韧带的生物力学特性精选(九篇)

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第1篇：韧带的生物力学特性范文

1膝关节三维有限元模型的建立

有限元仿真计算是随着计算机技术不断进步而逐渐发展起来的一种有效地数值方法，而用有限元法进行生物力学分析是近年来发展起来的一种生物力学研究方法。伍中庆等[4]结合X线片用XCT对尸体膝关节进行扫描，利用Ansys有限元软件，对膝关节的三维有限元模型进行重建，包括股骨、胫骨、髌骨及半月板，重建的几何体逼真、客观，为分析股骨、胫骨、髌骨和半月板的力学特性提供了模型基础。汪强[56]的结果提示三维模型较以往两维平面有限元模型有明显优点：①模型网格划分更细，建立的单元和节点更多，模型更接近解剖学实际。②图像数据直接来自CT扫描，避免了图像生成、转化与存取中的信息丢失，且图像精确。③严格区分了半月板与关节软骨。王光达等[7]通过一名男性健康志愿者的膝关节扫描，通过有限元软件处理成功建立了一个完整的膝关节三维有限元模型，包括胫骨、股骨、髌骨、内外侧副韧带、前后交叉韧带，髌韧带及双侧半月板。模型可以任意角度旋转观察，整体外形及各组成部件均与实体标本具有满意的相似性，黄建国等[8]通过了MSCMARC建立膝关节的三维有限元模型，得到胫骨骨折患者的膝模型，认为对胫骨平台骨折的诊断，手术策划和治疗具有较大的指导作用。模型确立后可以为膝关节的创伤、骨折的力学分析及人工关节的开发提供方法学的支持。姜华亮等[9]在MRI基础上建立膝关节三维有限元模型，包括膝关节所涉及的几乎所有骨骼、软骨，半月板和韧带等基本力学的模型，并认为MRI比CT对软组织显像更清晰。重建的模型更逼真、客观，能够更真实地反映膝关节的结构特点和生物力学属性。

2有限元在膝关节生物力学研究中的应用

人体膝关节生物力学复杂多样，更多的力学反映在运动过程中，受力特点更加复杂。因此，应用三维有限元方法建立膝关节生物力学模型，无创、快速地研究膝关节力学特性、损伤的机理，对指导临床工作有现实意义。有研究认为膝关节伸直时应力主要分布于ACL近股骨上点处。说明ACL是对抗胫骨前移的主要结构，其与临床上ACL损伤多发生在股骨上点处相一致。膝关节屈曲时，PCL是对抗胫骨前移的首要结构，且应力主要集中在近胫骨止点处，这与临床PCL断裂多发生在胫骨止点处相一致。同时对模型施加内外翻应力，分别在LCL腓骨上点和MCL近股骨上点应力较大，说明MCL、LCL是对抗膝外、内翻的主要结构。与临床内、外侧副韧带损伤位置一致。进一步验证了有限元方法的有效性和可靠性[10]。汪强等[5]通过对膝关节三维有限元模型的建立，同时研究了加载后，得到膝关节内外侧关节面典型节点Von Mises应力值，提示正常膝关节内侧关节面应力呈前、后部大，中部小分布；外侧关节面应力呈前部大，中后部稍小分布，且较内侧关节面分布均匀。姚杰等[11]利用膝关节有限元模型和模拟跳伞着陆实验数据，对半蹲式跳伞着陆过程进行数值模拟，并分析膝关节损伤的机理。结果显示，关节内组织的应力水平随着跳落高度的增加而增加，外侧半月板和关节软骨承受了较大的载荷，前交叉韧带和内侧副韧带在屈膝角度达到最大时产生明显的应力集中，此时更易断裂。吴宇峰等[12]通过有限元模型研究了髌骨在运动及损伤过程中的受力情况，结果显示应力集中于髌骨的上极和下极，说明骨折的好发部位即在髌骨的上下级，与临床基本相符。辛力等[13]通过有限元方法对合并膝关节脱位的胫骨平台骨折4种内固定方法进行比较。结果提示MDP（内侧双钢板）固定后的应力最小，其后依次是BDP（双侧双钢板）与MSP（内侧T型单钢板+拉力螺钉），而LLP（外侧锁定钢板+拉力螺钉）固定的应力最高。给临床治疗类似骨折选择治疗方案提供参考。

3膝关节置换相关有限元分析研究

人工膝关节置换是治疗膝关节骨性关节炎的重要手段，每年有大量的患者接受人工膝关节置换。三维有限元法是先进而有效的生物力学分析方法，利用该方法从生物力学角度分析全膝关节置换后的应力分布情况对探讨全膝置换有重要意义。膝关节置换前要对患者膝关节病情有详细了解，全面检查，严格选择假体类型。根据假体的使用部位将假体分为单髁假体（单间隔假体）、不包括髌股关节置换的全关节假体（双间隔假体）、全关节假体（三间隔假体）。如果术前对准备手术的膝关节进行CT扫描、重建，建立三维有限元模型，然后进行逆向工程CAD/CAM，选择制作适合该关节的人工假体必将更适应患者，术后生物力学性能必将更好，松动翻修的机率将明显降低[]。术中选择置换假体，胫骨和股骨配对关系，术后假体接触表面的应力变化可能增加磨损及松动的风险，有研究[15]将股骨侧3号钴铬合金假体，与胫骨侧25号（3/25配对），3号（3/3配对），4号（3/4配对）钛合金金属托及对应尺寸的10 mm厚度聚乙烯垫片配对。构建有限元模型，模拟双腿站立，平地行走，上楼梯情况下，对各屈膝角度的最大等效应力进行研究。发现3/25配对，3/4配对假体接触面最大等效应力明显增高，有增加聚乙烯垫片磨损风险。同时Liau等[16]研究了假体对线不齐时接触应力和Von Mises应力大幅度增加。定制假体尽管重建保肢符合人体生物力量规律，短柄假体可引起骨水泥应力集中，重建后发生骨折，骨水泥碎裂风险较高，但过度增加柄长对骨的应力遮挡水平也相应增大[17]。膝关节置换后要能负重行走是最终目标，许多静态的模型并未涉及其中。最近有研究者对其关节高屈曲活动下运动和应力等动态特征进行了研究。通过建立包括主要骨和软组织的全膝关节置换前后的膝关节的动态有限元模型，对天然及全膝置换后膝关节下蹲运动和接触应力分布进行分析。结果表明在膝关节过伸和高屈曲时，在胫骨高分子聚乙烯平台的胫骨平台轮柱和平台前部的交界处，胫骨平台内后方和轮柱后部3个区域发生较高的接触应力，这些也正是假体发生较高磨损的部位。这为膝关节假体的摩擦学研究及膝关节假体设计提供有力的分析工具[18]。

4问题与展望

尽管有限元分析方法在膝关节外科研究中有诸多优点，能重建出与真实人体膝关节结构基本一致的模型，重建的模型逼真、客观，可以自由旋转，添加、调整相关参数可以进行人体和动物实验无法完成的生物力学研究。但它作为一项仍然没有成熟的技术，还有许多不足：①研究所用硬件、软件多为进口，价格昂贵。②操作过程繁琐复杂，作为临床医务人员，学习周期长，较难熟练掌握。③人体膝关节结构复杂，相互之间关系密切，互相影响，脱离其他因素，简单研究骨骼、韧带、关节软骨本身就有失偏颇。④将骨骼内各向同性，各向异性等同考虑，简化操作，明显不妥。⑤膝关节许多特征及生物力学都是在运动中表现出来，但许多有限元的研究是静态的，未考虑动态研究，影响结果的准确性。⑥载荷和边界条件的选择，基本都是人为确定的，很多参考国外的文献，而这是否适用于国人亦未可知。所有这些问题，希望随着对膝关节发病机理的进一步认识、计算机处理能力的进一步提高、CT和MRI成像技术的不断完善而逐步得到解决，使之更好地为临床服务。

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第2篇：韧带的生物力学特性范文

关键词：运动损伤；防护服装；运动生物力学；防护模型

中图分类号：TS941.2 文献标志码：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

近年来，我国参与体育运动或日常锻炼的人口越来越多。在对全国体育人口比例的调查中发现，1996年的体育人口在总人口中所占的比例为31.4%，2000年增加到33.9%，而到2007年又增加到37.1%，短短10多年的时间里增加了5.7个百分点。

但是在运动中，由于人们并未太多地注意保护自己，常常会引起相应的关节、肌肉、韧带的意外损伤。网球运动常常会导致肘部、肩袖部损伤，范？克拉莫（Von Kramer）对网球运动中出现的损伤进行过调查，结果表明，网球运动中肘关节损伤占全部损伤的41%，是最容易损伤的部位；肩袖损伤占其全部损伤的39%，仅次于网球肘。在跑步运动中，常常会发生小腿肌肉拉伤，有研究显示，有高达35% ～ 65%的健身者与专业运动员曾经发生过下肢损伤。老年人、小孩以及肢体残疾人在日常的行走过程中，由于自身缺乏一定的平衡能力，往往会因为磕碰、摔倒等突发状况而意外导致肌肉和骨骼损伤。有国外学者曾做过相关的研究，该研究揭示了在老年人的摔倒中，将近53%是因为行走、站立的不稳定所导致的。

运动损伤已经给运动员、业余爱好者、老年人、小孩等带来了伤害，也是人们生命安全的重要隐患之一。也有不少人缺乏自我保护意识，认为在业余的体育锻炼和比赛中，做准备活动，然后再多加注意一些，受伤的几率也就小了，其实这种想法是不正确的。因为这种损伤，比如说扭伤、摔伤、各种磕碰伤，在运动损伤里只占到了2%，它的名称叫做意外伤，而将近98%的损伤是那种运动技术性伤。所以基于运动的生物力学，研制减少骨骼与肌肉损伤的防护性服装，是一个很大的趋向。

