性好壞的兩個力學變量。不同內固定器械抵抗扭轉的強度和剛度各不相同，一般來說，比較好的內固定器械能夠具有相當高的扭轉強度和剛度，抵抗扭矩能力很強。結果表明，GDP器械內固定在等量扭矩作用下，扭角最小，固定后不容易引起腰椎的扭轉變形，它比CD組的扭角變形小10％，比Steffee鋼板組的扭角變形小17％，說明GDP器械占有較高的優勢，抗變形能力強，抗扭轉性能好，統計分析顯示具有顯著性差異（P
3.6 腰椎的極限力學性能
根據試驗可以看到在很大載荷下2000～3000 N，椎體不斷壓縮變形，椎間盤不斷膨出變形，椎體中部向內凹陷，體液不斷滲出，在原來骨折處再裂開，發生再骨折，而內固定器械釘桿角明顯變小，器械開始變形，螺釘轉動發生攣曲變形。而對照組器械松動明顯，有的甚至滑動，椎體不斷骨折而破壞。結果顯示：GDP器械內固定時極限載荷最高為3 750 N，其次是CD組器械的極限載荷為3 050 N，Steffee器械為2 250 N，三者相比互相相差19％和40％，統計顯示具有顯著性差異（P
4 討 論
4.1 GDP裝置的特點
（1）解決了板式結構撐開困難的缺點，固定板內孔側壁上有齒條，齒狀撐開螺帽在齒條上滾動，螺帽的中孔容納椎弓根釘的尾部，帶動椎弓根釘向一側移動，這樣就實現了板式結構的撐開作用。齒條的長度為撐開間距，根據測量椎體及椎間隙的高度，我們設計齒條的長度為3 cm，保證有足夠的撐開間距，這樣可充分恢復壓縮椎體的高度；（2）固定板本身帶有弧度，根據不同脊柱節段，固定板的弧度設計為－5°、0°、5°、10°、15°、20°等多種弧度，使椎弓根釘與固定板之間形成不同的角度即“釘板角”，它對前柱和中柱的縱向撐開復位具有重要的作用。齒狀結構及釘板角的設計不僅彌補了以往釘板結構的椎弓根固定器缺乏縱向撐開力的不足，而且改變了以往釘板結構固定器椎弓根釘水平承載為仰角承載，分解了椎弓根釘頭端的壓縮負荷，這對減少術后彎釘、斷釘有重要意義［2］。GDP利用鋼板的弧度與脊柱骨折后凸畸形之間的凸面失偶現象，通過椎弓根釘的反牽作用，對脊柱產生一個過伸折頂復位（圖3）；加上齒狀撐開螺帽的縱向撐開復位作用，兩種復合力的結合，使GDP將傳統的椎弓根固定器以縱向撐開復位為主改變為折頂復位和縱向撐開復位的聯合復位。這種復位機制的改變不僅實現了均稱的三柱前凸牽開復位，而且同時降低了在復位過程中椎弓根釘的壓縮負荷，減少了術中復位引起的彎釘與釘的疲勞。術后GDP對固定區域的椎體仍產生一個持續向前的推力，增加后伸力矩來抵抗外傷后脊柱后凸所致的前屈力矩，這對防止后凸畸形復發，維持腰椎生理前凸均有重要意義。GDP在骨折椎體的折頂復位著力點并不是在椎板而是在椎弓根。椎弓根是椎體最堅固的部位，堪稱為“力核支柱”，一般不易發生骨折，是承受折頂復位的可靠基礎。因此對合并椎板骨折或實施椎板減壓后并不影響GDP的使用。
4.2 GDP生物力學特點
（1）GDP本身帶有圓滑的弧度，使應力傳導均勻；固定板與螺釘之間采用嵌入式連接，連接牢固且切跡低，使固定板緊貼脊柱后柱，有利于力的傳導；實驗證明在相同載荷下其載荷－應變，載荷－位移均較對照組小，而其軸向剛度與水平剛度高于對照組，統計分析顯示均有顯著性差異（P
本內固定板系統和目前臨床上應用的釘棒系統復位原理不盡相同，它不需要折彎和轉棒，屬于短節段固定器械，固定節段少，保留了脊柱大部分功能活動。
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第7篇：韌帶的生物力學特性范文
【關鍵詞】 牙種植；牙周膜；牙模型；有限元分析；牙應力
