生物力学研究范文
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导语：如何才能写好一篇生物力学研究，这就需要搜集整理更多的资料和文献，欢迎阅读由公文云整理的十篇范文，供你借鉴。
篇1
【关键词】 骨盆环； 生物力学； 耻骨联合分离； 力学试验机
中图分类号 R35 文献标识码 B 文章编号 1674-6805（2014）3-0134-02
The Biomechanics Research of Pelvic Ring Injury/CHEN Zi-qiang.// Chinese and Foreign Medical Research，2014，12（3）：134-135
【Abstract】 Objective：To study the stresses trend of the pelvic ring， and to provide more reliable and reasonable treatments for pelvic ring injuries.Method：Complete pelvises in 6 corpse specimen were selected， including the fourth lumbar spine and proximal femur， and researchers used vertical force and rotational force on pelvises， and the strain values of tags were observed and recorded.Result：Related viewpoint strain values changed as the force increased.Conclusion：Sacral shares bow is the main way to transmit pelvic vertical load， and pubic symphysis separation and outward turning force can lead to damage of sacroiliac joints.
【Key words】 Pelvic rin； Biomechanics； Symphysis separation； Mechanical testing machine
First-author’s address：Wuyi Traditional Chinese Medicine Hospital of Jiangmen City， Jiangmen 529400，China
骨盆骨折病情严重，治疗不当的话往往出现较严重的并发症。据文献[1-2]报道，骨盆骨折致死率为5%～20%左右，而致残率却高达50%～60%。因此，本研究通过对标本骨盆进行生物力学研究，为治疗提供一种能有效减少骨折损伤并发症的生物力学依据，现报告如下。
1 材料与方法
1.1 一般材料
选取实验室用一年内尸体标准6具，其中男4具，女2具；死亡年龄35～54岁，平均（42.5±8.3）岁。所用标本经X线摄片均未有骨质疏松等骨骼相关疾病。取标本包括腰四及股骨近端三分之一之间的完整骨盆模型，除去皮肤、肌肉、结缔组织，只保留髋关节囊、骨间韧带、耻骨联合及骨盆后方诸韧带。
1.2 方法
1.2.1 单纯垂直作用力 将制作好的模具放入夹具内，模拟人体正常站立。以应变花布置测试点，如图1所示，选取20个观察点（骶髂关节两侧）。将模具置于力学实验机上，以10 N/S的垂直作用力作用于模具上，应用应变仪分别记录模具在耻骨联合正常、耻骨联合分离1 cm、2 cm、2.5 cm时模具承受依次100 N/S、200 N/S、300 N/S、400 N/S、500 N/S作用力时的应变值。每个模具实验过程重复三次取平均值。
1.2.2 垂直作用力结合扭转作用力 在对模具施以垂直作用力同时，向模具逆时针方向加以10～80 N/S的力，同时采集相应的应变值。
1.3 统计学处理
应用SPSS 16.0统计软件进行数据分析，正态分布的各统计指标均以均数±标准差（x±s）表示，不同耻骨联合分离数据作用于同一位点产生的数值比较应用t检验，P
图1 骨盆应变花分布图
2 结果
2.1 单纯垂直作用
（1）耻骨联合未分离：点1～3、6、7、9、10、13、14、17～19处随垂直作用力加大时应变值变化逐步增大（P0.05）。（2）耻骨联合分离从1 cm逐步增大至2 cm时，点1～5、8～10、12、15～19处应变值也随之增大（P
2.2 垂直作用结合扭转作用
随着扭转力增大，点1～3、13、14压应变值差异无统计学意义（P>0.05），拉应变值逐步增大（P
2.3 前后环损坏与固定
耻骨联合分离后，导致模具前环不稳；而破坏骶髂关节、关节囊、切断韧带，模具后环不稳。应用钢板固定耻骨联合可稳定前环（P0.05）。
3 讨论
在所有骨盆环损伤患者中，高处坠落伤占绝大部分，患者在下肢着地骨盆环不仅仅承受来自垂直作用的作用力，往往带有旋力[3-4]。故本研究除了选择垂直作用的外力外，还加有逆时针扭转作用力。在垂直作用力较小时，由于骨盆的结构复杂性及牢固性，可以将垂直作用力均匀分散，故本研究在耻骨联合未分离时，除了个别观察点，几乎所有观察点应变值随着作用力的增加而增大，且主要体现在骨盆后环处（1～3、6、7、9、10、13、14）。前人研究骨盆后环承受大概60%的作用力[3]，本实验结果与其吻合。耻骨联合分离即“开书型分离”，主要是由于强烈的外旋暴力，所造成的危害是破坏了骨盆的正常结构，故易行成各类并发症，本研究分离耻骨联合后发现，点1～5、8～10、12、15～19处应变值也随之增大，而点6、7处应变值则随之减小，说明分离后由于增大了骨盆环面积导致骶棘韧带紧张，进而骶髂关节缝隙增大[5-12]。而随着耻骨联合分离到2.5 cm，骶髂关节缝隙进一步增大，当韧带断裂时，两侧受力开始减小。故盆腔前环损伤可以引起骶髂关节功能障碍。而垂直结合外旋作用时，骶髂关节髂骨侧（点4～7）受压力逐渐增大，骶骨侧收拉力减小，易发生挫裂。