1 运动生物力学的研究

运动生物力学是生物力学的分支学科，是研究体育运动中人体机械运动规律的科学。其主要任务是运用生物学和力学的理论和方法研究人体从事各种运动、活动以及劳动的动作技术，使复杂的人体动作技术奠基于最基本的生物学和力学规律之上，并以数学、力学、生物学以及动作技术原理的形式加以定量描述。运动生物力学的发展与研究，为提高体育运动的成绩、预防运动损伤、设计研发防护器材奠定了理论基础。

1.1 运动生物力学的实际应用

对于运动生物力学的研究，特别是在应用上，具有自己的特色，大致可归结为以下几点：

（1）在竞技体育运动动作的技术方面，根据人体的体态、素质、机能等情况，研究适合个人的最佳运动和活动技术的动作方案，并通过动作技术诊断使之逐步完善；

（2）从预防运动损伤的观点出发，对各种体育、活动以及生产劳动进行生物力学分析，找出致伤因素，并设计出相应的预防与治疗措施；

（3）运动生物力学不仅研究人体，而且也研究与运动相关的器械的运动规律，按照人体形态、结构和机能的生物力学特征，设计和改进运动器材、设施、服装与用具以及劳动机器、工具等。

1.2 运动生物力学与防护器材

从运动生物力学的角度出发，对体育运动或健身锻炼中用于防护人身安全、避免运动损伤的器材，提出设计和改进的设想及要求，是一项非常艰巨的学科任务，当前基于运动生物力学研制的防护用品主要有护具、运动鞋。

新型橄榄球头盔与传统头盔相比有着本质的区别，新型头盔的外层覆盖了一种新型树脂吸振缓冲材料，它可以有效地防止运动员以头盔作为进攻武器冲撞对手。在运动的过程中，人体的各个关节肌肉常常由于过多的运动量或瞬间的挥击、拉伸发生拉伤或震伤。戴上护具后，就可以对相应部位的肌肉、韧带加压舒服，减缓可能的过度拉伸，并协助肌肉动作，对关节部位起到支撑作用。对于关节出现不同程度劳损的老人以及正在发育期的小孩来说，进行远足郊游或体育锻炼时，很有必要选择一定的护具。

国内外一线运动品牌，其运动鞋技术的每一项进步都离不开生物力学研究，结构设计和技术创新都遵循人体运动生物力学原理。国际一线运动品牌都拥有自己的核心技术，如Nike的air气囊鞋底科技和足跟稳定技术、Adidas的HUG环抱系统和智能芯片技术、李宁新一代单弦弓减震技术等。无论核心技术如何创新变化，结构设计必须遵循运动生物力学的原理，其主要的生物力学原理是缓震减震、能量回归、足跟控制、模拟踝足和回归自然。

2 防护服装的研究

伴随着运动的普及，传统的防护服装基本上从舒适性、结构设计、功能材料等角度出发进行设计研究，通过研究改变或加强面料的性能来达到服装吸湿排汗透气、防火、防水等效果，或者从服装结构设计出发，采用多开口宽松式设计，在前胸、腋下、前后衣片采用连续开口散热功能设计，设计了一套具有散热功能的篮球比赛服装。而在运动过程中能真正地起到对人体防护作用的，往往都是要通过佩戴护具来达到目的，从拳击的头盔到篮球的护足，每一个易受伤的关节都有相对应的护具来产生防护的效果。

但是现阶段基于运动生物力学研究的运动防护仅限于护具以及运动鞋，而客户对防护服装的要求却逐渐从原来的吸湿排汗等舒适性方面提升到舒适、功能、美观、防护一体化上来，更多地希望可以通过服装本身就可以达到防护人体的目的。

所以，有必要从人体出发，通过测量人体各关节点运动的三维坐标数据的变化，将其转化为人体关节运动的生物力学参数，通过分析生物力学参数数据，建立人体防护模型，明确服装面料与防护模型相互之间的关系，并结合服装材料学、服装结构设计、人体工效学等相关知识，设计具有防护性能的服装。

3 运动生物力学在服装上的应用

在体育运动、日常活动以及生产劳动中骨骼和肌肉损伤是难以避免的问题，解决这一难题，必须以人体运动为目标，运用人体解剖学、人体生理学、力学的理论与方法来探索人体运动规律，根据骨骼和肌肉的变化，建立外部防护模型，获取防护服装所需达到的力学参数，为开发运动防护服装提供理论依据。

3.1 理论依据

在运动过程中，骨骼及肌肉功能模型的研究比较成熟，是确定肌肉长度、肌肉拉力线、肌力臂、肌力矩、肌力等关键因素，但却没有明确指出骨骼及肌肉损伤的临界值，建立外防护模型是解决该问题的关键途径。

基于人体骨骼与肌肉的动力学模型，模拟在外部约束条件下骨骼和肌肉的变化，通过逆向动力学方程式和有限元模拟获取相关参数，建立外防护机制，即防护模型；在外加反应实验的作用下，明确服装材料的性能与外防护模型之间的关系，为研制高质量的运动防护服装、减少运动过程中骨骼及肌肉的损伤提供理论依据。

3.2 技术问题

（1）建立骨骼及肌肉的模型，需要运用动态捕捉系统捕捉关键点的运动信息，测量人体在空间的位置和方向，即人体骨骼、关节的运动轨迹。动态捕捉系统通常分类为 3类：机械式、电磁式和光学式，价格不菲。

（2）结合人体运动轨迹的数据，通过人体建模仿真软件进行模拟，并推导出骨骼及肌肉的最优化的防护机制。

（3）通过实验验证分析，明确防护模型与服装面料的性能特征之间的关系，为研发防护性能最优的服装提供依据。

3.3 研究方案

针对一项具体的运动，主要研究内容有以下几个方面：

（1）运用动态捕捉系统捕捉人体关键部位的空间运动轨迹；

（2）借助人体建模仿真软件，将空间运动轨迹的数据转化为生物力学参数，如各关节的位移、速度、加速度及肌肉长度、肌力臂、肌力矩等，进而计算出有关人体防护力学参数；

（3）基于骨骼及肌肉模型，运用逆向动力学的方法，建立人体外部防护机制；

（4）根据各种服装材料的性能，通过有限元的模拟，确定材料的性能与防护模型相互之间的关系，获取防护服装所需的防护参数；

（5）人体建模仿真软件对所获取的服装防护参数进行模拟，以进一步获得最优防护的服装。

技术路线如图 1 所示。

4 结语

运动损伤常常给运动员、体育爱好者、老人、小孩等带来意想不到的身体伤害，然而，传统的防护服装基本上从服装的舒适性角度进行研究，通过改变面料的特性来达到服装的防湿透气、吸湿排汗等，或从服装的结构设计出发，改变服装衣下间隙、开口特征等来提高服装的着装舒适性。国外对于运动防护服及装备的研究则比较深入，从人体的头部到脚的各个器官都配有特定的防护用具，所以基于运动生物力学研究防护服装必将是未来的研究热门。

外防护模型的建立是运动生物力学应用到服装领域的关键，也是制约防护服装研发的主要因素。防护模型的研究处于起步阶段，只有建立起防护模型，才能进一步明确服装材料与防护力学参数之间的相互转化关系，也为研制减少运动损伤的运动装备奠定技术基础。

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第3篇：韧带的生物力学特性范文

关键词：汽车安全；乘员下肢；有限元模型；生物力学；损伤机理

中图分类号：U461.91文献标文献标识码：A文献标DOI：10.3969/j.issn.2095-1469.2016.02.04

汽车正面碰撞事故中，下肢是乘员最容易受到伤害的部位之一。据统计，当乘员系上安全带以及汽车配有安全气囊时，下肢损伤所占比例约为头部损伤的两倍，而下肢损伤中55%的AIS2+损伤为KTH部位的损伤[1]。正面碰撞事故中KTH部位的损伤类型主要包括髌骨骨折、股骨骨折（包括股骨髁部、头颈部和骨干骨折）以及髋关节损伤等，尽管不会直接危及生命，但致残率高，且康复期长，给伤者和社会带来沉重的负担。因此，乘员KTH部位损伤研究是汽车乘员保护领域的重要课题。

鉴于乘员KTH部位损伤的多发性和严重性，相关学者对正面碰撞事故中乘员KTH部位的损伤机理和耐受极限等进行了大量的生物力学试验研究。Powell[2-3]、Melvin[4]和Viano[5-6]等通过膝部撞击试验研究了KTH部位的损伤阈值，美国联邦机动车安全标准FMVSS 208法规以此为依据，将股骨轴向压缩力（10 kN）作为乘员下肢的损伤评价标准。而Rupp等[7]通过19组KTH部位正面碰撞试验得知：乘员骨盆的耐受极限远低于股骨，其损伤阈值仅为5.70（±1.38）kN。因此，正面碰撞事故中乘员KTH部位的损伤机理和耐受极限存在较大争议，目前尚无定论。

为研究交通事故中乘员KTH部位的损伤机理，建立了一个高仿真度的中国乘员下肢生物力学有限元模型，着重对其KTH部位的有效性进行了验证，并通过计算机仿真模拟，研究了正面碰撞事故中汽车乘员舱前端碰撞面与KTH部位的相对位置关系对乘员KTH部位损伤程度的影响，为汽车安全性设计提供参考。

1 乘员下肢模型的建立

根据国标GB 10000中50百分位中国成年男性的身体尺寸标准（身高1 678 mm，体重59 kg），选定一位30岁，身高1 680 mm，体重约60 kg的中国成年男性志愿者进行下肢螺旋CT扫描，获得人体下肢的医学影像数据，并重建下肢骨骼的三维几何模型。在此基础上，利用ANSYS ICEM CFD软件及其独特的Block-Controlled网格划分法建立下肢骨骼的有限元模型。由于肌肉、韧带等下肢软组织难以从CT影像中提取，本文通过研究其解剖学结构确定下肢各软组织的形态特征，在下肢骨骼模型的基础上利用HyperMesh有限元前处理软件构建下肢软组织的有限元模型。