摘要: 目的 研究仿生種植牙、天然牙和骨性結合種植體3種模型骨界面上的應力分布，從理論上探討種植體的新模型。方法 應用螺旋CT對上頜中切牙標本進行掃描，分別建立仿生種植牙、天然牙和骨性結合種植體模型，對3個模型施加同樣的載荷，應用Super SAP93軟件，計算出天然牙周膜和仿生牙周膜以及3種模型骨界面上的應力分布。結果 仿生牙周膜和天然牙周膜內外表面應力的變化趨勢相同；骨性結合種植體模型骨界面上在頸部出現應力集中；仿生種植牙和天然牙2個模型骨界面上最大Von Mises應力從頸部到根端的變化比較均勻，沒有出現頸部應力集中現象。結論 引入仿生牙周膜能起到天然牙周膜的生物力學功能，它能實現牙合力的分散和減緩作用，使仿生種植牙骨界面上的應力分布比較均勻，從生物力學相容性上說明了仿生種植牙模型的可行性。
關鍵詞: 牙種植；牙周膜；牙模型；有限元分析；牙應力
ABSTRACT:Objective To research the stress distribution of the bone interface of the bionic dental implant， natural tooth and osseointegrated implant， and to study the new model of the implant in theory. Methods The shape data of the central maxillary incisor are obtained by helixCT， then the threedimensional finite element models of the bionic implant， natural tooth and osseointegrated implant can be set up， respectively.Stress distribution of the natural periodontal membrane， bionic periodontal membrane and the bone interface of the three models are calculated out by SuperSAP93， when the same load exerted to the three models.
Results The stress change of the inside and outside surface of the natural periodontal membrane and bionic periodontal membrane is in the same tendency.
The stress concentration appears in the cervix of the osseointegrated implant.The maximum Von Mises stress which is on the bone interface of the bionic implant and the natural tooth changes evenly from their cervix to their roots， the stress concentration doesn't appear in the cervix.
Conclusion The bionic periodontal membrane has the same function as the natural periodontal membrane. It has the dispersing and cushioning action against stress， and it make the stress of the bone interface of the bionic implant distribute evenly.