本研究显示，随着扭转力增大，点1～3、13、14压应变值差异无统计学意义（P>0.05），拉应变值逐步增大（P
以往对骨盆骨折的治疗往往采取保守治疗或者仅仅内固定耻骨联合，本研究发现耻骨联合固定后仅仅对前环稳定性增强，并不影响后环，因此建议对于复杂骨盆骨折患者应采取前后环协同固定，以加强骨盆的稳定性，最大程度减少骨折后并发症。
综上所述，本研究通过对骨盆受力研究，加强了对骨盆损伤的认识，对未来应用微创治疗骨盆骨折提供了理论基础。
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篇2
[关键词] 月骨;关节; 韧带; 生物力学
月骨居近侧列腕骨中线,在腕不稳定中起着非常重要的作用。与月骨相连韧带是维系月骨及相邻腕骨间正常解剖关系的重要结构。其韧带损伤后引起的月骨及相邻腕骨不稳定正逐渐被人们认识并受到重视,目前特别是舟月不稳定的治疗,为手外科医师所感兴趣[1,2]。为了手外科学的发展需要,对与月骨相连韧带进行了生物力学特性的测定。
1 材料与方法
1.1 材料 成人新鲜腕关节标本14侧,右侧 7例,左侧7 例,供体年龄 18～40 岁,身高160～180 cm,双侧腕关节均未受外伤,经X 线检查证实标本无骨性异常。 标本冷冻保存,使用前充分解冻至关节、软组织柔软。
1.2 解剖观察与生物力学测定 切开 14 个标本腕关节囊,观察舟月骨间韧带、 月三角骨间韧带、 桡月韧带 、 尺月韧带和桡舟月韧带的形态、结构。然后进行生物力学测定,首先对桡月韧带、尺月韧带和桡舟月韧带的远侧端月骨附着处不做处理, 近侧端桡尺骨相应部位锯断,保证韧带的起止点完整。再对舟月骨间韧带掌侧部、舟月骨间韧带背侧部和月三角骨间韧带进行处理和测量。对所测韧带的远、近端附着骨用3.5 mm骨钻分别钻1骨孔,然后插入1根3.5 mm粗的斯氏针;放在SWD10型材料试验机上以5 mm/min的定速率拉伸至韧带断裂,并测定断裂时韧带承受的最大断裂强度和刚度。
2 结果
2.1 韧带的解剖学观察 舟月骨间韧带和月三角骨间韧带呈“C”形,半环形分布于舟、月骨和月、三角骨的掌、背侧以及近侧,分为掌侧部、近侧部和背侧部。其中背侧部分较厚实、坚韧,以致密纤维结构为主, 掌侧部较宽、薄。近侧部显示有纤维软骨样成份。桡月韧带、尺月韧带、桡舟月韧带由纵形排列的纤维组成,并与腕关节囊相移行。
2.2 韧带的生物力学测定 与月骨相连韧带的断裂强度和刚度测试结果见表1。舟月骨间韧带和月三角骨间韧带为腕骨内在韧带,断裂强度和刚度均很大,且月三角骨间韧带则更大。舟月骨间韧带背侧部的断裂强度明显大于其掌侧部,而刚度却掌侧部较大。尺月韧带、桡月韧带和桡舟月韧带为腕骨外在韧带,其中尺月韧带和桡月韧带的断裂强度和刚度都较大,而桡舟月韧带最小。月三角骨间韧带的断裂强度和刚度最大,与其他各韧带比较,差异均有统计学意义(P< 0.05)。
3 讨论
3.1 月骨与月骨相连韧带的解剖学特性 月骨位于腕关节负荷传导通道的中心。月骨外形比较规则, 掌面观为四方形, 侧面观为半月形,近侧凸面与桡骨下关节面构成关节,远侧凹面与舟骨共同拥抱头状骨。月骨与舟骨之间有坚强的舟月骨间韧带相连。在尺侧月骨与三角骨形成关节,其内有最大断裂强度的月三角骨间韧带相连。对舟骨、月骨与三角骨及骨间关节起稳定性作用。月骨与桡骨之间有桡月韧带、尺月韧带和桡舟月韧带,为外在韧带。桡月韧带和尺月韧带坚韧,加强了月骨及相邻腕骨的稳定性。
3.2 生物力学特点与生理功能 骨的运动幅度和韧带生物力学特点均与其承载的生理功能状态密切相关。正常腕关节运动学进行过研究,发现在近排腕骨中,相对于桡尺骨而言,舟骨的运动幅度最大,三角骨次之,月骨最小;但相对于月骨,则舟骨的运动幅度较三角骨大[3]。这些都和韧带的断裂强度和断裂形变有关,即骨与骨之间韧带的断裂强度和刚度越大,两骨之间的相对运动幅度则越小。这与笔者研究结果相符,舟月骨间关节和月三角骨间关节运动幅度小,而舟月骨间韧带和月三角骨间韧带的断裂强度和断裂形变都很大,其中月三角骨间韧带的断裂强度最大。在所研究的韧带中,断裂强度最小的是桡舟月韧带,它主要由疏松结缔组织组成,其间血管丰富,胶原纤维束少。尺月韧带和桡月韧带为桡骨远端与月骨连接的韧带,断裂强度和刚度也较大,但不及舟月骨间韧带和月三角骨间韧带。由此可看出近排腕骨内在韧带断裂强度和断裂形变相对较大,这可能与近排腕骨的活动度较大、其承受的应力负荷较大有关。
3.3 月骨及韧带与腕不稳定性 在腕不稳定中,月骨起着重要作用。月骨由强韧的尺月韧带和桡月韧带在掌侧成倒V形固定,背侧又有背侧桡尺三角韧带限制,所以在近排腕骨中月骨的运动幅度最小。手背伸是一种防御性姿势,跌倒时,手掌着地,腕呈强有力的背伸位。在此过程中,首先引起桡舟头韧带、桡舟韧带紧张,继而引起桡舟月韧带和尺月韧带紧张。由于桡舟韧带,桡舟月韧带比较薄弱,易发生断裂。舟月骨间韧带与月三角骨间韧带相比其强度要小一些,在腕关节极度背伸和尺偏时,舟月骨间韧带的力臂较月三角骨间韧带的要长,故容易引起舟月骨间韧带断裂,造成舟月骨间分离。如果腕背伸尺偏再继续,则会引起月三角骨间韧带断裂,造成月三角骨间分离,这些都是临床上常见的腕关节不稳定的原因[46]。月骨是腕骨中唯一掌侧宽而背侧窄的骨,当腕关节极度背伸位着地时,月骨受头状骨与桡骨的挤压被迫沿腕的额状轴急剧向侧旋转而致脱位,脱位时月骨背侧的韧带、舟月骨间韧带和月三角骨间韧带背侧部会同时断裂。