建立的中国乘员下肢生物力学有限元模型如图1所示。该模型具有完整的下肢解剖学结构，包括下肢骨骼、关节以及皮肤、肌肉等软组织。

下肢骨骼模型包括骨盆、股骨、髌骨以及小腿骨等，均采用六面体单元划分，区分了皮质骨和松质骨。皮质骨除长骨骨骺区域采用一层实体单元模拟外，其余部位如长骨骨干、髌骨等均采用两层单元划分，以获得较好的计算精度和效率，且皮质骨模型厚度按照CT影像中皮质骨的真实厚度连续变化，最大程度再现下肢骨骼的解剖学特征。

关节模型则包括下肢两个重要关节――膝关节和髋关节。在交通事故中，乘员膝关节往往首先与汽车乘员舱前部发生碰撞，首当其冲。膝关节软组织模型包括韧带、关节囊、半月板以及关节软骨等，其中膝关节韧带主要包括内侧副韧带（Medial Collateral Ligament，MCL）、外侧副韧带（lateral collateral ligment，LCL）、前交叉韧带（Anterior cruciate Ligament，ACL）、后交叉韧带（Premature Capacity Lose，PCL）以及髌韧带。除关节囊采用壳单元外，膝关节其余软组织均采用实体单元模拟。髋关节模型由髋臼和股骨头构成，髋臼内覆有一层软骨实体单元，关节周围由壳单元韧带模型进行加固。关节软骨和韧带模型的厚度参考文献中相关解剖学数据设定[8-9]。各关节面之间定义为自动面-面接触（Automatic_Surface_to_Surface），关节软组织间为单面接触（Automatic_Single _Surface）。

肌肉与皮肤能够吸收碰撞能量，改变骨骼的受力分布情况，具有一定的缓冲作用。肌肉采用六面体单元模拟，与长骨模型共节点连接，并在表面附上一层壳单元模拟皮肤，厚度定义为1 mm。

乘员下肢有限元模型共包括177 101个单元，197 949个节点，最小单元尺寸0.7 mm，最小雅克比0.5，满足计算要求。骨骼采用弹塑性材料模拟，肌肉、韧带等采用粘弹性材料模拟，其它软组织则定义为线弹性材料。骨骼和韧带均定义了失效，以模拟骨折和韧带撕裂。乘员下肢模型的材料参数参考相关文献获得，并进行了一定的修正，见表1[10-11]。

2 KTH模型的验证

乘员KTH部位主要包括膝关节、大腿和髋关节三大部分，而大腿AIS2+损伤多为股骨骨折，因此模型验证的对象分别为膝关节、股骨和髋关节。本文通过模拟Haut等[12]的独立膝关节冲击试验和Kerrigan等[13]的股骨动态三点弯曲试验分别针对乘员膝关节模型和股骨模型进行了验证，并参考Rupp等[7]的冲击试验，综合验证了膝关节-大腿模型的有效性。骨盆模型来自于本研究团队成果[14]，髋关节模型验证过程在此不再赘述。

2.1 独立膝关节冲击验证

为了研究乘员膝关节的耐受极限，Haut等对独立的膝关节进行了轴向撞击试验。试验中将大腿从距膝关节约15 mm处截断并刚性固定股骨截面，并用绳索系住股四头肌腱使膝关节呈90°弯曲。质量约为4.5 kg的刚性圆柱撞锤在两根导轨的引导下加速到3.4 m/s轴向撞击膝关节部位，并记录载荷-时间历程。本文通过模拟Haut等的试验，对乘员KTH模型中的膝关节模型进行了动态冲击验证，仿真参考试验设置，如图2所示。

独立膝关节冲击验证仿真与试验结果对比如图3所示。Haut等的试验中，60岁以下年龄段尸体样本膝关节的平均骨折极限为6.7±1.7 kN，仿真过程中出现的碰撞力峰值为5.4 kN，位于试验结果区间，且载荷上升趋势与试验曲线相吻合。60岁以下年龄段的10组试验中，共有9组试验出现骨折，其中7处骨折发生在髌骨部位。仿真过程中髌骨模型最大应力达到105 MPa，髌骨下端发生单元失效，如图4所示，与试验骨折部位相对应。因此，本文建立的乘员膝关节生物力学模型能够准确模拟乘员膝关节的损伤。

2.2 股骨动态三点弯曲验证

股骨模型参考Kerrigan等的股骨动态三点弯曲试验进行验证，如图5所示。试验中将股骨两端塞入下方带有弧形金属板的金属方盒内，以提供一个简单的支撑条件，并保持股骨姿态与其在人体中的姿态一致。试验中金属盒采用聚氨酯泡沫填充塞实，仿真时通过定义长骨两端与金属盒的刚性连接（Constrained_Extra_Nodes_Set）来模拟。前端为弧形的刚性冲击器以1.2 m/s的恒定速度从L-M方向加载于股骨中部直至骨折。

在动态三点弯曲加载条件下，股骨中部弯矩-位移曲线仿真与试验对比如图6所示。股骨模型中部承受的弯矩随加载处位移的增加而增加，直至发生骨折，耐受极限为417 N・m，与Kerrigan等的试验结果412±102 N・m相接近。仿真曲线位于试验曲线范围内，因此股骨模型能较好地反映股骨的动态生物力学响应。

2.3 乘员膝部冲击验证

为了研究轴向冲击条件下乘员KTH部位的耐受限度，Rupp等对不含骨盆和大腿肌肉的下肢进行了膝部轴向冲击试验，如图7所示。膝关节呈90°弯曲，股骨头顶部由固定刚性杯状装置支撑，刚性冲击块在气动装置的加速下轴向加载于乘员膝部位置，加载速率约为300 N/ms。为使冲击块稳定地传递冲击载荷，冲击块前端接触面按膝部形状塑造。仿真参考试验设置，如图8所示。

仿真输出冲击块接触力-时间历程曲线，并与试验结果对比，如图9所示。仿真曲线与试验曲线能较好地吻合，试验中股骨骨折的耐受极限为7.59±1.58 kN，而模型仿真得到的耐受极限为7.03 kN，位于试验结果区间内。

图10为膝部轴向冲击载荷下仿真与试验骨折部位对比。在Rupp等的冲击试验中，股骨均于股骨颈处发生骨折，如图10d所示。仿真模拟过程中，下肢模型最大应力均出现在股骨颈部。且颈部应力随时间逐渐增大。当仿真进行到20 ms时，股骨颈部应力达到最大值121 MPa，23 ms时股骨颈部单元失效发生骨折，如图10c所示，与试验骨折部位相同，因此模型生物仿真度较好。

3 正面碰撞乘员KTH部位的损伤分析

汽车乘员舱前端碰撞面设计角度，以及乘员坐姿的差异会导致乘员舱碰撞面与乘员KTH部位的相对位置关系有所不同。本文在Haut及Rupp等的试验基础上，运用建立的乘员KTH生物力学有限元模型，基于汽车正面碰撞事故，仿真模拟研究了上述相对位置关系对乘员KTH生物力学响应及损伤的影响。

3.1 撞击面水平旋转对KTH部位的损伤影响

撞击面水平旋转对乘员KTH部位的损伤影响分析如图11所示，定义撞击面水平碰撞角α为撞击块撞击面法线与股骨轴线投影到水平面上的夹角，且向旋转为正，向外侧旋转为负。参考Rupp等的试验方法，利用固定刚性杯状装置支撑股骨头部以模拟髋关节，采用类似于Haut等试验中的撞击块（4.5 kg）并水平旋转α角度后轴向撞击乘员下肢膝关节部位，撞击速度设为3 m/s。仿真过程中，保持膝关节模型呈90°弯曲，并用刚性墙模拟地面对足部的支撑。

本文分别进行了-30°、-15°、0°、15°、30°五组不同水平角的碰撞仿真模拟，不同水平角碰撞下股骨轴向力对比如图12所示。撞击块处于中性位置时（α=0°），股骨轴向力峰值约为4.74 kN；当α=15°时，股骨轴向力为4.36 kN，相对于中性位置略有下降，而当α=-15°时，股骨轴向力为3.25 kN，仅为撞击块中性位置时的69%。当撞击块向内、外侧旋转30°时，股骨轴向力下降更为明显，尤其是向外侧旋转30°时（α=-30°），股骨轴向力峰值仅为1.84 kN，降幅高达61%。由此可见，无论撞击块向内侧或者外侧旋转，股骨轴向力均会出现下降，且水平碰撞角越大，股骨轴向力越小，尤其是当撞击块向外侧旋转时，载荷降幅较大。内、外侧旋转相同角度而导致的载荷差异，可能是由于股骨头偏离股骨轴线内伸的缘故。

图13所示为不同水平角碰撞下KTH各部位的最大应力值对比。不同碰撞角度下，最大应力值均出现在股骨颈部，其次为髌骨和股骨髁部。当撞击块处于中性位置时，股骨颈部最大应力为98.8 MPa，而当冲击器分别向内、外侧旋转时，应力值均出现下降，且当撞击块向外侧旋转时，各部位应力值较低。撞击块向外侧水平旋转15°和30°时，股骨颈部应力最大值分别为73.9 MPa和52.0 MPa，相对中性位置分别下降25%和47%。因此，撞击块从中性位置向两侧小角度水平旋转有利于降低乘员下肢的冲击载荷，尤其是向大腿外侧旋转适当角度可在一定程度上降低乘员下肢的损伤风险。

3.2 撞击面前倾及乘员坐姿对KTH部位的损伤影响

对于汽车内部的真实环境，为了满足人机工程学和乘坐舒适性的要求，乘员舱前端面设计时往往向乘员膝部倾斜一定角度。此外，由于车内座椅相对于乘员舱地板高度较低，乘坐时乘员膝部相对于髋关节会稍稍抬起，且乘员坐姿的不同也会导致大腿“上抬”角度有所差异。而撞击面法线和股骨轴线在矢状面上的角度关系直接影响到乘员KTH部位的受力特征。本文基于下肢生物力学模型研究了正面碰撞事故中上述因素对乘员KTH部位损伤的影响，如图14所示。保持膝关节模型呈90°弯曲，并用刚性墙模拟地面对足部的支撑，将撞击块向前倾斜一定角度，定义撞击面法线与水平基准的夹角为撞击面前倾角θ，并调整下肢模型姿势使乘员大腿稍稍向上抬起，定义股骨轴线与水平基准的夹角为β。股骨头支撑方式、撞击块类型与上节相同，撞击块以3 m/s的速度水平撞击膝关节部位。β和θ分别取值0°、10°、20°和30°，排列组合进行4×4共16组碰撞仿真模拟，并对仿真结果进行分析。