KEY WORDS: dental implantation; periodontal lignment; dental models; finite element analysis; dental stress analysisbionic dental implant; periodontal membrane; finite element model; threedimensional finite element analysis; stress distribution
基于Branemark提出的“骨性結合種植牙理論”的人工種植牙技術[1]，現已在口腔修復科研與臨床中得到廣泛應用。采用三維有限元分析技術對種植體周圍骨組織的應力分布進行分析與計算機模擬是牙種植體研究開發和臨床應用的重要內容[2]，很多學者開展了種植體的材料、幾何尺寸及形狀對骨界面應力分布的影響的研究，推動了人工種植牙技術的發展[36]。由于鈦及其合金具有優異的生物和物理性能，把它作為種植體材料已較好地解決了種植體與牙周骨結合的生物相容性問題。但是，生物力學相容性問題還未在理論上和臨床實踐上得到徹底解決。種植牙與牙周骨剛性結合，無法解決牙合力的減緩與分散問題，過大或過小的應力均可引起周骨質的吸收或萎縮，從而導致人工種植牙的失敗[7]。
為了研究種植牙的生物力學相容性問題，筆者從仿生學原理出發，引入仿生牙周膜概念。仿生牙周膜是模仿天然牙周膜的生物力學功能，希望它能起到對牙合力的傳導和緩沖作用，使牙槽骨界面上的應力分布比較均勻，力圖解決種植牙生物力學相容性問題。本工作把上頜中切牙制成標本，對標本進行螺旋CT橫斷層掃描，利用計算機圖像處理技術和三維有限元軟件Super SAP93，分別對天然牙、仿生種植牙和骨性結合種植牙建立起三維有限元模型[8]。對3個模型施加同樣的載荷，應用三維有限元軟件Super SAP93，計算出天然牙周膜和仿生牙周膜以及三種模型骨界面上應力分布，從理論上探討種植牙的新模型。
1 材料和方法
1.1 建模
選擇一顆近期撥除較為典型的成人上頜中切牙，標準參照文獻[9]。所選的牙體完整無缺損，全長23 mm，冠長11 mm，冠寬8 mm，冠厚7 mm，頸寬7 mm，頸厚6 mm，根長12 mm。確定其中心點，采用復合樹脂包埋形成25 mm×25 mm×25 mm的包埋塊標本，且牙長軸與包埋塊底面垂直。采用螺旋CT機（SOMATOM Sensation 4，德國Seimens公司）對標本進行斷層掃描，斷面與牙長軸垂直。掃描的層間距為0.5 mm，層厚0.5 mm（層間損失小，可忽略不計），得到46幅二維掃描斷層圖像，再按文獻[8]建立起六面體為單元的天然牙、仿生種植體和骨性結合種植體三維有限元模型，3個模型分別有24656個節點、21390個單元。
1.2 材料參數與實驗條件
材料參數見表1。將3個有限元模型中各種材料和組織假設為連續、均質、線性、各向同性的線彈性材料。材料受力為小變形。模型的邊界條件簡化為牙槽骨外周圍固定約束。對3個有限元模型施加同樣載荷，加載荷的部位為舌側切1/3與中1/3交界處，加載方向與牙長軸呈30 °夾角，載荷為100 N。取Von Mises應力作為衡量應力水平的主要指標，對天然牙周膜和仿生牙周膜上的應力分布以及3種模型骨界面上應力分布進行比較分析。表1模型中各組成部分的材料特性（略）
