前言：想要寫出一篇令人眼前一亮的文章嗎？我們特意為您整理了5篇生物力學研究范文，相信會為您的寫作帶來幫助，發現更多的寫作思路和靈感。

生物力學研究范文第1篇

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。

參考文獻

[1] 陸建平，李寧.我國居民參與體育鍛煉的特征研究[J].體育文化導刊，2012（1）：36-39.

[2] 張雷，王少華.網球運動中常見的損傷與防治[J].網球天地，1995（3）：45 - 47.

[3] 王威.對跑步中下肢運動損傷的原因分析[J].運動精品，2011（7）：16-17.

[4] Blake A J， et. al. Falls by elderly people at home： prevalence and associated factors[J].Age Ageing，1988（17）：365-372.

[5] 侯宇.運動護具面面觀[J].文體用品與科技，2009（11）：41.

[6] 全國體育學院教材委員會.運動生物力學[M].北京：人民體育出版社，1990.

[7] 全國體育學院教材委員會.運動生物力學（2版）[M].北京：人民體育出版社，2005：195-198.

[8] 王向東，劉學貞，苑廷剛，等. 運動生物力學方法學研究現狀及發展趨勢[J]. 中國體育科技，2003，39（2）：15-16.

[9] 李世明.運動生物力學理論與方法[M].北京：科學出版社，2006.

[10] 李建設，顧耀東，陸毅琛，等.運動鞋核心技術的生物力學研究[J].體育科學，2009，29（5）：40-49.

[11] 鄭素化，張欣，應柏安.籃球運動服裝舒適性研究[J].西安工程大學學報，2008，22（1）：52-54.

[12] Beumer A， van Hemert WL， Swierstra BA， et al. A biomedical evaluation of the tibiofibular and tibiotalar ligaments of the ankle[J]. Foot Ankle Int， 2003（5）：426-429.

生物力學研究范文第2篇

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?？梢娮倒葆攦绕谂c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

生物力學研究范文第3篇

【關鍵詞】 生物力學; 人; 交叉韌帶; 移植; 同種異體; 照射; 肌腱

Abstract: [Objective]To explore the change of biomechanics about human tendon with“γ”irradiated which was universal used by domestic and foreign. [Methods]Twenty-four upper limb tendon of human with the same length were pided into two groups，group A(12):nonirradiated group， group B (12):2.5 Mrad gamma irradiated group.Material properties and structural properties were determined with WDW-3020 electron universal testing machine.[Results]The mean length of the tendon was 99.15% of control， the elongation to failure was 93.46%， the linear stiffness was 95.27%， the energy to maximum force was 93.60%， the maximum stress was 84.88%， the strain to failure was 85.82%， the linear modulus was 90.40%， the strain energy density to maximum was 66.73%. Difference was noted after compared hetween group A and B (P

Key words：biomechanics; human; cruciate ligament; transplant; allograft; irradiate; tendon

交叉韌帶是膝關節穩定的主要結構，交叉韌帶重建術是治療交叉韌帶損傷的主要方法[1]。自1978年Neviaser等人應用凍干保存的同種異體肩袖移植修復大范圍的肩袖損傷，1981年Green等人將冷凍保存后的異體闊筋膜用于肌腱、韌帶損傷的修復相繼成功以來，人們開始了同種異體組織重建膝關節前交叉韌帶的臨床及基礎研究。但同種異體組織移植仍有疾病傳播、感染、松弛等諸多問題。為了防止艾滋病、肝炎等疾病的傳播，國內外一些學者及組織探討了一系列的消毒措施，目前最常用的是“γ”射線照射消毒。有研究表明，在2.0Mrad“γ”照射對同種異體組織的最大應力，最大應變等有一定負面影響[2]，本文對國內外普遍采用的2.5Mrad“γ”射線照射消毒法對肌腱生物力學指標的影響進行全面探討。

1 材料與方法

1.1 實驗材料準備

由解放軍總醫院第一附屬醫院組織庫提供的24條等長肌腱配對分成A、B兩組，每一對來自同一供體。A組為對照組，沒有經過“γ”射線照射，B組為實驗組，經過2.5Mrad“γ”射線照射12 h。普通低溫冷凍(-20℃)保存異體肌腱以備進行生物力學檢測。