3.4 韧带断裂与修复 舟月骨间韧带撕裂引起的不稳定最为常见,次之为月三角骨间的不稳定。在舟月骨间韧带中,背侧部较厚,断裂强度最大,它在防止舟、月分离方面起最重要作用。所以在临床治疗舟、月分离时,应优先修复重建舟月骨间韧带背侧部[7,8]。由于骨与骨间的愈合效果优于骨与韧带间的愈合效果,且自体移植物不会出现排异反应,所以常选用自体骨韧带骨结构进行舟月骨间韧带的替代[9,10]。韧带替代物的选择,由于解剖学及操作技术等原因,不可能对全部舟月骨间韧带进行重建,因此目前对舟月骨间韧带中相对重要且手术操作方便的背侧部进行替代的研究较多。理想的韧带供体应在大小、外形、结构、力学特性上与舟月骨间韧带背侧部尽可能相似,且较易获取,术后对供区的功能不会产生明显影响。临床上常采用的供体有头钩背侧韧带、小多角骨第2掌骨背侧韧带、头状骨第3掌骨背侧韧带等。
参考文献
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篇3
自Branemarkr提出骨结合理论以来，种植义齿已成功地应用于临床，解决了以往传统义齿的固位、舒适等问题，取得较好的修复效果。但临床上仍常出现种植体周围骨组织吸收、种值体断裂、松动、脱落等问题[1，2]。许多学者认为种植义齿的生物力学相容性是影响种植义齿远期成功率的主要因素之一。本文对种植义齿下部结构生物力学研究概况作一综述。
1 种植材料对种植义齿生物力学的影响
Nishihara等[5]通过动物实验研究表明种植体周围骨内的应力分布与种植材料的性质、材料的弹性模量关系不大，而是更多的与种植体的形态、颌骨的形态及结构有关。Rieger等用三维有限元法（finite element method，FEM）分析，也得出相类似的结果。但从生物力学的观点来看，不同材料和不同弹性模量的种植体对应力在种植体骨界面的分布是有影响的。邹敬才等[4]用有限元法在5种不同弹性模量、相同的负荷条件下，对单个螺旋形种植体骨界面的应力分布规律作比较，结果表明种植体的弹性模量越高，种植体颈周骨内应力越小，而根端骨内应力越大；种植体弹性模量越低，种植体与骨界面的相对位移运动就越大。适宜的种植体的弹性模量在70000MPa以上。
目前，由于金属及金属合金材料具有优良的生物力学性能而被广泛应用于种植体的制作，其中钛与钛合金等被认为是最合适的种植材料。近年来许多学者研究了用生物陶瓷作为种植材料[5]，认为生物陶瓷种植体在植入后的始阶段可以获得较钛及其合金更好的生物相容性，但在行使功能后终因生物陶瓷本身力学上的易碎性导致生物陶瓷种植体生物力学的相容性较差，Glantz等[6]通过实验也证实了陶瓷种植体和陶瓷涂层的种植体因生物力学上有较差的相容性导致种植后较高的失败率。
2 种植体的形态对种植义齿生物力学的影响
Victor[7]用三维有限元法对3种不同种植体系统（Branemark系统、Bud系统、IMZ系统）的不同形态的种植体，在不同的加载条件下，种植体周围骨内的应力分布情况进行了研究。结果表明3种不同种植体周围骨内最大应力均位于种植体颈部周围和种植体翼的下方，且越近种植体根尖部，骨内应力越小。种植体的翼可以减少应力在种植体及其周围骨内的分布，去掉翼不但增大种植体颈部骨的应力，而且将改变整个应力分布的情况。在其他因素不变的情况下，增大种植体颈部直径，种植体周围皮质骨内应力大大降低，故认为种植体颈部的直径对种植体周围的应力分布水平影响最大，两者呈负相关。岑远坤等[8]对叶状与柱状种植体支持的全下颌种植覆盖义齿在不同牙位下应力分布的情况进行了研究，结果表明叶状种植体与柱状种植体应力分布的基本规律相似，种植体颈部以及其周围的骨皮质界面均为应力集中区。但叶状种植体在其颊舌面与近远中面交界的尖锐线角处，应力集中更明显，其骨界面的应力峰值均大于柱状种植体。Holmgren等[9]研究认为圆锥形种植体比圆椎状种植体更有利于种植体骨界面的应力分布，黄辉等[10]研究认为螺旋形种植体螺旋顶角的改变可以导致种植体在支持组织内应力分布水平的变化，并指出螺旋顶角为60º的种植体应力分布最合理。
3 种植体的表面结构对种植义齿生物力学的影响
有学者从生物力学角度研究认为表面有微孔的种植体会形成更好的种植体-骨界面结合，当孔径为50-200µm时可获得最佳的结合强度。陈安玉[11]研究表明由于表面微孔的存在，可在种植体骨界面形成机械的锁结作用，从而改变微界面应力的作用方式，使得在大界面上每一个区域均有小界面的压应力存在，使拉应力和剪应力转变为压应力；另一方面微孔增加了界面的接触面积，降低了平均应力水平，从而更有利于应力的合理分布。
近年来许多学者提出种植体表面的生物活性涂层可以诱导骨性结合。Michael等[12]经临床观察报告HA涂层种植体成功率（7-8年）达97.5%，Adell认为HA涂层种植体有利于早期愈合。有学者研究表明BTG钛基复合种植体植入颌骨内 后，早期固位优于钛种植体，具有较高的界面结合强度，并且在界面上可产生化学结合、金属结合、机械结合3种方式。但也有资料提示随着种植体接受功能负荷时间的延长，成功率下降，临床上亦出现涂层与钛芯结合强度不足导致涂层剥落者。
4 种植体的数量以及在颌骨内的排列与分布对种植义齿生物力学的影响