2 結果
垂直牙長軸方向從頸部到根端部均分7個截面，截面1為頸部，截面4為牙根正中部，截面7為牙根端部。在加載荷作用下，通過Super SAP93有限元分析軟件的計算，天然牙和仿生種植牙牙周膜內外表面上最大Von Mises應力分布、3種模型骨界面上最大Von Mises應力分布以及仿生膜取不同彈性模量下仿生種植牙模型骨界面上最大Von Mises應力分布見圖1～4。
2.1天然牙周膜應力分布
天然牙周膜內表面上最大Von Mises應力沿牙長軸方向是遞減變化的，高應力區出現在牙頸部區域，達到17.68 MPa，牙根中部和牙根端部區域應力都比較小了，牙根端部的應力大約是頸部的1/5，只有3.66 MPa，應力變化幅度達到Δσvom=14 MPa，說明牙周膜內表面應力沿牙長軸方向分布很不均勻（圖1）。天然牙周膜外表面上的最大Von Mises應力沿牙長軸方向變化與內表面的情況有很大不同。沿牙長軸方向，從頸部到牙根中部的應力是緩慢減小的，到牙根正中部達到最小值后，應力隨之往根端又緩慢增大。牙頸部應力為6.82 MPa，牙根正中部為2.9 MPa，牙根端部為3.2 MPa，應力變化幅度僅達到Δσvom=3.92 MPa，這說明了牙周膜外表面應力沿牙長軸方向分布比較均勻。此外還可看出，沿牙長軸方向，牙周膜外表面比內表面的應力要減小。頸部減小幅度最大，達61.43%。說明牙周膜對牙合力具有明顯的分散和緩沖作用。
2.2 仿生牙周膜應力分布
當仿生膜彈性模量取天然牙周膜彈性模量的10倍值時，通過三維有限元法計算出仿生膜內外表面最大Von Mises應力沿牙長軸方向的分布（圖2）。仿生膜內表面上高應力區也出現在牙頸部，牙根中部到牙根端部的應力也比較小，內表面上應力變化幅度達到Δσvom=13.38 MPa。仿生膜外表面上應力分布比較均勻，頸部最大Von Mises應力值為6.63 MPa，牙根中部應力最小為3.99 MPa，應力變化幅度僅為Δσvom=2.64 MPa。與天然牙周膜應力比較，這種彈性模量的仿生膜同樣能起到應力分散和緩沖作用。
2.3 3種模型骨界面應力分布
仿生種植牙和天然牙兩種模型骨界面上最大Von Mises應力沿牙長軸方向的變化都比較均勻，天然牙在骨界面上應力變化幅度為Δσvom=3.92 MPa，而仿生種植牙骨界面上的應力變化幅度僅為Δσvom=1.65 MPa。骨性結合種植牙模型骨界面上最大Von Mises應力沿牙長軸方向變化是遞減的。從牙根中部到牙根端部的應力降低比較平緩，降低幅度只有10%左右，表明牙根中部到牙根端部的應力逐漸降至比較低的水平。從頸部至牙根中部的應力降低幅度比較大，達到63%，頸部附近區域出現應力集中現象，頸部處應力最大，達到23.11 MPa，它與天然牙相比該處應力增加幅度為238.86%（圖3）。
2.4 仿生膜取不同彈性模量的仿生種植牙模型骨界面應力分布
仿生種植牙模型中仿生牙周膜取不同彈性模量其骨界面上最大Von Mises應力沿牙長軸方向的變化也不同。在頸部和根端部最大Von Mises應力隨仿生膜彈性模量的增大而減小，當仿生膜彈性模量為689 MPa時，應力達到最小值，隨后應力又隨仿生膜彈性模量的增大而增大（圖4）。可以看出，仿生膜彈性模量在600~689 MPa，仿生種植牙骨界面上的應力分布最均勻。
3 討論
天然牙模型與仿生種植牙模型骨界面上應力分布比較均勻，無應力集中現象。這是由于牙周膜或仿生膜對牙合力的分散與緩沖作用所致。骨性結合種植體頸部出現應力集中現象的結果，是由于骨性結合種植體無牙周膜對牙合力的分散與減緩作用，這可能引起骨性結合種植體牙槽骨破壞的重要原因之一，這一研究結果與其他學者的研究結果一致，也與臨床所見的種植修復中骨吸收常由種植體頸部周圍開始的現象相符[10，1113]。