1.2 生物力學測試

將標本取出后室溫下融化1 h，生理鹽水紗布保濕。用WDW-3020電子萬能材料試驗機(清華大學航天航空學院工程力學系固體力學實驗室提供)做拉伸實驗。首先使用專用橫截面積測試儀測量肌腱的寬度與厚度，計算出橫截面積。為防止直接夾持對肌腱的損傷，特別設計了專用夾具對肌腱進行夾持。使位于兩夾持端間實驗部分肌腱的長度均為30 mm，將肌腱夾持好，固定于試驗機上，調整拉力使其經過肌腱軸線。先行預處理，拉伸速度0.5 mm/s，拉長0.5 mm，共3次。最后加載直至試樣被完全破壞，加載速度設為20 mm/min，試驗機自動記錄載荷-位移曲線，見圖1。其中直線段斜率為剛度。

圖1載荷-位移曲線

1.3 破壞部位

A、B兩組所有實驗材料破壞部位均不在夾具夾持肌腱處，避免了在夾持部位破壞造成結果的不準確，如果肌腱是在夾持部位破壞的可能是由于夾具夾持力所造成的。

1.4 統計學處理

采用配對t檢驗，P

2 結果

對載荷-位移曲線進行修正，根據此曲線計算出生物力學各指標，載荷測量精確到0.001 N，位移精確到0.01 mm。數據用均數±標準差表示。具體結果如下。

2.1 結構力學特性

研究肌腱在外載荷作用下剛度、能量、位移等的變化規律，確定肌腱承受和傳遞外力的能力。①B組實驗組平均最大拉伸長度為A組對照組93.46%，兩組之間差異有統計學意義(t=3.45，P

2.2 材料力學特性

研究肌腱在外力作用下所發生應變、應力和剛度等的變化及導致肌腱破壞的極限。①照射組的彈性模量為非照射組的87.66%，減少了12.34%，兩組之間比較差異有統計學意義(t=2.53，P

3 討論

自體BPTP(骨-髕腱-骨)曾經被認為是ACL(前叉韌帶)重建的金標準，但不可避免諸多的并發癥，如股四頭肌、腘繩肌薄弱等，據報道手術后髕骨關節疼痛高達80%，而同種異體組織移植具有無供區癥狀，材料大小不受限，手術時間和費用少等優點[2]。 Poehling等[3]指出應用同種異體組織重建ACL后疼痛少并且術后1年內關節活動受限少，所以術者傾向于采用同種異體組織進行ACL重建。疾病傳播是目前應用同種異體移植物存在的主要問題，為減少疾病的傳播，消滅處在“窗口期”的病原微生物，一些組織庫先后使用一系列滅菌消毒技術如環氧乙烯薰蒸，“γ”射線照射等。經基礎實驗和臨床實踐后，目前國內外最普遍采用的是“γ”射線照射消毒來減少疾病的傳播。雖然高劑量的“γ”射線照射消毒能有效的殺滅細菌病毒等微生物，但不可忽視的是對組織具有破壞損傷和滅菌消毒雙重作用，“γ”射線照射消毒必須達到兩方面的要求，一是必須達到完全滅菌消毒的目的，包括HIV和肝炎病毒，二是必須保證肌腱有足夠的強度。目前國內外對2.5 Mrad“γ”射線照射消毒引起肌腱生物力學變化沒有很明確的了解，缺少直接對人體肌腱的研究，作者采用照射非照射的人體肌腱進行研究，進一步明確了2.5 Mrad“γ”射線照射對肌腱生物力學參數的影響。

有大量研究表明1.5 Mrad“γ”射線照射能破壞95%的細菌微生物，而使用3.0 Mrad“γ”射線照射就會引起組織較嚴重的破壞，并且在2.5 Mrad“γ”射線照射后的骨-腱-骨中仍能檢測出HIV，建議使用3.6～4.0 Mrad照射，一些學者認為5.0Mrad“γ”射線照射才能殺滅HIV[4]。目前能被接受的劑量是1.5～2.5 Mrad，但從作者的實驗數據可以看出2.5 Mrad“γ”射線照射后各生物力學參數明顯降低，肌腱強度下降顯著，各參數均具有統計學意義，其中參數剛度具有高度統計學意義，剛度是指生物材料對外力作用抗變形能力，肌腱剛度在ACL重建后膝關節早期蛻變有重大影響。有研究表明4.0 Mrad“γ”射線照射后肌腱的剛度和最大應力分別減少30%和21%，本實驗2.5 Mrad“γ”射線照射后剛度和最大應力分別減少4.63%和15.12%，與對照組相比有統計學意義，所以肌腱強度降低的趨勢基本是一致的，并且從本組實驗中可進一步看出“γ”射線照射引起肌腱強度的降低具有劑量依賴性。Curran等研究指出2.0 Mrad“γ”射線照射組強度比非照射組強度減少20%[8]，Filder[9]研究認為2.0 Mrad“γ”射線照射后強度降低15%。有學者指出2.0 Mrad“γ”射線照射后肌腱的彈性模量和最大應力明顯下降，本研究中2.5 Mrad“γ”照射后彈性模量和最大應力分別減少9.60%和15.1%。肌腱彈性模量是衡量肌腱產生變形難易程度的指標，在ACL重建后希望肌腱有足夠的彈性模量以求重建的膝關節在承受外力時有足夠的穩定性，“γ”射線照射后彈性模量減小，所以必須遵循“以強代弱”的原則。本試驗材料的選擇不能確定供者的年齡使肌腱強度可能有所差異對試驗數據會有一定的影響，作者采用同一組肌腱來自同一供體以求盡可能的減小對實驗結果的影響。有些學者認為吡啶喏林的含量與肌腱生物力學存在著線性關系，也就是說照射前后生物力學的變化可能是由于照射引起同種異體組織羥基脯氨酸、鉸鏈等生物化學成分改變引起的。