表2为β角和θ角不同组合下股骨轴向力仿真结果。16组仿真结果表明，当β=10°且θ=0°时，股骨轴向力最大，为4.81 kN；而当β=0°且

θ=30°时，股骨轴向力最小，仅为1.62 kN，降幅为66%。由此可见，适当的β角和θ角组合能够显著降低乘员大腿在正面碰撞过程中的载荷。此外，仅从单一因素进行分析，股骨轴向力随β角或θ角的变化规律并不明显，体现出乘员KTH部位在正面碰撞过程中损伤机理的复杂性。

为了分析股骨轴向力与撞击面前倾角θ和乘员坐姿角β的相关性，以（θ-β）为横坐标，股骨轴向力为纵坐标，如图15所示。当β=0°或10°时，（θ-β）≥-10°，股骨轴向力随（θ-β）值的增大而减少。当（θ-β）一定时，股骨轴向力随β或θ的变化并不明显。当β=20°或30°时，股骨轴向力先随着（θ-β）的增大而递增，当（θ-β）=

-10°时，股骨轴向力达到最大值，随后股骨轴向力随着（θ-β）的增大而递减。当（θ-β）一定时，β=20°或30°时的股骨轴向力相差不大，但明显低于β=0°或10°时的股骨轴向力。

在图14所示的约束和加载条件下，股骨应力最大值多出现在颈部，股骨颈部应力随（θ-β）的变化关系如图16所示。16组仿真结果表明，当β=10°且θ=0°时，股骨颈部应力值最大，达104.6 MPa；而当β=0°且θ=30°时，股骨颈部应力值最小，仅为39.8 MPa，降幅达62%，如图17所示。股骨颈部应力变化趋势与股骨轴向力变化趋势相同，当（θ-β）=

-10°，股骨颈部应力最大；当（θ-β）偏离-10°时，股骨应力递减。

图18为髌骨应力随（θ-β）的变化关系。髌骨最大应力出现在β=0°且θ=10°时，最大应力为97.7 MPa；最小应力仍出现在β=0°且θ=10°时，仅为45.5 MPa，降幅54%。髌骨应力变化趋势与股骨有所不同，当β或θ一定，（θ-β）在（-10°，20°）之间变化时，髌骨应力较大但变化较小；而（θ-β）20°时，髌骨应力下降明显。此外，当（θ-β）一定时，β=0°或10°

时的髌骨应力略高于β=20°或30°时。

综上所述，乘员膝部正面碰撞时，KTH部位的损伤风险和撞击面法线与乘员股骨轴线在矢状面上投影的夹角（θ-β）关系紧密，适当的θ与β组合能够有效改善乘员KTH部位的受力和损伤情况。

4 结论

（1）建立了具有精细解剖学结构的50百分位中国成年乘员下肢生物力学有限元模型，该模型包括下肢骨骼、关节以及皮肤、肌肉等软组织，其中下肢骨骼模型包括骨盆、股骨、髌骨以及小腿骨等，关节模型包括髋关节和膝关节。该模型有助于研究汽车正面碰撞事故中乘员下肢的损伤风险和损伤机理，为汽车安全性设计提供参考。

（2）模拟相关生物力学试验，对乘员KTH模型的仿真可靠性进行了全面的验证。结果表明，模型具有较好的生物仿真度，能够准确模拟正面碰撞事故中乘员KTH部位的生物力学响应和损伤细节。

（3）研究了正面碰撞事故中汽车乘员舱前端碰撞面与乘员KTH部位相对碰撞角度对乘员KTH部位的损伤影响。仿真分析表明，乘员膝部正面碰撞时，KTH部位的损伤风险和撞击面法线与乘员股骨轴线在水平面和矢状面上的投影角紧密相关，其损伤风险随水平面投影角绝对值的增大而降低，水平面投影角为0°时损伤风险最大，碰撞面向两侧水平旋转适当角度有利于降低乘员KTH部位的损伤风险。当矢状面投影角（θ-β）位于-10°附近时，大腿（股骨）损伤风险较高；当（θ-β）偏离-10°时，损伤风险递减；而当（θ-β）位于（-10°，20°）之间时，髌骨损伤几率较大。

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第4篇：韧带的生物力学特性范文

关键词:散打;运动员;膝关节;损伤

中图分类号:G804.53

文献标识码:A

文章编 号: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

武术散打作为中华武术技击的代表以其浓烈的东方民族传统特色及丰富深厚的文化内 涵,越来越受到国人及全世界人民的广泛认可和青睐。由于散打是一项以踢、打、摔为主要 内容,以双方格斗为形式的对抗性极强的体育竞赛项目。所以在进行专项训练和比赛的过程 中就会很容易发生运动损伤,本文对我国优秀散打运动员膝关节损伤进行了调查和分析,为 科学指导训练,减少运动员损伤提供理论依据。

1 研究对象与方法

1.1 研究对象

国家武术散打集训队运动员及参加2007年10 月在广州举办的全国武术散打冠军赛的男子运动员91人。

1.2 研究方法

对研究对象采取调查问卷与临床检查相结合的方法。调查项目主要包括:膝关节损伤情 况、损伤性质、损伤部位、损伤程度、损伤时段、损伤季节特征、损伤与运动员内外在因素 的关系、损伤与技术动作的关系。

2 结 果

2.1 膝关节损伤的发生率

在调查的91名运动员中,有膝关 节损伤的运动员82人,9人无膝关节损伤(表1)。

表1 91名散打运动员膝关节损伤的情况(n=91)

受伤 人数未受伤人数总计人数/人

百分比/%82

90.09

10.091

100

2.2 膝关节损伤部位

本次调查的82名膝关节损伤的运动员中,共发现运动损伤10种,其中受伤居前5位的是: 内侧副韧带损伤73例,发病率89%;外侧副韧带损伤66例(80%);前后交叉韧带损伤42例( 51%);膝半月板损伤34例(41%);髌骨劳损25例(30%)(表2)。

2.3 膝关节损伤的性质

依照发病的缓急,运动中突然受伤,表现具有红、肿、热、疼等急性症状的称为急性损 伤。由过去多次微细损伤积累而造成的损伤称为慢性损伤。

通过对82名散打运动员的调查统计得出,膝关节急性损伤186人次,占69%,其损伤部位多为 内侧副韧带、侧副韧带、十字韧带以及半月板损伤(表3)。

慢性损伤有92人次,占31%,其损伤部位多为半月板、髌骨劳损、膝脂肪垫以及滑膜炎 等(表4)。

5.4 2.4 膝关节损伤的时间分布

调查发现我国散打运动员膝关 节受伤最多的时段是在竞赛期,占50.0%;准备期受伤人数次之,占39.0%;过度期受伤人 数最低,仅占11.0%(表5)。

通过调查发现,发生膝关节损伤的运动员中,有39人次是在实战中受伤,占总受伤率的 47.5%;有32人次在专项训练中受伤(39.0%)。其他时段受伤率较低(表6)。

1.2 2.6 膝关节损伤与技术动作的关系

踢法和摔法是造成散打运动员的受伤主要技术动作,掌握正确的基本动作姿势和正确动 作技术要领,是避免膝损伤的关键。

2.7 散打运动员膝关节损伤致因分析

散打运动员膝关节损伤除了与关节本身的生理结构有关,还与运动员的主观因素(思想 因素、身体因素)和运动员的客观因素(训练因素、场地因素、其它)有着密切关系。此调 查包括31名教练员(表8)和82名运动员(表9)。

排序致伤因素平均数排序致伤因素平均数 1关节周围肌肉力量不足2.7513情绪低落2.412局部负担过重2.714身体素质差2.423运动负荷过大、身体疲劳2.6815天气原因1.94技术要领不准确2.6416注意力不集中2.455自我保护意识差2.6117对方故意伤人1.296带伤训练比赛2.6518准备活动不合理2.477医务监督不完善受伤得不到及时治疗与调整2.5719动作太易、掉以轻 心2.078安排恢复的时间及措施不合理2.5620场地器材、环境因素2.419过度兴奋2.521教练员的更换1.210体力不佳1.7522动作太难1.3911膝关节旧伤未愈1.7823暴力撞击1.4312技术掌握不熟练1.81表9 散打运动员膝关节损伤致因调查结果(运动员问卷)(n=82)

排序致伤因素平均数排序致伤因素平均数1带伤训练比赛2.7413注意力不集中1.972局部负担过重2.7214身体素质差2.093关节周围肌肉力量不足2.6815对方故意伤人1.264医务监督不完善受伤得不到及时治疗与调整2.6716技术掌握不熟练 1.85安排恢复的时间及措施不合理2.6417场地器材、环境因素2.426自我保护意识差2.5818暴力撞击1.47运动负荷过大、身体疲劳2.5719体力不佳1.748技术要领不准确2.5420膝关节旧伤未愈1.769准备活动不合理2.5321动作太难1.3810过度兴奋2.5122教练员的更换1.2211情绪低落223天气原因1.8912动作太易、掉以轻心2.09

3 分析与讨论

膝关节是全身最大的滑车球状关节,同时也是人体最复杂的关节,保持其稳定的是关节 囊、韧带和周围的肌肉[1],膝关节上下骨端均为松质骨,周围软组织包容少,遭 受直接或 间接暴力时,极易受到损伤。膝关节负重大,结构复杂且浅,骨杠杆又长,前后或两侧受撞 击时均可使韧带、肌腱、半月板、膝关节造成裂伤、脱位[2,3]。在正常行走情况 下,膝关 节约承受人体重量的85.6%[4]。在竞技体育中关节所承受的负荷更大,容易 发生损伤[5]。