為了避免骨性結合種植體應力集中現象，一些種植系統中采用了“應力吸收裝置”(stress absorbing element，SAE)，希望能解決牙合力的減緩與分散問題，例如IMZ系統，在種植體與上部結構之間設置一層彈性模量與天然牙周韌帶相似的塑料。但是，Rossen等學者研究結果表明，這樣的“應力吸收裝置”種植系統有應力減緩作用而無應力分散作用[14]。David等學者對采用彈性螺栓及鈦螺栓的種植體進行了比較研究，結果表明彈性螺栓均未起到減緩牙合力向骨組織傳導的作用[15]。對于仿生種植牙，由于仿生膜對牙合力的分散與減緩作用，使骨界面上的應力大大降低且分布比較均勻，從而可以避免應力集中現象。
取仿生牙周膜不同的彈性模量，仿生膜內外表面和骨界面上的應力分布都會發生改變。也就是說，應力分布與仿生膜的彈性模量取值有關。當仿生膜彈性模量在600～689 MPa，仿生種植牙骨界面上的應力分布最均勻。這結果可從天然牙模型與仿生種植牙模型的力學結構比較中得到解釋。天然牙模型中的牙體彈性模量為18 600 MPa、牙周膜彈性模量為68.9 MPa、牙槽骨骨皮質的彈性模量為13 700 MPa，牙體和牙槽骨骨皮質的彈性模量在104 MPa數量級，牙周膜彈性模量在0.7×102 MPa數量級，因此，牙體與牙槽骨骨皮質之間有一層彈性模量小2個數量級的牙周膜能起到牙合力的分散和減緩作用。在仿生種植牙模型中，種植體和根套都由鈦材料組成，彈性模量為105數量級，與天然牙模型的力學結構原理類比，連結種植體與鈦根套之間的仿生牙周膜彈性模量應小2個數量級，則應在0.7×103 MPa的范圍，即仿生牙周膜的彈性模量大約是天然牙周膜彈性模量的10倍左右才能對牙合力起到最佳的分散與減緩的效果。這也說明了彈性模量在600 MPa與689 MPa的仿生膜在骨界面上應力比較小且分布最均勻。
在仿生種植牙模型中，仿生牙周膜起到了天然牙周膜的生物力學功能，實現了牙合力的分散和減緩作用，使仿生種植牙骨界面上的應力分布比較均勻，從生物力學相容性上說明了仿生種植牙模型的可行性。
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第8篇：韌帶的生物力學特性范文
【關鍵詞】鎖骨鉤鋼板 肩鎖關節脫位
TREATMENT OF ACROMIOCLAVICULAR JOINT DISLOCATIONS WITH CLAVICULAR HOOK PLATE
【Key words】acromioclavicular joint dislocation Clavicular hook plate
中圖分類號：R68 文獻標識碼：B 文章編號：1005-0515（2011）6-150-02
肩鎖關節脫位是肩部常見損傷之一, 臨床治療的方法很多, 大多教學者主張手術治療, 也有人采用保守治療, 尤其是對于伴有喙鎖韌帶損傷時， 即完全性肩鎖關節脫位（TossyIII 型）[1]，療效差異很大。我院自2006年9月至2009年9月應用手術治療內固定治療肩鎖關節完全性脫位31例, 經隨訪6-14個月, 術后患肩無疼痛, 外觀正常, 功能恢復滿意并對手術治及其療效進行隨訪分析,報告如下：
1 資料與方法
1.1 一般資料
本組31例, 男26例, 女5例; 年齡18~ 66 歲, 平均45歲。左側13例, 右側18例, 致傷原因: 道路交通傷6例,摔傷12例,重物砸傷13例。本組病例均有傷肩腫痛、乏力、外展、上舉困難。查體: 局部腫脹,傷肢無力, 肩外展上舉困難, 鎖骨遠端隆起, 肩鎖關節處可捫及一凹溝, 琴鍵征陽性, 被動活動鎖骨遠端時, 上下活動范圍增加。術前X線均顯示肩鎖關節脫位.手術時間一般在傷后4 ～ 7 天，平均4.5 天。