2.5 Mrad“γ”射線照射的同種異體組織強度的降低是否會增加臨床失敗率?在膝關節交叉韌帶重建研究中發現移植物在塑型改建過程中其強度有明顯下降的過程，所以必須按照“以強代弱”的原則來重建交叉韌帶，移植物強度在重建術中的作用已經得到明確[6]。Suggs等[5]通過計算機模擬研究ACL重建后發現：重建后關節早期退變與移植物剛度過大有關，剛度一致時，可以有效恢復膝關節的穩定性且不增加關節面的壓力。所以選擇結構力學一致的移植物重建ACL可以在恢復穩定性的基礎上對膝關節軟骨提供良好的保護作用。本研究發現γ射線照射消毒后肌腱的剛度明顯下降，所以如何確定照射后剛度一致性使移植物具有相同或接近相同的結構力學，從而達到最好的重建效果需要基礎研究和臨床觀察的進一步探討。Bach[7]、孫磊[9]等均已經證實了應用非照射的同種異體組織重建ACL的良好的臨床效果。國外有通過臨床隨訪發現采用2.0～2.5 Mrad“γ”射線照射后的同種異體肌腱重建ACL的失敗率明顯高于非照射組的報道，故不主張應用“γ”射線照射消毒的組織來重建ACL?！唉谩鄙渚€照射的同種異體組織移植后超微結構的變化過程及臨床失敗率增加的具體機制還沒有深入的了解。

目前國內外普遍采用2.5 Mrad“γ”射線照射消毒同種異體組織的方法并不能完全殺滅病原微生物如HIV等，作者直接采用人體肌腱實驗后證實照射后各結構力學和材料力學參數降低明顯，這種強度的降低可能導致臨床失敗率的增加，綜上所述，是否采用“r”射線照射消毒同種異體肌腱及其生物力學改變是否會導致臨床失敗率的增加和具體機制有待于進一步研究。

參考文獻

[1] Mariani PP， Becker R， Rihn J，et al.Surgical treatment of posterior cruciate ligament and poster lateral corner injuries. An anatomical， biomechanical and clinical review[J].Knee，2003，10:311-324.

[3] Cole DW， Ginn TA， Chen GJ，et al.Cost comparison of anterior cruciate ligament reconstruction[J].Am J Sports Med，2005，21:786-790.

[3] Poehling GG， Curl WW， Lee CA，et al.Analysis of anterior cruciate ligament repair with 5-year fellow-up: allograft versus autograft [J]. Arthroscopy，2005，21:774-785.

[4] Siebold R， Buelow JU， Bos L， et al. Primary ACL reconstruction with fresh-frozen patellar versus achilles tendon allografts[J].Arch Orthop Trauma Surg， 2003，123:180-185.

[5] Suggs J， Wang C， Li G. The effect of graft stiffness on knee joint biomechanics after ACL reconstruction: a 3D computational simulation [J]. Clin Biomech (Bristol， Avon)，2002，402:135-156.

[6] Hoher J， Scheffler S， Weiler A. Graft choice and graft fixation in PLC reconstruction [J]. Knee Surg Sports Traumatic Arthrose，2003，11：297-306.

[7] Bach BR Jr， Aadalen KJ， Dennis MG，et al.Primary anterior cruciate ligament reconstruction using fresh-frozen， nonirradiated patellar tendon allograft: minimum 2-year follow-up[J].Am J Sports Med，2005，33:284-292.