本调查结果显示,我国优秀散打运动员膝关节损伤发生率很高,多发生于实战和专项训 练中[6]。主要由于局部负荷过大、关节周围肌肉力量不足、防护技术不到位以及 对方使用 犯规动作造成的[7,8]。在散打实战中,小边腿的突然性大、隐蔽性强,使膝关节 突然超出 正常生理范围造成关节韧带的急性损伤[9]。加强身体素质训练,技术相对全面, 力量、速 度、反应速度和时空感强,耐力好且技术使用合理,有着较强的自我保护和防范能力,是防 止和减少膝关节损伤发生的重要手段。

本调查显示,关节周围肌肉力量不足是导致散打运动员膝关节损伤的重要因素,散打运 动是对抗性极强的项目,对运动员的身体素质要求非常高。由于膝关节解剖上存在生理薄弱 点,比赛中由于各种原因很容易造成损伤,这就需要着重加强膝关节周围肌肉的力量练习, 最大限度的预防和减少损伤率[10]。

局部负担过重在本调查中排名第二,大量的运动实践证明,逐步增大的运动负荷是竞技 水平不断提高的重要原因之一,但任何物体承受负荷或刺激的能力都有一定限度。运动负荷 并非越大越好。过度负荷极易引起身体局部机能的疲劳,导致运动员生理和心理上一系列的 劣变反应,科学地控制训练负荷对提高竞技能力、预防运动损伤有着重要意义。

运动负荷过大、身体疲劳在本调查中的影响程度占第三位。运动负荷是以身体练习为基 本手段对运动员有机体施加的训练刺激,是使运动员有机体产生训练适应的主要刺激因素。 运动负荷由负荷量和负荷强度两个因素构成的,它的大小也是由这两个因素决定的。负荷量 指的是负荷作用的持续时间和单个训练练习或系列练习时间内完成的工作总数;负荷强度则 是指每个练习时的用力值、功能紧张度和作用力度或者训练工作量在某一时间里的集中程度 。强度适中,以练习者承受得了并有一定的疲劳为度。随着现代竞技运动水平的提高,运动 强度越来越大,如果没有有效的恢复措施,长时间疲劳的积累将引起机体的过度疲劳,不仅 不能提高运动成绩,还能造成机体的各种运动损伤。

带伤训练比赛是造成运动员进一步损伤的重要因素。由于散打运动本身所具有的对抗性 、竞争性、复杂多变性的特点,在受伤后,机体在生理上和心理上会产生一系列不良反应。 损伤会引起肌肉活动功能的下降、局部疼痛、关节活动受限。心理上会出现训练情绪低落、 神情沮丧、信心不足、缺乏训练兴趣。需要教练员、运动员、医生三者密切配合,制定合理 、科学的训练计划,并提出预防和恢复损伤的措施,预防和减少因带伤训练比赛产生的旧伤 复发与新伤。

技术要领不正确也是导致散打运动员膝损伤的因素。散打是融踢、打、摔、拿于一体的 综合性搏击运动。其远近、上下、左右复杂多变的各种技术组合。因此,正确的技术辅导, 一要符合力学结构原理,二要符合人体生理解剖结构的特点,前后两者是密切相关的。错误 的技术动作往往给膝关节加重负荷,当负荷超越了生理机能所能承受的限度时就会出现各种 类型的损伤。

医务监督不完善、受伤得不到及时治疗是造成进一步损伤的另一重要原因,加强医务监 督,既能为训练、比赛提供科学依据,又能使训练、比赛的实施得到可靠保证,还可以及早 发现、避免伤病的发生,对训练及比赛成绩的提高起着积极作用。从散打运动员的自我感觉 、训练心情、脉搏频率、血压指数、睡眠、食欲情况等来系统地观察调节控制运动负荷强度 与密度,谨防精神不振、过度疲劳而造成的损伤。医务监督是预防运动损伤和过度训练、确 保运动训练能够顺利进行的有效措施。4 结论与建议

4.1 结论

1) 我国优秀武术散打运动员膝关节损伤情况较为普遍,受伤率高达90%。急性损伤占69%,慢 性损伤占31%。急性损伤多发部位是内外侧副韧带和前后交叉十字韧带;慢性损伤损伤多发 部位是髌骨劳损、半月板和内外侧副韧带。

2) 运动员在训练周期中的损伤时段主要集中在准备期和竞赛期,受伤的月份多发生在冬 季(11月-2月)。

3) 损伤时段主要发生在专项训练和实战比赛中,损伤技术动作主要是踢法和摔法,其次 是膝法。

4) 造成损伤的主要原因是:关节周围肌肉力量不足,局部负担过重,运动负荷过大,身 体疲劳,带伤训练,技术要领不准确,自我保护意识差,医务监督不完善受伤得不到及时治 疗,安排恢复的时间不合理,过度兴奋,准备活动不合理等因素。

4.2 建议

1) 强调运动员的自我保护意识,加强训练和比赛中的保护措施及膝关节损伤后的恢复性 训练,尤其要加强膝关节周围肌肉的力量练习。

2) 根据散打运动员膝关节损伤的特点,注意适当调节局部运动负荷量,避免过多的易伤动 作的练习,不断改进技术动作,力求使技术动作符合人体解剖学和生物力学。

3) 掌握科学训练方法和正确的动作技术要领,是预防运动损伤的首要。打好扎实的基本 功,追求动作要领的标准化、规范化。

4) 重视医务监督,医生、教练员、运动员三者之间要互相信任主动配合。医生对伤病运 动员的防治、生活管理、生理变化等问题都应和教练员协商采取解决措施。对于有膝关节损 伤的运动员的情况要认真研究,采取相关的防护措施和积极治疗。

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第5篇：韧带的生物力学特性范文

离子导入疗法 应用直流电向体内导入各种中西药物，称作离子导入疗法。这些药物包括盐酸普鲁卡因、碘化钾、陈醋、冰醋酸、威灵仙以及其他一些中药等。对腰椎间盘突出症患者，使用直流电陈醋导入或陈醋加威灵仙同时导入，对于缓解疼痛、改善症状可以有一定的疗效。

高频电疗法 常用的有超短波、短波及微波等疗法，通过其深部的电热作用，改善神经根、椎动脉等组织的血液循环，以利其功能的恢复。超短波可通过多种途径使疼痛减轻或消失，缓解肌肉痉挛，减少渗出，消除肿胀，减轻间盘突出、椎管狭窄引起的张力性疼痛。另外超短波使局部血液循环增加，促进致痛性产物迅速排出使疼痛减轻。

石蜡疗法 利用加热后的石蜡敷贴于患处，局部组织受热后，毛细血管扩张，循环加速，组织细胞通透性增加，有利于组织水肿的消散及血肿吸收。此外，还有消炎、镇痛、缓解肌肉痉挛等作用。此疗法使组织受热作用强，时间持久，作用深度可达1厘米，故疗效较好，又简便易行，因此比较常用。

频谱治疗 其深部的共振电热作用，改善局部的血液循环，以利其功能的恢复，中频的特性是电刺激的综合效应。①对感觉神经的作用：中频电有镇痛作用[6]。②对局部血液循环的作用：治疗后出现皮温升高，皮肤电阻下降，小动脉和毛细血管扩张等现象。③对生物膜通透性的作用：中频电刺激能扩大细胞与组织的间隙，使粘连的结缔组织纤维、肌纤维、神经纤维活动后分离，起到软化瘢痕、松解粘连的作用。④消炎作用。⑤锻炼骨骼肌的作用。

第6篇：韧带的生物力学特性范文

【摘要】 ［目的］研制一种新型的齿轮撑开式脊柱复位固定板装置（GDP），进行生物力学测试并评价其生物力学性能。［方法］采用医用钛合金制成GDP植入物，用不锈钢制成专用工具。18具新鲜小牛腰椎标本随机分为3组，对GDP组内固定进行载荷－应变、载荷－位移、强度、刚度、扭转强度及极限承载能力测试，并与对照组（CD、Steffee）对比分析。［结果］齿轮撑开式脊柱复位固定板（GDP）组在载荷－应变、载荷－位移、强度、刚度、扭转强度及极限承载能力方面均优于对照组，统计学分析有显著性差异（P

【关键词】 齿轮撑开式； 脊柱复位固定板（GDP）； 内固定； 生物力学

Abstract：［Objective］A new device of geardistraction 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 loadresponsive change， loaddisplacement， strength， stiffness， torsion intensity and ultimate strength.［Result］Results It is better than control group in loadresponsive change， loaddisplacement， 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

目前用来治疗脊柱骨折的后路内固定器械主要以钉棒系统为主，板式结构由于撑开作用差，复位骨折椎体的效果欠佳，因此临床应用者愈来愈少，逐渐处于被淘汰的境地。为克服板式结构不能撑开的难题，作者在复习文献的基础上设计出一种新型的可撑开的脊柱后路复位固定板装置即齿轮撑开式脊柱复位固定板（GDP）装置，并通过离体生物力学对比研究了解GDP的生物力学特性，为临床应用提供依据。

1 器械结构

GDP由带齿条的固定板（带有弧度）、齿状撑开螺帽、椎弓根钉、横向连接杆组成（图1）。（1）固定板：为适应脊柱不同节段固定的需要，根据影像学测量固定板的设计长度为55～85 mm，弧度为－6.5°～20°，根据不同椎体的高度及临床压缩的程度，齿条的设计长度为10～30 mm，固定板厚5 mm，宽14 mm，固定板上有连接横向连接杆的滑动槽;（2）齿状撑开螺帽：为撑开椎体的关键部件，其齿轮与固定板的齿条吻合，中空内径为6 mm，壁厚1 mm，齿高、宽各1 mm;（3）椎弓根螺钉：为锥形，基底部与六角锥面的螺母铸为一体，外径35～70 mm，长度20～55mm;（4）横向连接杆为板式，宽4 mm，厚2 mm，长度25～45 mm，内有槽形孔，可以方便与固定板连接。