1.2 手術方法 本組31例全部采用切開復位鎖骨鉤板內固定手術。患者取仰臥位，患肩墊高5 cm, 頭偏向健側。采用鎖骨遠端切口，暴露鎖骨遠端，肩鎖關節至肩峰，清理肩鎖關節內積血及破損關節囊，將肩鎖關節復位，選擇合適的鎖骨鉤板，將鋼板的尖鉤插入肩峰的后外方，外展及上舉肩關節使之與肩關節緊密嵌合，鋼板體部緊貼鎖骨上方的骨皮質，用皮質骨螺釘固定。用可吸收縫線修復肩鎖關節囊及撕裂的肩鎖、喙鎖韌帶。C 型臂透視復位固定滿意后，沖洗并關閉切口，檢查肩鎖關節穩定性, 術中應注意肩鉤鎖鋼板有左右之分,。術后三角巾懸吊保護3-4天后開始逐漸開始肩關節鐘擺樣功能鍛煉。條件允許下3-4 周后可進行日常生活。鎖骨鉤鋼板一般于術后6～14個月將內固定物取出。
1.3 術中注意事項1.手術應略靠鎖骨后部，便于手術顯露。2.鋼板鉤端置入肩峰孔時應用力向上撬起，檢查是否確定鉤端在肩峰孔內。有C 臂透視機的醫院可透視檢查，確保鋼板鉤端到位。3.術中避免損傷鎖骨下動靜脈合神經。4.要選擇長短及厚度合適的鎖骨鉤板，過短可由于杠桿的力量過大導致螺釘松動，過長就要剝離過多的鎖骨骨膜，加重軟組織損傷。[2]
2 結果
31例患者隨訪時間6――14月，平均為10月，期間未發現創面感染、肩鎖關節半脫位或內固定松動、斷裂、脫出等, 取出內固定后無肩鎖關節再脫位發生。治療效果以肩關節功能恢復情況和X 線片判定。根據Karlsson[3]的術后評價標準分為三級。A級：不痛，有正常肌力，肩關節可自由活動，X線片顯示肩鎖關節解剖復位或半脫位間隙小于5mm；B級：滿意，微痛，功能受限，肌力中等，肩關節活動度在90°以上，X 線片顯示患側肩鎖關節較對側寬5 ～ 10mm；C級:差，疼痛并在夜間加劇，肌力不佳，肩關節活動在任何方向均小于90°，X線片顯示肩鎖關節仍脫位。本組A級28例，B級3例。滿意率100%。
3 討論
一般認為, 肩鎖關節的穩定依靠以下裝置維持: 關節囊及其增厚部分所形成的肩鎖韌帶;三角肌及斜方肌的腱性附著部分; 喙鎖韌帶的錐狀韌帶及斜方韌帶[4]。肩鎖關節脫位內固定的治療其內固定物的固定是暫時的, 通過內固定而使以上損傷或斷裂穩定裝置的修復和重建才是真正的目的, 也是手術成敗的最重要的因素。肩鎖關節脫位復位是相對較容易, 但固定困難, 故對T ossyⅢ型一致主張手術治療, 并要求手術符合以下原則:盡量達到解剖復位;修整清理破裂或退變的關節面和關節軟骨; 穩定可靠的固定;修復和重建韌帶和關節囊;防止肩關節周圍組織并發癥, 防止關節功能障礙。由于肩鎖關節局部軟組織少, 缺乏有效地肌肉保護。多主張非手術治療, 從而治療后仍出現了較多的并發癥[5]。對肩鎖關節脫位, 過去我們采用較多的是克氏針張力帶鋼絲法固定, 此法的優點是操作簡單, 取內固定物損傷小, 可操作性強, 生物力學相對較穩固。但是，肩鎖關節是微動關節, 喙鎖韌帶是穩定肩鎖關節的主要組織, 可對抗胸鎖乳突肌、背闊肌以及斜方肌向上的牽拉力。由于喙鎖韌帶斷裂, 肩鎖關節在垂直方向存在強大的拉應力, 在水平方向存在強大的剪切力, 克氏針不易控制骨折端的旋轉, 8字鋼絲張力帶的拉力主要作用于肩鎖關節兩側面, 壓縮關節, 限制關節微動, 屬于肩鎖關節復位固定的靜力學重建方法, 不符合生物力學要求[6] , 往往導致克氏針松動、變形甚至發生退針穿破皮膚, 引起局部疼痛或感染, 使內固定失效或發生肩鎖關節炎。并且手術固定后肩關節不能得到早期有效的功能鍛煉, 易發生關節僵硬及障礙等, 以上是該方法不足之處。