种植义齿由多个种植体支持时，应力分布情况由种植体的数量，种植体在颌骨内的方向、排列所决定。一般认为种植体的数目越多，每个种植体上承担的应力就越小。Skalak研究认为多个种植体支持的种植义齿当受到水平方向力作用时，力量可以较均匀地分散到各个种植体，且分散到每个种植体上的力量要小于总作用力。当垂直方向力作用于种植义齿时，力量不会均匀地分散到每个种植体，越靠近作用力点的种植体受力越大。
对于全口种植义齿，Skalak认为4-6枚种植体即可支持全口固定种植义齿。Bschwartzman研究表明4个或5个种植体支持的全颌种植义齿在应力分布规律上无差异，并认为当垂直负荷作用于全颌种植义齿远端悬臂梁时，最靠近悬臂梁端的种植体产生的应力最大。Davis通过实验研究得出相似的结果。Osier[13]用静态工程原理分析进一步指出最靠近悬臂梁的种植体所承受的负荷通常是总负荷的2.5-5倍，是非悬臂梁状态的1.75-3.5倍，主要承受的是压应力，而远离悬臂梁端的种植体主要承受张应力。悬臂梁越长，末端种植体所受的应力越大，故认为在种植义齿设计时，应尽量避免使用悬臂梁，如一定要使用悬臂梁时，种植体应尽量离散，且悬臂梁的长度不能超过种植所能承受的范围。
Federick等[14]用光弹法研究了由2个种植体支持的全颌种植义齿的应力分布，结果表明种植体在颌骨内应垂直于牙平面并平行放置，以利于牙力通过种植体垂直传递，减少种植体的力矩和界面过大应力。但临床上为取得共同的就位道，往往使种植体之间形成一定角度，Naert等[15]指出在同一牙弓中种植体之间的相互偏差角度不宜超过20º，以使负荷没种植体长轴传导。Hertey等[16]研究表明，种植体在颌骨内的分布呈曲线型排列较直线型排列者界面的应力要小，种植体为直线型排列缩小了其后方向的分散程度，导致游离臂和抗力臂比例增大。
5 受植区颌骨的形态结构对种植义齿生物力学的影响
从生物力学观点看，颌骨是一种多相的、各向异性的、非均质性的、多孔的复合体。人类的颌骨是具有一定屈曲性的弹性体[17]，可以承受一定的压力，但其皮质骨与松质骨都有一定的抗张力和抗压力的极限，当颌骨受力水平高于其极限值时，就会产生微骨析，最后导致骨质吸收破坏。
Lundgrens[18]指出种植体的成败与颌骨骨皮质的密度、厚度、颌骨的宽度以及受植床血供等直接相关。Jensen指出受植区的颌骨形态与结构较整个颌骨的形态与结构对种植义齿的应力分布影响更大，一个理想的受植区颌骨至少要能提供10 mm的骨性结合区，其水平宽度至少为6mm。Victor等[7]用三维有限元法研究了由3种不同厚度皮质骨的颌骨支持的种植体在不同的负荷下，种植体及其周围骨内的应力分布，结果表明3种情况下种植及骨界面应力分布的规律基本相同，最大拉应力、压应力均位于种植体的颈部周围。但最大拉应力、最大压应力的值却有显著差异。皮质骨越厚，种植体及其周围皮质骨内的应力越小。但在垂直瞬间加载时，最大拉应力位于种植体颈部，最大压应力位于种植体底部，当种植体的颈部与底部同时位于皮质骨内时，可以明显降低种植及其周围骨内的应力。Papavasilion[19]也指出当皮质骨缺乏时，可导致种植体骨界面的应力增高，从而导致种植体周围骨的微骨折。
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篇4
1 腕关节掌侧韧带
1.1 桡腕韧带和尺腕韧带
(1)桡舟韧带(radioscaphoid ligament)，过去一些作者称其为桡侧副韧带［1］，但它不是位于腕关节的侧方，而是偏向掌侧，关节屈伸运动轴由其背侧穿行，在解剖上它不是真正的侧副韧带。因此，目前大部分学者称其为桡舟韧带［2、3］。Mayfield报告桡舟韧带的断裂强度平均为70N［4］。(2)桡舟头韧带(radioscaphcapitate ligament)，也有人称其为桡头韧带(radiocapitate ligament)。其断裂强度平均为170N［4］。(3)桡月韧带(radiolunate ligament)，也有学者称其为长桡月韧带(long radiolunate ligament)［5］，此韧带较为强韧，是稳定月骨的重要韧带之一，其断裂强度平均为210N［4］。Mayfield将桡月韧带和月三角韧带认为是1条韧带，并称之为桡三角韧带。而目前许多作者已证实此韧带实际上是2条韧带，因为有各自的起止点。(4)桡舟月韧带(radioscapholunate ligament)，Mayfield称其为桡舟韧带(radioscaphoid ligament)。但其止点大部分止于舟骨近端的掌面，小部分止于月骨掌面的桡侧缘，故称为桡舟月韧带更确切。一些作者认为桡舟月韧带对稳定近侧列腕骨，特别是舟骨近极有重要作用［6～8］。但Berger［9］和Hixson［10］的研究证实它主要由来自骨间前动脉、桡动脉和骨间前神经的神经血管束组成，外周衬以滑膜组织，胶原纤维很少，无弹力纤维。其组织结构明显不同于其它韧带，并认为它不属于真正韧带结构。但它可能是54N。我们的研究发现桡舟月韧带主要由疏松结缔组织组成，其间血管丰富，而胶原纤维束很少，与Berger等的结果一致。(5)尺月韧带(ulnolunate ligament)，也有学者称其为短桡月韧带(short radiolunate ligament)。我们的研究发现此韧带强韧，是稳定月骨的重要结构，其断裂强度平均为219.2N。(6)尺三角韧带(ulnotriguetrum ligament)，我们研究发现此韧带较为薄弱，其断裂强度平均为54N。(7)腕尺侧囊结核，也有一些学者称其为尺侧副韧带(ulnar collateral ligament)。但Taleisnik［11］和于胜吉［2］的研究发现，它并非真正韧带，而是关节囊增厚，并称其为尺侧囊结构。我们研究其断裂强度平均为58.7N。