生物力學研究范文第4篇

【關鍵詞】口腔正畸；微植體；生物力學

【中圖分類號】R783.5【文獻標識碼】A【文章編號】1004-4949（2013）07-43-02

傳統上治療錯頜畸形多采用口外弓、腭杠、舌弓、Nance弓等方法來增加支抗，都存在穩定性方便性等問題，效果不理想。而操作簡便、效果穩定且創傷較小的微植體支抗技術近年來發展較快，受到了廣泛的關注[1]。本文就是通過回顧性分析我院于2010年6月-2011年6月期間收治的64例患者的臨床資料，探討采用正微植體支抗技術進行口腔正畸的臨床效果，并進行生物力學分析。

1資料與方法

1.1一般資料：

選取我院于2010年6月-2011年6月期間收治的64例接受口腔正畸的患者，按照隨機的原則平均分為兩組，其中實驗組32例，男19例，女13例，年齡12-25歲，平均（19.8±3.2）歲；對照組32例，男18例，女14例，年齡13-26歲，平均（20.1±2.8）歲。兩組患者在性別、年齡、發病類型以及臨床表現方面差異無統計學意義，P>0.05，具有可比性。

1.2 治療方法

1.2.1 對照組治療方法：

采用傳統的口外弓加強支抗，同時口內配合著使用橫腭桿，口外弓牽引力量為200-200g/側，保證患者每天戴用8-12h。

1.2.2實驗組治療方法：

實驗組患者均采用微植體支抗技術治療，在微型種植體植入時，首先通過銅絲將需要植入微植體的牙分開，然后對植入部位進行標記，并對牙根的形態、位置以及相鄰的組織進行檢查，拍攝全景片和根尖片；如果要植入種植體，則對要植入部位覆蓋的牙槽粘膜，作縱行切口3-5mm；然后在膜齦結合部或者是偏向于牙根方向2-3mm處植入，注意其角度應該與骨面垂直，并略微傾斜一些；最后對根尖拍攝照片，從而確認微型種植體與牙根的關系。患者術后通過口服抗生素來預防感染，并交代兩組患者注意保持口腔清潔。

1.3生物力學的三維有限元分析： 采用的微植體均為刃狀螺紋圓柱形純鈦螺釘，規格是：外徑2mm，內徑1.6mm，長度為9mm，螺紋頂角60°，深度為0.2mm，而螺距為0.3mm。同時設定微植體植入牙槽骨后，仍保證骨外余留3mm。根據上述種植體的尺寸及其幾何形態，使用有限元分析軟件ANSYS6.01對其進行建模，并使用其中自適應網絡劃分功能對模型進行網格劃分，其精度取默認值6，同時在處理單元時，選用三椎體十節點的建模方式以增強器精確性。

試驗假設條件如下：首先，所有材料受力后變性均為小變性；其次，種植體與頰側牙槽骨板間所成銳角，分為30°、40°、50°、60°、70°、80°、90°等7組；最后，模型中涉及的材料和組織均為連續均質且各向同性的線彈性材料。

在距離種植體頂端0.5mm處對種植體施加的水平作用力為200g。在數據采集時，要通過種植體中心進行縱剖以獲得有限元模型。同時，在壓力側骨界面上，順著種植體的長軸的方向，從其頸部開始，每隔0.3mm采集一個位移值及Von-Mises值。然后，利用采集的數據構建植入深度與位移關系以及Von-Mises的折線圖。

1.4觀察指標： 觀察并比較兩組患者的上中切牙凸距差、傾角差以及磨牙位移等指標。同時觀察微植體在200g水平載荷下的應力及位移分布情況。

1.5統計學方法： 采用SPSS13.0統計軟件進行統計分析，采用t檢驗，以P

2 結果

2.1 兩組患者治療效果比較：經過10個月的治療，發現實驗組的上中切牙傾角差（26.79±5.21）和上中切牙凸距差（4.13±1.47）顯著大于對照組的（12.49±3.65）和（2.71±1.04），而實驗組的的磨牙位移（3.38±0.21）顯著低于對照組的（5.92±0.45），且P

2.2實驗組生物力學分析：

實驗組的微植體在200g水平載荷力，90°傾斜角下的應力和位移情況如圖1、2所示?？梢姡N植體Von-Mises應力主要集中在界面的頸部，并且在皮質層內大幅度衰減；且隨著傾斜角度增大，種植體的Von-Mises峰值呈現出明顯的遞減趨勢。而種植體的位移無論植入角度如何變化，均較小，但是在頸部及根尖區有較大的位移，而且在頸部的位移大于根尖區的位移，且兩者方向相反，呈現出明顯的規律性。

3 討論

3.1口腔正畸微植體支抗技術的臨床效果：

近年來，隨著生活和飲食方式的改變，口腔疾病發生率逐漸升高，有文獻顯示錯頜畸形與齲齒、牙周病等口腔三大疾病的患病率已經高達50%[2]。傳統上，口腔正畸采用舌弓、口外弓、口內組牙以及橫腭桿等裝置，但效果并不明顯。患者進行口腔正畸的目的，就是講需要矯正的錯位牙按照指定需要的方向和距離進行移動，這就要求支抗牙盡量不發生任何移位[3]。近年來，微植體支抗技術以其穩定可靠性、操作簡單性等優點逐漸受到了廣泛的關注，成為口腔正畸的新興研究熱點。該技術與以往治療方法最大不同就在于其種植體不依賴于與骨結合進行固位，而是依靠種植體與骨組織之間的機械嵌合力進行固位。