2 材料与方法

2.1 实验材料

采用新鲜小牛脊柱（T12～S1)标本共18具，平均年龄2.8个月（2～3个月），雄性13具，雌性5具，均属随机取样，并剔除病理标本，X线片显示为正常标本。

图1 齿轮撑开式脊柱复位固定板装置结构图

2.2 标本制备

截取标本后仔细剔除局部附着肌肉，保留韧带及关节突，然后密封保存在－20℃的冰柜中，测试前逐步解冻，实验标本上下两端浇灌骨水泥平台，以便于精确加载，两平台之间平行度≤1°（图2）。同时在脊柱L3前方（A测试点）和后侧椎弓处（B测试点），按实验力学要求分别粘贴应变式传感器，应变要求预调范围达到2 500 u±2%，灵敏度﹤2 uε，位移测量采用KG－101光栅数显高精度测量仪，精度达到0.01%，并附以千分表监测。

图2 脊柱内固定生物力学测试示意图

2.3 标本分组

将标本分为实验组（GDP）及对照组（CD、Steffee），每组各6具，（三组器械皆为同一厂家相同材料制造，长度相同）。损伤腰椎标本的制作，参照Panjabi［1］方法在标本上造成屈曲型压缩骨折模型，拍摄X线片显示脊柱不稳，然后安装齿轮撑开式脊柱复位内固定板装置加以固定。对照组分别用CD及Steffee钢板固定。

2.4 生物力学测试

标本测试按轴向压缩、前屈、后伸和侧屈4种不同生理工况建立实验力学模型。 腰椎载荷采用分级加载，由0～500 N加生理载荷，以100 N为分级载荷。加载速度应控制在1.4 mm/min的速率，加载重心在腰椎的力学对称轴上。脊柱的垂直及水平位移用KG101高精度数显光栅位移传感器测量，应变由YJ14数字应变仪采集。实验前加预载，以消除脊柱松弛，蠕变等时间效应影响，然后正式测试，30 s内采集一次数据，重复多次以提高精度，试验过程中标本用生理盐水保持湿润新鲜状态。

2.5 数据统计处理

脊柱生物力学试验中的应变、位移、应力、扭矩、扭角等力学量先进行数据处理，从而得到一个满意的估计值和置位区间。然后以线形回归、方差分析，经最小二乘法处理。按数理统计加以检验，计算其相关参数、t检验、精度分析。计算统计分析采用标准的SPSS 10.0软件在计算机上进行，设定显著性水平为P

3 结 果

3.1 脊柱载荷－应变变化

腰椎上A、B测试点在不同载荷下载荷—应变曲线呈线性变化，应变随载荷的增加而增大，卸载后基本恢复原状。腰椎A、B测试点上GDP内固定椎体应变最小，而相应对照组（CD、Steffee）的应变较大，在脊柱不同的生理工况下（垂直压缩、前屈、后伸、侧屈），实验组内固定的平均应变比CD组小13％，比Steffee组小22％。因此GDP器械固定明显占有优势，固定效果最好，并接近于脊柱正常水平，在相同的应变水平下，GDP器械所承受的载荷比其他类型固定要高的多，结果统计具有显著意义（P

3.2 脊柱载荷－位移变化

脊柱在不同内固定器械固定下负荷后，脊柱会发生压缩性位移和水平位移。本实验18具标本在不同生理工况下载荷－位移变化结果发现随着生理载荷的增加，脊柱纵向位移和水平位移呈线性变化增加，卸载后恢复原状。3种不同器械的内固定都能达到牢固固定，引起的位移比较小，GDP组的平均压缩位移比CD组小12％，比Steffee钢板固定组小23％，两两相比有显著性差异（P

3.3 椎体的强度变化

椎体的强度反映在椎体上的应力变化，根据胡克定律：椎体上的应力与应变成正比，而应变值由应变实验而得，如果器械固定好，应力集中小，应力传导通畅，如果固定不好，在椎体上引起的应力集中现象明显且应力很大。本实验中GDP器械组的应力最小，平均7.19 MPa，固定效果最好，最牢固；而CD组8.22 Mpa，Steffee钢板组9.25 MPa，比CD组平均应力小13％，比Steffee钢板组的平均应力小22％，两两相比统计显示具有显著性差异（P

3.4 脊柱的轴向刚度和水平刚度

这里所谓脊柱的轴向刚度是指脊柱在载荷作用下，脊柱抵抗轴向变形能力的大小；同样脊柱的水平刚度是指抵抗水平剪切变形能力的大小。采用GDP器械固定组的轴向刚度最高，而CD固定组相对较差，两者相差15％；与Steffee固定组两者相差23％，两两比较，统计显示两者均显显著性差异（P

3.5 脊柱的扭转力学性能

扭转力学性能是指脊柱扭转强度大小及扭转角大小，它是衡量脊柱扭转力学特性好坏的两个力学变量。不同内固定器械抵抗扭转的强度和刚度各不相同，一般来说，比较好的内固定器械能够具有相当高的扭转强度和刚度，抵抗扭矩能力很强。结果表明，GDP器械内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转变形，它比CD组的扭角变形小10％，比Steffee钢板组的扭角变形小17％，说明GDP器械占有较高的优势，抗变形能力强，抗扭转性能好，统计分析显示具有显著性差异（P

3.6 腰椎的极限力学性能

根据试验可以看到在很大载荷下2000～3000 N，椎体不断压缩变形，椎间盘不断膨出变形，椎体中部向内凹陷，体液不断渗出，在原来骨折处再裂开，发生再骨折，而内固定器械钉杆角明显变小，器械开始变形，螺钉转动发生挛曲变形。而对照组器械松动明显，有的甚至滑动，椎体不断骨折而破坏。结果显示：GDP器械内固定时极限载荷最高为3 750 N，其次是CD组器械的极限载荷为3 050 N，Steffee器械为2 250 N，三者相比互相相差19％和40％，统计显示具有显著性差异（P

4 讨 论

4.1 GDP装置的特点

（1）解决了板式结构撑开困难的缺点，固定板内孔侧壁上有齿条，齿状撑开螺帽在齿条上滚动，螺帽的中孔容纳椎弓根钉的尾部，带动椎弓根钉向一侧移动，这样就实现了板式结构的撑开作用。齿条的长度为撑开间距，根据测量椎体及椎间隙的高度，我们设计齿条的长度为3 cm，保证有足够的撑开间距，这样可充分恢复压缩椎体的高度；（2）固定板本身带有弧度，根据不同脊柱节段，固定板的弧度设计为－5°、0°、5°、10°、15°、20°等多种弧度，使椎弓根钉与固定板之间形成不同的角度即“钉板角”，它对前柱和中柱的纵向撑开复位具有重要的作用。齿状结构及钉板角的设计不仅弥补了以往钉板结构的椎弓根固定器缺乏纵向撑开力的不足，而且改变了以往钉板结构固定器椎弓根钉水平承载为仰角承载，分解了椎弓根钉头端的压缩负荷，这对减少术后弯钉、断钉有重要意义［2］。GDP利用钢板的弧度与脊柱骨折后凸畸形之间的凸面失偶现象，通过椎弓根钉的反牵作用，对脊柱产生一个过伸折顶复位（图3）；加上齿状撑开螺帽的纵向撑开复位作用，两种复合力的结合，使GDP将传统的椎弓根固定器以纵向撑开复位为主改变为折顶复位和纵向撑开复位的联合复位。这种复位机制的改变不仅实现了均称的三柱前凸牵开复位，而且同时降低了在复位过程中椎弓根钉的压缩负荷，减少了术中复位引起的弯钉与钉的疲劳。术后GDP对固定区域的椎体仍产生一个持续向前的推力，增加后伸力矩来抵抗外伤后脊柱后凸所致的前屈力矩，这对防止后凸畸形复发，维持腰椎生理前凸均有重要意义。GDP在骨折椎体的折顶复位着力点并不是在椎板而是在椎弓根。椎弓根是椎体最坚固的部位，堪称为“力核支柱”，一般不易发生骨折，是承受折顶复位的可靠基础。因此对合并椎板骨折或实施椎板减压后并不影响GDP的使用。

4.2 GDP生物力学特点

（1）GDP本身带有圆滑的弧度，使应力传导均匀；固定板与螺钉之间采用嵌入式连接，连接牢固且切迹低，使固定板紧贴脊柱后柱，有利于力的传导；实验证明在相同载荷下其载荷－应变，载荷－位移均较对照组小，而其轴向刚度与水平刚度高于对照组，统计分析显示均有显著性差异（P

本内固定板系统和目前临床上应用的钉棒系统复位原理不尽相同，它不需要折弯和转棒，属于短节段固定器械，固定节段少，保留了脊柱大部分功能活动。

参考文献

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第7篇：韧带的生物力学特性范文

【关键词】 牙种植；牙周膜；牙模型；有限元分析；牙应力

摘要: 目的 研究仿生种植牙、天然牙和骨性结合种植体3种模型骨界面上的应力分布，从理论上探讨种植体的新模型。方法 应用螺旋CT对上颌中切牙标本进行扫描，分别建立仿生种植牙、天然牙和骨性结合种植体模型，对3个模型施加同样的载荷，应用Super SAP93软件，计算出天然牙周膜和仿生牙周膜以及3种模型骨界面上的应力分布。结果 仿生牙周膜和天然牙周膜内外表面应力的变化趋势相同；骨性结合种植体模型骨界面上在颈部出现应力集中；仿生种植牙和天然牙2个模型骨界面上最大Von Mises应力从颈部到根端的变化比较均匀，没有出现颈部应力集中现象。结论 引入仿生牙周膜能起到天然牙周膜的生物力学功能，它能实现牙合力的分散和减缓作用，使仿生种植牙骨界面上的应力分布比较均匀，从生物力学相容性上说明了仿生种植牙模型的可行性。

关键词:　牙种植；牙周膜；牙模型；有限元分析；牙应力

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“骨性结合种植牙理论”的人工种植牙技术[1]，现已在口腔修复科研与临床中得到广泛应用。采用三维有限元分析技术对种植体周围骨组织的应力分布进行分析与计算机模拟是牙种植体研究开发和临床应用的重要内容[2]，很多学者开展了种植体的材料、几何尺寸及形状对骨界面应力分布的影响的研究，推动了人工种植牙技术的发展[36]。由于钛及其合金具有优异的生物和物理性能，把它作为种植体材料已较好地解决了种植体与牙周骨结合的生物相容性问题。但是，生物力学相容性问题还未在理论上和临床实践上得到彻底解决。种植牙与牙周骨刚性结合，无法解决牙合力的减缓与分散问题，过大或过小的应力均可引起周骨质的吸收或萎缩，从而导致人工种植牙的失败[7]。