1.2 腕骨间韧带。
(1)月三角韧带，起自月骨表面，止于三角骨掌面，其下面有月三角骨间韧带。月三角韧带与月三角骨间韧带的掌侧部分很难分开。(2)三角钩骨韧带，位于钩骨近侧缘掌面和三角骨远侧端之间。此韧带坚韧，腕关节背伸和桡偏时紧张，尺偏和掌屈时松弛［12］。(3)舟大小多角头状骨韧带，也有学者称其为舟大多角骨韧带复合体(scaphotrapezial ligament complex)。Drewniany［13］认为它由4种部分组成：①位于舟骨大多角骨关节掌侧、桡侧的强韧韧带，掌侧部分与桡侧腕屈肌腱鞘相连，并有纤维止到小多角骨；②薄弱的掌侧关节囊；③舟头韧带；④薄弱的背侧关节囊。由于舟骨大多角骨关节掌侧、 桡侧韧带强韧，不易断裂，在暴力作用下，容易发生其附着点骨折，如舟骨结节骨折。舟大小多角头状骨韧带是稳定舟骨远端的重要结构。(4)三角韧带，也称辐状韧带，由舟头韧带、月头韧带和三角头韧带共同构成。舟头韧带已在舟大小多角骨韧带中描述：月头韧带常常缺如，致使月头骨间关节缺少直接的韧带联系；三角头韧带，起自三角骨掌面桡侧半，跨越钩骨近端，止于头状骨体部掌面。
2 腕关节背侧韧带
腕背侧韧带较掌侧韧带数量 少，而且薄弱。主要有：(1)背侧桡尺三角韧带，也有学者称其为桡腕背侧韧带(dorsal radiocarpal ligament)，此韧带粗大坚韧，其断裂强度平均为240N。(2)背侧桡三角韧带，此韧带有时缺如。(3)背侧腕骨间韧带，较为细小薄弱。
3 腕关节内在韧带
3.1 近侧列腕骨内在韧带
有舟月骨间韧带和月三角骨间韧带。(1)舟月骨间韧带连接于舟骨和月骨，Berger［14］(1996)报道了详细的大体和组织学研究结果，舟月骨间韧带在解剖上分为3个部分，即背侧、近侧和掌侧部分。背侧部分厚，由横行排列的短胶原纤维组成。近侧部分主要由纤维软骨以及少量浅表纵向排列的胶原纤维组成，近侧部分象膝关节的半月板一样，可以突向舟月关节间隙数毫米。桡舟月韧带将舟月骨间韧带掌侧部分与近侧部分分开。掌侧部分薄，由斜行排列的胶原纤维束组成。舟月骨间韧带的断裂强度平均为260N［15］。它是维持舟骨近极和舟月骨间关节稳定及运动协调的重要结构。Short［16］等研究发现，切断舟月骨间韧带，引起舟骨屈曲，旋前和月骨背伸改变。Boabighi［17］将舟月骨间韧带与舟大小多角头状骨韧带进行对比，前者的断裂强度为后者的1/2。(2)月三角骨间韧带，我们研究发现，月三角骨间韧带的解剖结构与组织学特点与舟月骨间韧带相似，在解剖上也分为3个部分，即背侧、近侧和掌侧部分。近侧部分主要由纤维软骨以及少量浅表纵向排列的胶原纤维组成，但密集一些。其断裂强度平均为375.3N，较舟月骨间韧带大。
3.2 远侧列腕骨内在韧带
Ritt［18］(1996)报道了头钩关节韧带详细的大体和组织学研究结果。发现头钩关节存在着3种骨间韧带，背侧、掌侧和深部骨间韧带，其中深部骨间韧带偏向掌侧，最为强韧。此外，还发现连接于第3、4掌骨和头钩关节之间的纵行骨间韧带(longitudinal interosseous ligament)，这条韧带主要连接第3掌骨和头状骨。在头钩关节之间，还有连接束(interconnecting bands)，它起自头钩关节掌侧韧带，垂直向背侧止于钩骨。我们解剖发现小多角骨与头状骨之间，也有3种骨间韧带，即背侧、掌侧和深部骨间韧带，其中深部骨间韧带偏向背侧，坚韧。大小多角骨关节之间也有3种骨间韧带，背侧、掌侧和深部骨间韧带，深部骨间韧带偏向掌侧。
4 腕掌关节处掌骨近端的韧带
Dzwierzynski［19］(1997)报道了第2～5腕掌关节处掌骨近端的韧带解剖结果。发现有4种韧带，即背侧掌骨韧带，掌侧掌骨韧带和2种不同方向排列的“Ⅴ”形骨间韧带。其中“Ⅴ”形骨间韧带最强韧，它们将相邻的掌骨紧密连接。
5 桡尺远侧关节韧带
过去将其分为掌侧和背侧韧带，这两条韧带分别起自桡骨远端尺掌角和尺背侧角，行经三角纤维软骨的掌侧缘和背侧缘，止在尺骨茎突处。Kleinman［20］(1998)报道将其分为下部、掌侧和背侧3个部分，虽然下部与掌侧和背侧部分完全连续，但它不象掌侧和背侧部分薄、平展，而是非常强韧，有骨间膜纤维加入其外部。掌侧部分薄，松弛，有囊袋，以适应尺桡骨远端旋转和尺骨远端背向横移的需要。背侧部分不象掌侧部分松弛，有斜行纤维及背侧小指伸肌腱鞘加强，以限制尺骨远端的前后移位。
6 腕关节韧带的生物力学特性
Weaver［21］(1994)对腕关节部分掌侧韧带的张力，在不同运动状态的变化做过研究，发现掌侧韧带总是处于张力状态，即使腕关节在中立位没有负重。中立位时，三角头韧带和桡舟头韧带远侧部分受力；桡偏时，桡月韧带受力；尺偏时，尺月韧带受力；旋前时，桡舟头韧带近侧部分受力；旋后时尺月韧带受力；背伸时，尺月韧带、桡月韧带和桡舟头韧带受力。无论在任何位置，一些韧带的张力要比另一些韧带张力大。桡月韧带、尺月韧带和桡舟头韧带的张力最大，而月三角韧带和舟大小多角头状骨韧带的张力最小。
Savelberg［22］(1991)对腕关节运动时部分掌侧和背侧韧带的长度变化做过研究。掌侧桡舟头韧带和背侧桡三角韧带，屈腕时的最大长度变化较尺 桡偏时大。最大桡偏时较中立位没有韧带明显伸长。最大尺偏时，桡舟头韧带、桡月韧带、三角头韧带的近侧部分和背侧腕关节韧带较中立位时明显伸长。最大背伸时，桡舟头韧带、桡月韧带的远侧部分和三角头韧带的近侧部分伸长明显，背侧腕关节韧带明显缩短。最大屈腕时，只有背侧腕关节韧带轻度伸长，其余韧带无明显伸长，桡舟头韧带、桡月韧带和三角头韧带明显缩短。掌侧月三角韧带，无论手腕做任何运动，其长度都没有明显变化。同时还注意到宽韧带的近、远两侧的长度变化是不同的。如尺偏时，桡月韧带的远侧伸长，而近侧部分无变化；三角头韧带的远侧部分 缩短，而近侧部分无变化。背伸时，三角头韧带的近侧部分伸长，而远侧部分无变化。