微植體支抗可以最大限度利用拔牙間隙內收前牙，從而改善面型及磨牙的關系，進而獲得理想的支抗控制效果；同時將口外支抗轉化成了口內支抗，避免牙齒出現負向移動的同時，加強了支抗，進而解決了磨牙下垂和前頜骨發育不足的正畸難題[4]。本研究顯示，采用微植體支抗技術的實驗組比采用傳統方法的對照組，在顯著提高上中切牙傾角差和上中切牙凸距差的同時，顯著降低了磨牙位移，效果顯著。

3.2 微植體支抗技術生物力學研究：

由于微植體提供強支抗的前提是保持穩定，因此其穩定性在臨床正畸中成為醫師們普遍關心的問題，雖然微植體有較高的初始穩定性，但仍有報道顯示器有7%-15%的失敗率?？傊?，微植體支抗的成功與否不僅與微植體型號選擇和手術設計有關，而且與“微植體――骨界面”狀態有較大密切的關系，因此有必要采用三維有限元法對微植體進行生物力學分析。

本研究顯示，種植體的植入角度、正畸力的加載以及種植體的外形都可能影響微植體的支抗穩定性。

在植入角度方面，由于應力從種植體傳導至骨界面時骨皮質會承受較大的應力，所以隨著植入角度減小，種植體與骨皮質的接觸面積勢必增大，那么種植體的穩定性就得到了增強；但是，隨著種植體傾斜角度減小，種植體上的水平力矩會隨之增大，導致種植體――骨界面承受的應力增加。這兩種立綜合影響種植體的穩定性。本研究結果顯示，隨著傾斜角度增加，種植體的Von-Mises峰值遞減，表明正畸力力矩發生了改變，這對種植體――骨界面的應力分布起重要作用。

種植體的位移不能超過一定的生理限度，否則就可能造成骨小梁微骨折，進而導致界面骨組織的吸收和壞死，最終使得植入體發生松動而失敗。本研究發現，不管植入角度如何變化，200g水平力的作用下種植體的位移均較小，因此能夠 保持其穩定性。同時種植體在頸部及根尖區有相對較大的位移，而且在頸部的位移大于根尖區的位移，且兩者方向相反，呈現出明顯的規律性。

參考文獻

[1]鄧洪春.微型種植體支抗在空腔正畸治療中的應用探討[J].北方藥學，2012，9（2）：98-99；

[2]宋元玲，張惠芳，任輝等.微型種植體支抗穩定性的臨床研究[J].臨床口腔醫學雜志，2010（7），26（7）：423-425；

生物力學研究范文第5篇

關鍵詞：優勢側；非優勢側；生物力學；偏側性；損傷；跑步支撐期

中圖分類號：G 804.6 文章編號：1009-783X（2017）01-0091-06 文I標志碼：A

學者們對跑步損傷的機制研究了近30年，但是其損傷的病因一直是專家和臨床醫生研究的難點，且近年來損傷的概率一直在增加。流行病學研究報告指出，每年有高達70%的跑步者忍受著因跑步損傷帶來的痛苦。有研究對1583名老年人進行調查，結果表明膝骨性關節炎發生在右側（優勢側）的概率高于左側。如果損傷經常出現在一側肢體，這可能與下肢不對稱性相關，也就是說下肢偏側性或不對稱性可能是造成一側持續損傷的重要原因之一。此外，下肢不對稱性或偏側性已被證明是影響損傷發生率的因素。為此，了解跑步時下肢優勢側和非優勢側的生物力學的偏側性對預防和治療下肢損傷具有重要的作用。

偏側性是Broca首次提出的，并指出人體在左右兩側的運動組織和大腦功能不同。研究表明偏側性10%～20%取決于遺傳，80%～90%取決于后天的環境因素，性別、工作的復雜性及發育特征也扮演著重要的角色。相對于步態分析，偏側性在其他科學領域如神經生理學和運動控制研究已久，但是偏側效應或不對稱性與跑步相關的損傷并未引起學者們的廣泛關注。一些研究者只選擇優勢側進行研究來代表下肢整體感覺，或是將損傷者與無損傷者進行對比_，也有的學者甚至將左右兩側的數據進行平均來比較。上述研究者并沒有考慮受試者優勢側與非優勢側是否存在差異性，這在一定程度上就默認了優勢側與非優勢側肢體生物力學特征的對稱性。關于無損傷者跑步過程中優勢側與非優勢側是否存在差異性，學者們對他們的優勢側與非優勢側跑步時所穿跑鞋的舒適性、受試者生物力學特征等方面的對稱性或差異性進行了研究；但是上述研究得出兩側的對稱性程度存在不同程度的差異性，并未達成共識?？紤]到不同的性別對下肢力學影響機制的不同及無損傷男性受試者跑步支撐期下肢兩側生物力學的偏側性鮮見研究者探討。