为了研究种植牙的生物力学相容性问题，笔者从仿生学原理出发，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学功能，希望它能起到对牙合力的传导和缓冲作用，使牙槽骨界面上的应力分布比较均匀，力图解决种植牙生物力学相容性问题。本工作把上颌中切牙制成标本，对标本进行螺旋CT横断层扫描，利用计算机图像处理技术和三维有限元软件Super SAP93，分别对天然牙、仿生种植牙和骨性结合种植牙建立起三维有限元模型[8]。对3个模型施加同样的载荷，应用三维有限元软件Super SAP93，计算出天然牙周膜和仿生牙周膜以及三种模型骨界面上应力分布，从理论上探讨种植牙的新模型。

1 材料和方法

1.1 建模

选择一颗近期拨除较为典型的成人上颌中切牙，标准参照文献[9]。所选的牙体完整无缺损，全长23 mm，冠长11 mm，冠宽8 mm，冠厚7 mm，颈宽7 mm，颈厚6 mm，根长12 mm。确定其中心点，采用复合树脂包埋形成25 mm×25 mm×25 mm的包埋块标本，且牙长轴与包埋块底面垂直。采用螺旋CT机（SOMATOM Sensation 4，德国Seimens公司）对标本进行断层扫描，断面与牙长轴垂直。扫描的层间距为0.5 mm，层厚0.5 mm（层间损失小，可忽略不计），得到46幅二维扫描断层图像，再按文献[8]建立起六面体为单元的天然牙、仿生种植体和骨性结合种植体三维有限元模型，3个模型分别有24656个节点、21390个单元。

1.2 材料参数与实验条件

材料参数见表1。将3个有限元模型中各种材料和组织假设为连续、均质、线性、各向同性的线弹性材料。材料受力为小变形。模型的边界条件简化为牙槽骨外周围固定约束。对3个有限元模型施加同样载荷，加载荷的部位为舌侧切1/3与中1/3交界处，加载方向与牙长轴呈30 °夹角，载荷为100 N。取Von Mises应力作为衡量应力水平的主要指标，对天然牙周膜和仿生牙周膜上的应力分布以及3种模型骨界面上应力分布进行比较分析。表1模型中各组成部分的材料特性（略）

2 结果

垂直牙长轴方向从颈部到根端部均分7个截面，截面1为颈部，截面4为牙根正中部，截面7为牙根端部。在加载荷作用下，通过Super SAP93有限元分析软件的计算，天然牙和仿生种植牙牙周膜内外表面上最大Von Mises应力分布、3种模型骨界面上最大Von Mises应力分布以及仿生膜取不同弹性模量下仿生种植牙模型骨界面上最大Von Mises应力分布见图1～4。

2.1天然牙周膜应力分布

天然牙周膜内表面上最大Von Mises应力沿牙长轴方向是递减变化的，高应力区出现在牙颈部区域，达到17.68 MPa，牙根中部和牙根端部区域应力都比较小了，牙根端部的应力大约是颈部的1/5，只有3.66 MPa，应力变化幅度达到Δσvom=14 MPa，说明牙周膜内表面应力沿牙长轴方向分布很不均匀（图1）。天然牙周膜外表面上的最大Von Mises应力沿牙长轴方向变化与内表面的情况有很大不同。沿牙长轴方向，从颈部到牙根中部的应力是缓慢减小的，到牙根正中部达到最小值后，应力随之往根端又缓慢增大。牙颈部应力为6.82 MPa，牙根正中部为2.9 MPa，牙根端部为3.2 MPa，应力变化幅度仅达到Δσvom=3.92 MPa，这说明了牙周膜外表面应力沿牙长轴方向分布比较均匀。此外还可看出，沿牙长轴方向，牙周膜外表面比内表面的应力要减小。颈部减小幅度最大，达61.43%。说明牙周膜对牙合力具有明显的分散和缓冲作用。

2.2 仿生牙周膜应力分布

当仿生膜弹性模量取天然牙周膜弹性模量的10倍值时，通过三维有限元法计算出仿生膜内外表面最大Von Mises应力沿牙长轴方向的分布（图2）。仿生膜内表面上高应力区也出现在牙颈部，牙根中部到牙根端部的应力也比较小，内表面上应力变化幅度达到Δσvom=13.38 MPa。仿生膜外表面上应力分布比较均匀，颈部最大Von Mises应力值为6.63 MPa，牙根中部应力最小为3.99 MPa，应力变化幅度仅为Δσvom=2.64 MPa。与天然牙周膜应力比较，这种弹性模量的仿生膜同样能起到应力分散和缓冲作用。

2.3 3种模型骨界面应力分布

仿生种植牙和天然牙两种模型骨界面上最大Von Mises应力沿牙长轴方向的变化都比较均匀，天然牙在骨界面上应力变化幅度为Δσvom=3.92 MPa，而仿生种植牙骨界面上的应力变化幅度仅为Δσvom=1.65 MPa。骨性结合种植牙模型骨界面上最大Von Mises应力沿牙长轴方向变化是递减的。从牙根中部到牙根端部的应力降低比较平缓，降低幅度只有10%左右，表明牙根中部到牙根端部的应力逐渐降至比较低的水平。从颈部至牙根中部的应力降低幅度比较大，达到63%，颈部附近区域出现应力集中现象，颈部处应力最大，达到23.11 MPa，它与天然牙相比该处应力增加幅度为238.86%（图3）。

2.4 仿生膜取不同弹性模量的仿生种植牙模型骨界面应力分布

仿生种植牙模型中仿生牙周膜取不同弹性模量其骨界面上最大Von Mises应力沿牙长轴方向的变化也不同。在颈部和根端部最大Von Mises应力随仿生膜弹性模量的增大而减小，当仿生膜弹性模量为689 MPa时，应力达到最小值，随后应力又随仿生膜弹性模量的增大而增大（图4）。可以看出，仿生膜弹性模量在600~689 MPa，仿生种植牙骨界面上的应力分布最均匀。

3 讨论

天然牙模型与仿生种植牙模型骨界面上应力分布比较均匀，无应力集中现象。这是由于牙周膜或仿生膜对牙合力的分散与缓冲作用所致。骨性结合种植体颈部出现应力集中现象的结果，是由于骨性结合种植体无牙周膜对牙合力的分散与减缓作用，这可能引起骨性结合种植体牙槽骨破坏的重要原因之一，这一研究结果与其他学者的研究结果一致，也与临床所见的种植修复中骨吸收常由种植体颈部周围开始的现象相符[10，1113]。

为了避免骨性结合种植体应力集中现象，一些种植系统中采用了“应力吸收装置”(stress absorbing element，SAE)，希望能解决牙合力的减缓与分散问题，例如IMZ系统，在种植体与上部结构之间设置一层弹性模量与天然牙周韧带相似的塑料。但是，Rossen等学者研究结果表明，这样的“应力吸收装置”种植系统有应力减缓作用而无应力分散作用[14]。David等学者对采用弹性螺栓及钛螺栓的种植体进行了比较研究，结果表明弹性螺栓均未起到减缓牙合力向骨组织传导的作用[15]。对于仿生种植牙，由于仿生膜对牙合力的分散与减缓作用，使骨界面上的应力大大降低且分布比较均匀，从而可以避免应力集中现象。

取仿生牙周膜不同的弹性模量，仿生膜内外表面和骨界面上的应力分布都会发生改变。也就是说，应力分布与仿生膜的弹性模量取值有关。当仿生膜弹性模量在600～689 MPa，仿生种植牙骨界面上的应力分布最均匀。这结果可从天然牙模型与仿生种植牙模型的力学结构比较中得到解释。天然牙模型中的牙体弹性模量为18 600 MPa、牙周膜弹性模量为68.9 MPa、牙槽骨骨皮质的弹性模量为13 700 MPa，牙体和牙槽骨骨皮质的弹性模量在104 MPa数量级，牙周膜弹性模量在0.7×102 MPa数量级，因此，牙体与牙槽骨骨皮质之间有一层弹性模量小2个数量级的牙周膜能起到牙合力的分散和减缓作用。在仿生种植牙模型中，种植体和根套都由钛材料组成，弹性模量为105数量级，与天然牙模型的力学结构原理类比，连结种植体与钛根套之间的仿生牙周膜弹性模量应小2个数量级，则应在0.7×103 MPa的范围，即仿生牙周膜的弹性模量大约是天然牙周膜弹性模量的10倍左右才能对牙合力起到最佳的分散与减缓的效果。这也说明了弹性模量在600 MPa与689 MPa的仿生膜在骨界面上应力比较小且分布最均匀。

在仿生种植牙模型中，仿生牙周膜起到了天然牙周膜的生物力学功能，实现了牙合力的分散和减缓作用，使仿生种植牙骨界面上的应力分布比较均匀，从生物力学相容性上说明了仿生种植牙模型的可行性。

参考文献

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第8篇：韧带的生物力学特性范文

【关键词】锁骨钩钢板 肩锁关节脱位

TREATMENT OF ACROMIOCLAVICULAR JOINT DISLOCATIONS WITH CLAVICULAR HOOK PLATE

【Key words】acromioclavicular joint dislocation Clavicular hook plate

中图分类号：R68 文献标识码：B 文章编号：1005-0515（2011）6-150-02

肩锁关节脱位是肩部常见损伤之一, 临床治疗的方法很多, 大多教学者主张手术治疗, 也有人采用保守治疗, 尤其是对于伴有喙锁韧带损伤时， 即完全性肩锁关节脱位（TossyIII 型）[1]，疗效差异很大。我院自2006年9月至2009年9月应用手术治疗内固定治疗肩锁关节完全性脱位31例, 经随访6-14个月, 术后患肩无疼痛, 外观正常, 功能恢复满意并对手术治及其疗效进行随访分析,报告如下：