Crison［23］(1997)在活体上研究了锻炼活动对腕关节韧带刚度的影响，发现手腕的锻炼活动可以明显降低腕关节韧带的刚度，腕骨的位移活动度增加。休息1h后，腕关节韧带的刚度部分恢复到活动前的水平。24h后与活动前一样。说明了锻炼活动腕关节，可以降低腕关节韧带的刚度，增加了腕关节的松弛度，可以减少运动引起的损伤。
腕关节韧带损伤后引起的腕关节不稳定，如舟月骨间分离，月三角骨不稳定等，治疗的方法很多，但效果有时不能肯定。最近Shin［24］(1988)比较了舟月骨间韧带背侧部分与Lister结节处的第3伸肌支持韧带的生物力学特性和组织学特性，虽然第3伸肌支持韧带的断裂强度较舟月骨间韧带的背侧部分小许多，但单位面积上的断裂强度两者相差不大，两者的组织学特性相近。Weiss［25］(1988)在临床上用两端带桡骨的第3伸肌支持韧带移植治疗舟月骨间分离19例病人，其中14例动力型舟月骨间分离，12例疼痛消失，2例腕关节重体力活动时疼痛；而 5例静力型舟月骨间分离，2例疼痛消失，1例腕关节重体力活动时疼痛，2例仍持续疼痛。作者认为用两端带桡骨的第3伸肌支持韧带移植治疗动力型舟月骨间分离的效果是可以的，而治疗静力型舟月骨间分离的效果差，其原因是第3伸肌支持韧带的强度不够。能否找到两端带骨，切取方便，韧带强度与腕部断裂韧带相近的更好供区，需要进一步研究。
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篇5
【关键词】骨盆骨折；耻骨联合分离；生物力学；外固定
文章编号：1009-5519（2008）19-2855-02 中图分类号：R6 文献标识码：A
外固定支架治疗开书型骨盆骨折，有镇痛、止血、复位、固定等优点，已被临床广泛采用。但外固定支架固定的方向，国内外尚无统一结论。为临床选择最佳的固定方向提供理论依据，我们设计开书型骨盆骨折模型，对外固定支架固定的不同方向进行生物力学比较，现报道如下。
1 材料
5具近期防腐成人尸体标本，剔除肌肉及软组织，保留第五腰椎、完整的耻骨联合、骶髂关节、髋关节、双侧骶棘韧带和骶结节韧带，CSS-44020型生物力学实验机（长春试验机研究所生产），骨盆外固定支架（河北衡水医疗器械公司生产），义齿基托树脂II型及义齿基托树脂液剂（上海齿科材料厂生产）。
2 实验方法
2.1 模型的制备
2.1.1 将标本制作成开书型骨盆骨折模型。以调配好的义齿基托树脂在第五腰椎上浇铸一负重平台，使平台在站立中立位时与地面平行。双足站立位时股骨固定于自制的负重底座上，底座中央是可调节角度的钢管，将股骨插入钢管中，以调配好的义齿基托树脂灌注于股骨与钢管之间，使二者牢固。坐立位时在坐骨结节浇铸一负重平台，使骨盆保持稳定。
2.1.2 将开书型骨折完全复位，然后骨盆外固定支架进行固定。用3.5 mm钻在髂嵴上距离髂前上棘1.5 cm处钻孔，钻头的方向与人体矢状面25～40度，向尾侧倾斜10～15度，钻入髂骨20～25 mm第一孔位于髂前上棘后方约1 cm处，其余的孔分别相隔2 cm，通常每侧放置2根，钻孔后将直径5 mm的外固定Schanz螺钉（长130 mm）旋入5 cm，然后用骨盆外固定支架固定，根据骨盆骨外固定支架连接横杆与骨盆入口平面相交的不同角度（0、30、45、60、90和120度）固定骨盆，即完成不同固定方向的开书型骨盆骨折模型。
2.1.3 将骨盆骨折模型和负重底座整体放入CSS-44020型生物力学实验机上，使实验机以10 N/秒的速度加载到500 N（模拟人体自重），维持60秒钟。每次测定前均给予加载-卸载3次，以消除标本的粘弹性影响。
2.2 实验指标的测定：在耻骨联合间隙两侧平行各钉入1枚3 mm标记的克氏针，针尾留于皮质外5 mm，两针稳固且方向平行。在双侧第二骶前孔连线水平中点将特制标记的直径3 mm克氏针垂直于骶骨盆面钻入，长30 cm。在实验过程中由于在生理负载作用下，骶骨有向腹侧旋转的倾向，克氏针随之旋转，根据几何关系克氏针轴心线旋转角度等于骶骨在矢状面前倾角度。佳能数码相机置于三脚架上，垂直位于标本正面和侧面，正对定位标志，加载前后给予照相。实验结束后将图像传入计算机，借助分析软件AutoCAD2004测量加载前后克氏针的距离及骶骨旋转的角度，各测量10次，取平均值。得出耻骨联合分离的距离及骶骨旋转的角度。
2.3 统计学分析：上述两项操作须同时进行。完后依次按骨盆骨外固定支架连接横杆与骨盆入口平面相交成不同角度：0、30、45、60、90和120度6个处理组进行，收集所有试验数据。将实验中所得的数据输入SPSS11.0统计软件进行统计学处理，行计量资料单因素方差分析（One-way ANOVA），首先Bartlett法进行方差齐性检验，然后行方差分析，各实验数据组方差齐，Student-Newman-Keuls法q检验进行均数间的两两比较，P
3 结果
各组实验数据见表1、2，各组数据均经Bartlett法进行方差齐性检验，各总体方差相等（P>0.05），方差齐，有可比性。