鑒于此，本研究采用Vieon紅外高速運動捕捉系統和Kis-tier三維測力臺無損傷男性受試者跑步支撐階段優勢側與非優勢側的運動學、動力學特征進一步對比分析，并結合與損傷相關的載荷率指標等探究兩側下肢在跑步支撐期是否存在一定的偏側性，以期為指導運動員訓練及預防運動損傷提供重要的借鑒價值。

1研究對象與方法

1.1研究對象

本研究選取普通健康無損傷者男性受試者12名，年齡（23.0±1.1）歲，身高（173.5±2.1）cm，體質量（63.9±4.7）kg。受試者在實驗前進行問卷調查，并確認其在實驗前24 h之內沒有進行過大強度運動，在過去的1年里沒有下肢損傷，沒有進行過手術，身體各方面機能良好。

1.2實驗儀器

本研究采用英國生產的Vicon紅外高速運動捕捉系統（包括8臺型號為MX13的紅外攝像頭、PC主機和標準配件等）采集下肢髖、膝、踝關節運動學數據，采集頻率為200 Hz；根據Vi-con系統中的下肢模型（PlugInGait），將16個Marker球精確地貼在人體下肢各環節的標志點上，如圖1所示。

支撐期的力學指標使用瑞士生產的Kistler三維測力臺采集，如圖2所示，采樣頻率為1000 Hz，經轉換模塊將Kistler力臺與Vicon進行同步。

1.3實驗流程

1.3.1測試方法

實驗前利用跑步機進行5 min左右的熱身活動，利用踢球法來判定受試者的優勢側與非優勢側，踢球時左右兩側均采用原地踢球。實驗之前，首先讓受試者熟悉此動作，正式測試時，每側各進行3次踢球動作，記錄每一次的成績，分別選取兩側最遠的成績進行評定，踢球距離最遠的一側評定為優勢側。這是國內外常用的一種判定下肢優勢側與非優勢側較為簡便有效的方法。

要求受試者統一身著實驗室的緊身短褲，赤腳站立，與肩同寬，此時對受試者的身高、體重、腿長、膝寬、踝寬等形態學指標進行測量。正式測試前，要求受試者赤足在長約8 m的木質地板上（力臺安放于之間）試跑幾次，調整起始步位置使測試足完全踏在力臺上面，使受試者足底適應接觸的力臺，減少測試儀器對受試者跑步動作的影響，直至受試者感覺自己可以正常測試為止。要求受試者在此跑步過程中“無視”力臺的存在，避免出現跨步、踮腳、忽快忽慢等現象，要求受試者的跑速控制在（3.5±5%）m/s。跑速的測試儀器采用蘇大自主研發的光電感應計時系統，主要包括起點觸發設備、終點采集設備、電腦控制端。將起點觸發設備放于8 m距離的起點，終點采集設備放于8 m距離的終點。受試者從2采集器中間穿過，儀器結束采集并自動計算受試者穿越起點和終點設備的時間，計算跑速。正式測試時，每個受試者的兩側各按要求做3次動作，每次動作間隔2 min，以避免疲勞對研究結果的影響。

1.3.2指標選取

1）運動學指標包括髖、膝、踝關節在矢狀面和額狀面內的角度。矢狀面包括：足跟著地時刻、足趾離地時刻的髓、膝、踝關節角度；踝關節最大背伸角度；膝關節最大屈曲角度；髖關節最大屈角度和最大伸角度。額狀面包括：足跟著地時刻、足趾離地時刻的髖、膝、踝關節角度；踝關節最大外翻角度；膝關節最大內翻角度；髓關節最大內收和外展角度，單位是（°）。

2）動力學指標主要是經體重標準化處理后的三維地面反作用力峰值。包括：垂直方向的第1和第2地面反作用力峰值（FGRF and SGRF）；內外方向上的地面反作用力峰值（MGRFand LGRF）；前后方向的加速力峰值和制動力峰值（peak accel-eration GRF and peak braking GRF，AGRF.and BGRF）。如圖3所示。