鎖骨鉤鋼板依照肩鎖關節部位解剖特點設計[7],通過將鉤板固定于鎖骨遠端和穿過肩峰的鉤的杠桿作用將肩峰翹起, 從而獲得穩定而持續的固定, 有效地復位。同時鎖骨鉤鋼板手術符合肩鎖關節微動的特性, 使肩鎖關節術后早期的活動尤其是肩關節的活動可達到正常范圍。并且鉤位于肩峰下方,不直接通過肩鎖關節面, 從而避免肩鎖關節創傷性關節炎的發生, 并且使韌帶的修復和重建具備了充分的空間。由此可見，鎖骨鉤鋼板在治療肩鎖關節脫位時無明顯手術并發癥產生, 術后肩關節功能恢復良好, 具有損傷小, 并發癥少, 手術簡便易行, 固定可靠, 可早期功能鍛煉等優點, 是治療肩鎖關節脫位的一種較為理想的手術方法。
參考文獻
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第9篇：韌帶的生物力學特性范文
關鍵詞 鎳鈦記憶合金 環抱器 肩鎖關節脫位
材料與方法
2004年2月～2006年2月收治新鮮重度肩鎖關節脫位患者20例，男16例，女4例；年齡18～48歲，平均36歲；左側12例，右側8例；受傷至手術時間8小時～5天，平均3天。其中5例合并鎖骨遠端骨折。參照Post分級，均為Ⅲ度以上肩鎖關節脫位。
鎖骨鉤環抱器包括兩部分：置于肩峰后下方的鉤部，環抱固定遠端的有齒臂部。型號具體為5種，并分左右。
治療方法：頸叢麻醉后，仰臥位，患側墊高。沿鎖骨至肩峰弧形切開皮膚長8cm，顯露遠端肩鎖關節和肩峰，清除關節內血腫。選用合適的鎖骨鉤環抱器。將其放入消毒冰水(0～4℃)中10分鐘，用專有的撐開器將其環抱齒均勻撐開后，先把鉤端插入肩峰后下方，下按鎖骨使肩鎖關節復位，再把環抱齒扣在鎖骨遠端上方。用40℃溫水紗布外敷，使其恢復原來形狀。通過杠桿原理使肩鎖關節復位并固定。修補肩鎖韌帶，縫合關節囊。利用三角巾外固定。允許肩關節前屈后伸，禁止外展，并早期鍛煉手腕及肘關節。6周后進行肩關節功能練習。
療效標準：①優：不痛，肌力正常，肩關節活動正常。X線示肩鎖關節解剖復位或間隙90°，X線示、肩鎖關節間隙5～10mm。③差：疼痛，肌力不佳，活動任何方向
結 果
20例隨訪6～12個月，平均8個月。所有患者臨床檢查肩關節肌肉無萎縮，外觀正常。X線示：無再脫位征象。合并鎖骨遠端骨折者均骨性愈合。其中3例未按要求及時肩關節功能練習，于肩關節外展90°以上時有輕微疼痛及牽拉感。優17例，良2例，差1例，平均恢復期3個月。
討 論
肩關節主要靠喙鎖韌帶和肩鎖韌帶維持其穩定性，若全部斷裂，鎖骨被斜方肌和胸鎖乳突肌牽拉向上移位，肩峰由于上肢的重力而下移，致肩鎖關節完全脫位。臨床上雖容易復位，但固定難以維持。傳統克氏針張力帶內固定，不能早期功能練習，容易產生肩峰劈裂，內固定物滑移、脫落或斷裂等并發癥，再脫位發生率較高，出現肩部疼痛及活動障礙。若行喙鎖韌帶重建術，優良率雖然較高，再脫位發生少，但手術創傷大，產生新的畸形，故對陳舊性脫位較適用。
鎖骨鉤環抱器提供了對鎖骨遠端持續而穩定的壓力，保證了復位質量，通過杠桿作用，為周圍組織愈合提供了穩定無張力的環境。穿過肩峰的鉤為光滑表面設計，使肩關節外展及上舉時，允許被固定的肩鎖關節有一定程度的微動，符合肩鎖關節微動的生物特性。使患者早期即可達到正常關節活動范圍，避免長期固定造成的關節廢用。
總之，鎖骨鉤環抱器與其他內固定法相比，具有獨特的幾何造型及優良的生物力學特性。在臨床應用過程中，具有手術操作簡便易行、創傷小、出血少、手術時間短、并發癥少、關節功能恢復快的優點。
參考文獻
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