通过本实验研究发现： （1）在500 N的压力下，外固定支架固定与骨盆入口平面成0度时，此处理组数值最小。外固定支架固定与骨盆入口平面成30、45、60、90和120度时，处理组数值渐增大，外固定支架固定与骨盆入口平面成120度处理组数值最大。（2）外固定支架固定方向与骨盆入口平面成0度时，耻骨联合分离的距离和骶骨旋转角度明显减小，与其他处理组在统计学上差异有显著性（P0.05）。（3）外固定支架固定开书型骨盆骨折模型上，外固定支架固定的方向影响骨盆骨折的稳定性。
4 讨论
开书型骨盆骨折是一种常见的损伤，由前后方向挤压和外旋暴力造成，占骨盆骨折的24%[1]。
4.1 开书型骨盆骨折生物力学损伤机制：作用在骨盆上的暴力有侧方挤压、前后挤压、垂直剪切。前后方向挤压暴力作用在骨盆上或作用于髂后上棘或作用于单髋或双髋上的强力外旋暴力造成骨盆像翻书样张开，耻骨上韧带、弓状韧带、耻骨前、后韧带断裂，耻骨联合分离，即开书型骨盆骨折。如外力进一步延伸，则可引起骶髂前韧带和骶嵴韧带损伤。此时骶髂后韧带复合体完整，骨盆旋转不稳定而垂直稳定。
4.2 骨盆外固定支架固定开书型骨盆骨折的生物力学原理：Tile认为骨盆环的稳定依赖于骶髂后韧带复合体的完整。骶棘和骶髂前韧带有抵抗外旋暴力，限制半骨盆外旋的作用。而骶髂后韧带复合体主要抵抗垂直剪切暴力。如果保持骶髂后韧带复合体的完整，即使其他韧带均断裂，亦不会发生半骨盆的上下移位和前后移位。
当人体为站立位时，耻骨联合为张应力，起约束棒的作用，防止骨盆外旋。开书型骨盆骨折其约束作用消失，骨盆环处于旋转不稳定状态，骶髂前间隙也增宽，这会使骶椎固定不稳，使其向前下方移动，增加骨盆环的不稳定性。生物力学实验证明，骶髂后韧带复合体控制外旋暴力作用差，耻骨联合韧带对耻骨联合有稳定作用，而骶棘和骶结节韧带对骶髂关节和耻骨联合的稳定性均不产生影响。骶髂后韧带复合体形成关节后侧的主要力学阻力，可以阻挡剪式应力及髂骨内旋，防止骶骨前移。本实验结果显示，采用骨盆前环穿钉行外固定架固定，形成双侧半盆向内翻转的关书样作用力并充分利用骶髂后韧带复合体作为骨盆张力带或合页，可完全恢复骨盆环的整体稳定性。
Hefzy Ms[2]等研究表明，耻骨联合的分离与骶髂关节间隙的打开呈直线相关。也就是说骶髂关节的损伤程度可以通过耻骨联合开大的程度来估计。骨盆外固定支架固定使耻骨联合分离复位，恢复其部分稳定性，同时也就恢复了骶髂关节的稳定性。而解剖复位是获得稳定性的最重要的因素。
4.3 不同处理组固定效果有显著性差异的原因可能是：本试验六处理组中虽然作用的力臂相等，但是骨盆外固定支架固定的作用力由于固定方向不同导致作用力不同，以外固定支架固定方向与骨盆入口平面成0度时，此处理组的作用力与作用轴近似平行，也就是与作用于耻骨联合水平作用轴近似平行，因此它的作用力最大，经过统计学处理有显著性意义，所以它的固定效果最好，生物力学稳定性最佳。
4.4 外固定支架固定开书型骨盆骨折时，虽然骨盆外固定支架提供的生物力学稳定性较其他内固定差，但它有自己的优点：（1）损伤小，操作简单，固定可靠。（2）可调节性大，并发症少，在急诊室或手术室操作均可。（3）能控制骨折移位，有效减小骨盆容积，控制出血，稳定血流动力学，有利于复苏及合并伤的进一步诊断处理[3]。（4）可作为终末治疗，也可作为暂时固定和内固定的辅助治疗[4]。（5）有利于病人翻身和护理，减少了并发症，缩短康复期和提高存活率[5]。（6）在伤后早期不影响后续治疗，为后续治疗提供时机[6]。
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篇6
关键词：红外光点测试系统；射箭技术
中图分类号：G804.66文献标识码：A文章编 号：1007-3612(2007)05-0629-05
射箭在我国是一项古老而又年轻的体育运动项目。随着时代的变迁，射箭的技术和动作姿势 ，以及对射手们的训练也逐渐有了较为完整的理论指导。本研究借助Qualisys红外光点运动测试系统对北京射箭队运动员的射箭技术进行生物力学分 析，一方面探讨应用这一测试设备对射箭技术进行分析与诊断的可行性与操作方法，另一方 面对北京射箭队运动员的射箭技术进行分析与诊断，提出技术改进建议。
1研究对象与方法
1.1研究对象研究对象为北京射箭队运动员，基本情况见表1。
1.2研究方法 应用Qualisys红外远射运动测试系统对运动员射箭技术进行采集与分析。该系统由于不需要 人工识别测量点，消除了坐标数据获得过程中的人为误差，而且该系统拍摄频率可以达到每 秒500幅，因此特别适合于测试身体运动位移细微的动作技术。
本研究分别在受试者弓（四个点）、两侧手中指掌指关节、腕关节、肘关节、肩关节、髋关 节粘贴标志点。数据采集频率为每秒100幅。由于硬件设备计算速度的限制，采集时间设为6s。
进行正式测试前，首先对测试空间进行坐标参数标定，标定通过后要求受试者在标定范围内 完成整个射箭动作。由于采集时间的限制，本研究只能采集到运动员整个动作技术中基本阶 段的开弓、固姿与瞄准、继续用力与撒放动作。
选择运动员10环动作进行数据分析。数据处理应用Qtools、Excel等计算软件。以弓上标志 点位移的突然变化作为撒放时刻。本研究中Y轴正方向指向箭发射方向，X轴正方向与Y 轴垂直，指向运动员右侧，Z轴正方向指向竖直上方。
2结果与分析
射箭整个动作技术可分为准备阶段、基本阶段、结束阶段三个动作阶段，由于采集时间的限 制，本研究只对射箭基本阶段中的开弓、固势与瞄准、继续用力与撒放动作技术进行分析。
2.1开弓阶段 开弓动作是举弓动作的继续，在持弓臂伸展的基础上拉弓臂后伸，背部肌群的收缩和拉弦臂 肩带内收肌群的力量将弓沿箭线拉开。开弓的技术规范是保持身体姿势，特别是前臂和躯干 的角度不变。拉弓臂以肩关节为圆心，以上臂长为半径做圆周运动，外观是肘的引伸，实际 是以背肌开弓，拉弦手的手指、手背、手腕并不用力。拉弦手要沿箭线直接靠向颌下，不可 去迎合弓弦和拉弦手。