3）經支撐期總時間標準化處理后的著地時刻至地面反作用力峰值的時間Δt。

4）載荷率（LR），單位是kg/s，公式為：垂直方向的第1載荷率=第1地面反作用力峰值除以到達第1峰值的時間；垂直方向的第2載荷率=垂直第2峰值減去波谷值再除以兩力值之間的時刻差。

5）對稱指數（SI），本研究主要計算垂直地面反作用力和載荷率對稱性，公式如下：

SI是由Robinson等首次提出的，用來量化左右兩側的差異，當SI=0時表示兩側完全對稱，SI≤10%時，表示兩側比較對稱，SI越大說明兩側對稱性越低。其中XD（Dominant）代表優勢側，XN（Non-dominant）代表非優勢側。本研究未對內外和前后方向的地面反作用力對稱指數進行計算，主要是因為SI不適合較小數值的運算。

1.3.3數據處理

本研究采用SPSS 17.0統計學軟件包對實驗數據進行處理，數據以均數±標準差表示。優勢側與非優勢側的各指標差異進行配對t檢驗，檢驗水準選α=0.05。

2研究結果

2.1優勢側與非優勢側跑步支撐期的運動學特征

從跑步支撐期優勢側與非優勢側關節角度（見表1和表2）可以看出：優勢側與非優勢側跑步支撐期額狀面內的髓、膝、踝關節角度兩側比較差異無統計學意義（P>0.05）；在矢狀面，非優勢側膝關節最大屈曲角度大于優勢側（P

2.2優勢側與非優勢側跑步支撐期的動力學特征

2.2.1優勢側與非優勢側跑步支撐期的地面反作用力峰值特征和對稱指數

優勢側與非優勢側支撐期地面反作用力峰值見表3，垂直地面反作用力峰值及到達峰值的時刻兩側差異比較無統計學意義（P>0.05），前后地面反作用力峰值及到達峰值的時刻兩側差異比較無統計學意義（P>0.05）。內側地面反作用力峰值優勢側大于非優勢側，而到達峰值的時間晚于非優勢側（P

地面反作用力峰值對稱指數如圖4所示，其中FGRF（21.62+11.37）均值大于10%，SGRF（6.47±4.56）均值小

2.2.2優勢側與非優勢側跑步支撐期的載荷率特征和對稱指數

跑步支撐期載荷率特征如圖5所示，跑步支撐期優勢側與非優勢側載荷率特征兩側差異無統計學意義（P>0.05）。第1載荷率（34.92±28.48）和第2載荷率（20.95+17.44）對稱指數均值大于10%，如圖6所示。

3分析與討論

本研究發現在跑步支撐期，非優勢側與優勢側相比僅在矢狀面內的膝關節最大屈曲角度和髓關節最大伸角度表現出差異性（P0.05）。關于無損傷者跑步支撐期優勢側與非優勢側下肢關節角度的研究較少，Brown等對研究指出無損傷女性受試者跑步時優勢側與非優勢側運動學參數未表現出差異性，性別和所選指標的不同可能是導致上述結果不同的原因。此外，有學者對優勢側和非優勢側單腿下落著地的生物力學偏側性進行研究，指出非優勢腿落地時膝關節和髖關節在矢狀面活動范圍較小增加了非優勢腿在單側動態運動時的損傷風險；而有研究對兩側連續縱跳的生物力學進行了分析，指出非優勢側可能在屈伸與外旋方向進行了較大的運動限制，減小了其下落損傷的風險。上述研究說明了不同的運動形式表現出不同的下肢對稱性，其易損傷的機制可能就有所不同；因此，在不同運動形式中所呈現出的下肢不對稱性及損傷的機制有待學者們進一步探索，對下肢損傷與康復具有重要的作用。本研究所呈現出的運動學差異性，提示了在跑鞋、矯形儀器以及臨床康復治療時，不能只選擇一側來代表整個下肢的感受或康復效果，需要考慮其存在的差異性。