1 资料与方法

1.1 一般资料

本组31例, 男26例, 女5例; 年龄18~ 66 岁, 平均45岁。左侧13例, 右侧18例, 致伤原因: 道路交通伤6例,摔伤12例,重物砸伤13例。本组病例均有伤肩肿痛、乏力、外展、上举困难。查体: 局部肿胀,伤肢无力, 肩外展上举困难, 锁骨远端隆起, 肩锁关节处可扪及一凹沟, 琴键征阳性, 被动活动锁骨远端时, 上下活动范围增加。术前X线均显示肩锁关节脱位.手术时间一般在伤后4 ～ 7 天，平均4.5 天。

1.2 手术方法 本组31例全部采用切开复位锁骨钩板内固定手术。患者取仰卧位，患肩垫高5 cm, 头偏向健侧。采用锁骨远端切口，暴露锁骨远端，肩锁关节至肩峰，清理肩锁关节内积血及破损关节囊，将肩锁关节复位，选择合适的锁骨钩板，将钢板的尖钩插入肩峰的后外方，外展及上举肩关节使之与肩关节紧密嵌合，钢板体部紧贴锁骨上方的骨皮质，用皮质骨螺钉固定。用可吸收缝线修复肩锁关节囊及撕裂的肩锁、喙锁韧带。C 型臂透视复位固定满意后，冲洗并关闭切口，检查肩锁关节稳定性, 术中应注意肩钩锁钢板有左右之分,。术后三角巾悬吊保护3-4天后开始逐渐开始肩关节钟摆样功能锻炼。条件允许下3-4 周后可进行日常生活。锁骨钩钢板一般于术后6～14个月将内固定物取出。

1.3 术中注意事项1.手术应略靠锁骨后部，便于手术显露。2.钢板钩端置入肩峰孔时应用力向上撬起，检查是否确定钩端在肩峰孔内。有C 臂透视机的医院可透视检查，确保钢板钩端到位。3.术中避免损伤锁骨下动静脉合神经。4.要选择长短及厚度合适的锁骨钩板，过短可由于杠杆的力量过大导致螺钉松动，过长就要剥离过多的锁骨骨膜，加重软组织损伤。[2]

2 结果

31例患者随访时间6――14月，平均为10月，期间未发现创面感染、肩锁关节半脱位或内固定松动、断裂、脱出等, 取出内固定后无肩锁关节再脱位发生。治疗效果以肩关节功能恢复情况和X 线片判定。根据Karlsson[3]的术后评价标准分为三级。A级：不痛，有正常肌力，肩关节可自由活动，X线片显示肩锁关节解剖复位或半脱位间隙小于5mm；B级：满意，微痛，功能受限，肌力中等，肩关节活动度在90°以上，X 线片显示患侧肩锁关节较对侧宽5 ～ 10mm；C级:差，疼痛并在夜间加剧，肌力不佳，肩关节活动在任何方向均小于90°，X线片显示肩锁关节仍脱位。本组A级28例，B级3例。满意率100%。

3 讨论

一般认为, 肩锁关节的稳定依靠以下装置维持: 关节囊及其增厚部分所形成的肩锁韧带;三角肌及斜方肌的腱性附着部分; 喙锁韧带的锥状韧带及斜方韧带[4]。肩锁关节脱位内固定的治疗其内固定物的固定是暂时的, 通过内固定而使以上损伤或断裂稳定装置的修复和重建才是真正的目的, 也是手术成败的最重要的因素。肩锁关节脱位复位是相对较容易, 但固定困难, 故对T ossyⅢ型一致主张手术治疗, 并要求手术符合以下原则:尽量达到解剖复位;修整清理破裂或退变的关节面和关节软骨; 稳定可靠的固定;修复和重建韧带和关节囊;防止肩关节周围组织并发症, 防止关节功能障碍。由于肩锁关节局部软组织少, 缺乏有效地肌肉保护。多主张非手术治疗, 从而治疗后仍出现了较多的并发症[5]。对肩锁关节脱位, 过去我们采用较多的是克氏针张力带钢丝法固定, 此法的优点是操作简单, 取内固定物损伤小, 可操作性强, 生物力学相对较稳固。但是，肩锁关节是微动关节, 喙锁韧带是稳定肩锁关节的主要组织, 可对抗胸锁乳突肌、背阔肌以及斜方肌向上的牵拉力。由于喙锁韧带断裂, 肩锁关节在垂直方向存在强大的拉应力, 在水平方向存在强大的剪切力, 克氏针不易控制骨折端的旋转, 8字钢丝张力带的拉力主要作用于肩锁关节两侧面, 压缩关节, 限制关节微动, 属于肩锁关节复位固定的静力学重建方法, 不符合生物力学要求[6] , 往往导致克氏针松动、变形甚至发生退针穿破皮肤, 引起局部疼痛或感染, 使内固定失效或发生肩锁关节炎。并且手术固定后肩关节不能得到早期有效的功能锻炼, 易发生关节僵硬及障碍等, 以上是该方法不足之处。锁骨钩钢板依照肩锁关节部位解剖特点设计[7],通过将钩板固定于锁骨远端和穿过肩峰的钩的杠杆作用将肩峰翘起, 从而获得稳定而持续的固定, 有效地复位。同时锁骨钩钢板手术符合肩锁关节微动的特性, 使肩锁关节术后早期的活动尤其是肩关节的活动可达到正常范围。并且钩位于肩峰下方,不直接通过肩锁关节面, 从而避免肩锁关节创伤性关节炎的发生, 并且使韧带的修复和重建具备了充分的空间。由此可见，锁骨钩钢板在治疗肩锁关节脱位时无明显手术并发症产生, 术后肩关节功能恢复良好, 具有损伤小, 并发症少, 手术简便易行, 固定可靠, 可早期功能锻炼等优点, 是治疗肩锁关节脱位的一种较为理想的手术方法。

参考文献

[1]Tossy JD，Mead NC，Sigmond HM．Acromioclavicular separations: useful and practical classification for treatment．Clin Orthop，1963，28:111.

[2]邱永赤.锁骨钩板治疗肩锁关节脱位.生物骨科材料与临床研究杂志,2010,2:53.

[3]Karlson J. Acromioclarvicular dislocation treated by coraco acromiliga menttransfer [J].arch Orthop Trauma Surg,1986.106:8.

[4]郭世绂. 临床骨科解剖学. 天津: 天津科学技术出版社, 1988,16.

[5]周维江, 徐印坎. 克氏针钢丝张力带内固定的疗效与并发症. 骨与关节损伤杂志, 1988,4:214.

第9篇：韧带的生物力学特性范文

关键词 镍钛记忆合金 环抱器 肩锁关节脱位

材料与方法

2004年2月～2006年2月收治新鲜重度肩锁关节脱位患者20例，男16例，女4例；年龄18～48岁，平均36岁；左侧12例，右侧8例；受伤至手术时间8小时～5天，平均3天。其中5例合并锁骨远端骨折。参照Post分级，均为Ⅲ度以上肩锁关节脱位。

锁骨钩环抱器包括两部分：置于肩峰后下方的钩部，环抱固定远端的有齿臂部。型号具体为5种，并分左右。

治疗方法：颈丛麻醉后，仰卧位，患侧垫高。沿锁骨至肩峰弧形切开皮肤长8cm，显露远端肩锁关节和肩峰，清除关节内血肿。选用合适的锁骨钩环抱器。将其放入消毒冰水(0～4℃)中10分钟，用专有的撑开器将其环抱齿均匀撑开后，先把钩端插入肩峰后下方，下按锁骨使肩锁关节复位，再把环抱齿扣在锁骨远端上方。用40℃温水纱布外敷，使其恢复原来形状。通过杠杆原理使肩锁关节复位并固定。修补肩锁韧带，缝合关节囊。利用三角巾外固定。允许肩关节前屈后伸，禁止外展，并早期锻炼手腕及肘关节。6周后进行肩关节功能练习。

疗效标准：①优：不痛，肌力正常，肩关节活动正常。X线示肩锁关节解剖复位或间隙90°，X线示、肩锁关节间隙5～10mm。③差：疼痛，肌力不佳，活动任何方向

结 果

20例随访6～12个月，平均8个月。所有患者临床检查肩关节肌肉无萎缩，外观正常。X线示：无再脱位征象。合并锁骨远端骨折者均骨性愈合。其中3例未按要求及时肩关节功能练习，于肩关节外展90°以上时有轻微疼痛及牵拉感。优17例，良2例，差1例，平均恢复期3个月。

讨 论

肩关节主要靠喙锁韧带和肩锁韧带维持其稳定性，若全部断裂，锁骨被斜方肌和胸锁乳突肌牵拉向上移位，肩峰由于上肢的重力而下移，致肩锁关节完全脱位。临床上虽容易复位，但固定难以维持。传统克氏针张力带内固定，不能早期功能练习，容易产生肩峰劈裂，内固定物滑移、脱落或断裂等并发症，再脱位发生率较高，出现肩部疼痛及活动障碍。若行喙锁韧带重建术，优良率虽然较高，再脱位发生少，但手术创伤大，产生新的畸形，故对陈旧性脱位较适用。

锁骨钩环抱器提供了对锁骨远端持续而稳定的压力，保证了复位质量，通过杠杆作用，为周围组织愈合提供了稳定无张力的环境。穿过肩峰的钩为光滑表面设计，使肩关节外展及上举时，允许被固定的肩锁关节有一定程度的微动，符合肩锁关节微动的生物特性。使患者早期即可达到正常关节活动范围，避免长期固定造成的关节废用。

总之，锁骨钩环抱器与其他内固定法相比，具有独特的几何造型及优良的生物力学特性。在临床应用过程中，具有手术操作简便易行、创伤小、出血少、手术时间短、并发症少、关节功能恢复快的优点。

参考文献

1 荣国威，翟桂中，刘沂，等，译.骨科内固定.第3版.北京：人民卫生出版社，1995.