優勢側和非優勢側在跑步支撐期所表現出的運動學差異可能與下肢僵硬程度有關。Brauner等對單腿跳躍時優勢側與非優勢側腿部僵硬程度進行了研究，并指出優勢側較大的肌肉力量可能會導致其腿部僵硬程度較高；但研究結果卻表明兩側的腿部僵硬程度相似。De等指出赤足跑與穿鞋跑相比，在支撐期腿部更加僵硬。本研究受試者赤足跑步支撐期優勢腿與非優勢腿是否存在不同的僵硬程度，有待進一步研究。此外，下肢屈伸肌肉力量也可能是造成上述\動學差異性的原因之一，Lanshammar等對159名健康女性（非運動員）下肢優勢側和非優勢側屈伸肌力量進行了對比，指出優勢腿的屈肌弱于非優勢腿，伸肌力量強于優勢腿。Rahnama等也指出足球運動員優勢腿膝關節屈肌較弱。優勢腿較弱的膝關節屈肌可能是造成膝關節最大屈曲角度較小的原因。由表1和表2可知，髖、膝、踝關節無論是在矢狀面還是額狀面，在足跟著地時刻和足趾離地時刻兩側角度的差異比較均無統計學意義（P>0.05），在跑步支撐期相似的著地和離地角度。說明無論是優勢側還是非優勢側在著地和離地時刻分別采用了相同的控制策略，間接反映了兩側在此時刻的控制機制的相似性。此前已有研究指出跑速會影響跑步時運動學參數的變化，由于本研究對受試者的跑速進行了控制，那么隨著跑速的增加，在著地和離地時刻或者說在整個支撐期的關節角度是否會因跑速的增加表現出不同的差異性，今后的實驗研究中可以考慮跑速的變化對兩側下肢運動學參數偏側性的研究。此外，從研究結果還可以看出：矢狀面內的髖關節最大伸角度和膝關節最大屈曲角度兩側差異具有統計學意義（P0.05），從足跟著地時刻過渡到支撐中期再到足趾離地時刻，神經機制是如何在控制下肢運動，使得矢狀面兩側髖膝角度在支撐期經歷了相似、差異、相似的過程，未知而復雜的神經控制機理可能是學者和臨床醫生對跑步損傷的原因研究多年，還一直有所困惑的重要原因之一。

在跑步支撐期，優勢側與非優勢側主要在內外地面反作用力峰值存在差異性，內側地面反作用力峰值優勢側大于非優勢側，外側地面反作用力峰值非優勢側大于優勢側（P

由圖3可以看出：垂直方向的地面反作用力呈現出“兩峰一谷”的特征，其中的第1峰值（A）出現在足著地期為沖擊力峰值，而第2峰值（C）出現在蹬地時刻為推動力峰值，也有學者將第2峰值稱之為活躍峰值。本研究中的第1峰值和第2峰值兩側相比差異沒有統計學意義（PI>0.05），但是優勢側和非優勢側的第1峰值（沖擊力峰值）對稱性指數SI（21.62±11.37）大于10%，說明兩側在腳著地后所受的沖擊力值出現了偏側性。腳著地初期所受到的較高的、較快的沖擊力一直被認為是造成下肢損傷的重要原因之一。相比非優勢側，優勢側在跑步支撐期較小的膝關節屈曲角度和髓關節伸角度，卻承受與非優勢側相似的沖擊力，較小的膝關節屈曲角度，使得膝關節內部承受的壓力增大，瞬間表現出ACL張力增加，以及兩側在腳著地后所受的沖擊力值的偏側性，都說明了優勢側膝關節更容易損傷。有研究指出，在支撐相前50%的時間內較小的膝關節屈曲角度，此時主要股四頭肌的長頭腱在維持膝關節的穩定，膝關節易損傷就預示著前交叉韌帶（ACL）損傷的概率大幅提高，甚至會出現ACL斷裂的現象，提示了優勢側膝關節ACL容易損傷。沖擊力峰值出現在腳著地之后，此時沖擊力主要是通過足跟墊、跟骨、距骨然后轉移到腿部，將沖擊力轉移到骨也是一種緩沖震蕩的機制，也可能代表了骨的載荷。Lieberman等指出沖擊力轉移出現在足跟著地后的前50 ms，而沖擊力轉移和垂直載荷率及脛骨沖擊相關，可能造成骨和軟組織損傷（應力性骨折和足底筋膜炎）。本研究中的第1載荷率和第2載荷率兩側相比差異無統計學意義（P>0.05），如圖5所示。結合圖6有關計算的載荷率對稱性指數可知，其對稱性指數均大于10%，說明兩側在跑步支撐期的載荷率并不對稱。有學者指出載荷率反映了垂直地面反作用力需要多長r間可以達到第1峰值，也可以稱為沖擊載荷，其主要指身體在單位時間內吸收地面反作用力的快慢，單位時間內吸收的能量越多，其損傷的風險就越高。長期勞損積累，可能會造成優勢側脛骨應力性骨折和足底筋膜炎。從圖5所得到的數據可以看出優勢側第1載荷率均值高于非優勢側，其對稱性指數（34.92±28.4）大于10%。說明第1載荷率偏向于優勢側，不對稱的載荷率，再一次說明了在跑步支撐期優勢側較易損傷。目前，關于跑步載荷率的研究主要集中于沖擊載荷（第1載荷率），主要是因為沖擊載荷與跑步常見損傷相關。

4結論