2.1.1拉弦手运动情况 图1所示前四名受试运动员开弓阶段拉弦手在不同平面上的位移情况。从图1可以看出，运动员拉弦手在水平面内的运动并不是直接向后的，而是在向后拉弦开弓的同时均有向 左（靠内）方向的运动，说明此时运动员向内拉弦靠向颌下。拉弦手在矢 状面内的运动也不是水平向后的，而是向后拉弦的同时有向下运动的现象，且多数运动员是 向下运动到一定位置后又有上挑动作出现（如图1矢状面中B、C、D三名运动员）。图中所示 拉弦手 的运动与技术要求是不符的，因为开弓阶段拉弦手除了应沿箭线向后运动外不应向任何方向 运动，否则瞄准面将有可能发生偏离，导致在固势瞄准阶段需进一步调整。
2.1.2持弓臂运动情况 图2所示A和C两名运动员持弓手开弓阶段在三个方向上的位移情况。从图中可以看出， A运动员在三个方向上的位移均无规律，不但在垂直方向和左右方向上飘忽不定，甚至在前 后方向上也由前向后移动了近4 mm，说明该运动员持弓臂撑弓能力不足，表现为极不稳定 的持弓技术。而C运动员持弓手在开弓阶段的运动虽也有变化起伏，但相对而言比较平缓稳 定。该运动员持弓由左向右、由上向下开弓瞄准，在前后方向上略有后移。图2是本研 究中持弓手在开弓阶段运动最无规律和最有稳定规律的两名运动员，其他运动员持弓手动作 介于这两名运动员之间。
2.1.3躯干运动情况 开弓阶段运动员躯干应保持稳定。本研究将两肩连线和两髋连线的交角定义为躯干扭转角， 并用这一指标评价运动员躯干上下两部分的相对扭转运动。从图3中所示A、D、E3名运动员 在开弓阶段躯干扭转角度变化可以看出，多数运动员躯干在开弓阶段一直在扭转。本研究中 躯干扭转幅度平均为4.4°，最大幅度为6.1°，只有一名运动员躯干几乎没有扭转，扭转角 度仅为0.2°。开弓阶段躯干扭转的原因是由于肩背部肌群收缩用力撑弓拉弦，当用力不平 衡时两肩产生相对于下身的扭转动作。
除了躯干扭转动作外，本研究运动员开弓阶段躯干还有不同程度的晃动。图4显示本研 究A和C两名受试运动员开弓阶段躯干在水平面内的移动情况。从图中可以看出，不同运动员 身体晃动趋势并不相同。但X方向运动要远大于Y方向运动。由于X方向是水平面内垂直于箭 线的方向，也即运动员站立时的前后方向，因此图中曲线显示运动员在开弓过程中躯干的 运动主要向前移重心，移动幅度平均为5.8 mm，而在运动员左右方向，即箭线方向的运动幅 度不大，平均为1.2 mm，且有的运动员向左（前）运动，有的运动员向右（后）运动。 图3开弓阶段躯干扭转角度变化图4两名运动员开弓阶段躯干在X、Y方向上的位移
2.2固势与瞄准 固势是开弓动作的延伸，是动作形成的关键一环，是射好一支箭的基础。其结构的规范与否 直接关系到命中率，所以固势动作的质量一定要高。图5所示运动员右肘关节在开弓向固势过渡过程中的位移情况，从图中可以看出，运动员右 肘向后运动的速度在开弓阶段较快，而固势阶段速度明显下降但并没有停顿。 固势动作缓慢接近停止，因此随着固势时间的延长，相关肌肉可能会出现松弛的现象。
据比赛现场观测统计，运动员低环位中靶的箭往往瞄准时间偏长。而瞄准时间偏长，往 往是由于瞄准动作不顺利，动作不协调造成的。从肌肉收缩的松弛特性来分析，当瞄准时间 偏长时，射箭用力的诸肌肉中的弹性成份会产生松弛现象。此时，虽然运动员主观感觉上仍 保持原先的用力状态，或加力进行瞄准动作，但实际上拉弓或推弓力已因松弛特性而有所下 降。瞄准时间偏长的箭，肌肉用力受到松弛特性的影响较大，是瞄准时间偏长的箭命中环位 偏低的另一个原因。本研究中运动员平均固势瞄准时间为3.54 s，最少为2.50 s，最多为4. 30 s。 2.2.1两臂用力分析 开弓、继续用力动作，就是两臂通过肌肉用力，抵抗和克服弓的弹性力的作用，使弓的 拉距不断扩大的肌肉用力过程。因此射箭时的两臂用力形式与弓的弹性力的作用形式相适应 。
由于弓的弹性力对持弓臂产生压力与内合力的作用。因此持弓臂相应产生推力与抗内合 力。持弓臂所产生的推弓力合力并非沿着持弓臂纵轴发生推力，而是与纵轴形成一定大小的 夹角。这样才能很好地克服弓的弹性力的作用，将弓稳固地支持住。该力产生两个分力，一 个分力沿着持弓臂纵轴，抵抗和克服弓的弹性力的压力作用；另一个分力与持弓臂纵轴垂直 ，抵抗克服弓的弹性力的内合力的作用，所以亦称抗内合力。
推弓力是由持弓臂肩部的前锯肌收缩，使肩胛骨产生外展（远离脊柱）活动，使肩胛骨 稳固地固定在合适的位置，通过肩胛骨的肩关节面对持弓臂产生推力。抗内合力是通过持弓 臂肩关节的三角肌后份的收缩力，使持弓臂产生水平伸的动作趋势，产生抗内合力，将持弓 臂固定在合理的持弓位置。
为了抵抗弓的弹性力的作用，将弓拉开，拉弓臂通过勾弦手指对弓产生拉弓力。所以拉弓力 也称开弓、继续用力动作的动力。拉弓力也可以分解为沿着拉弓臂上臂的纵轴，背向肩关节 的一个分力来抵抗弓的弹性力的压力的作用，另一个分力与上臂纵轴垂直，它是克服和抵抗 内合作用，其作用是使弓的拉距不断地增大，所以该力是开弓、继续用力动作中起主要作用 ，也是开弓的动力。由解剖学知识，不难了解到，前一分力主要由前锯肌收缩力产生的。后 一分力主要由三角肌后份收缩力产生的。
2.2.2拉弦手运动 图6所示4名运动员固势阶段拉弦手在水平面和矢状面的运动情况。图中看出， 在水平面内，虽然拉弦手一直保持向后运动，但仍同时具有向左或右（即向内或向外）的运 动，有的运动员还十分明显。拉弦手在向后运动的同时还伴随着向下 运动。在固势时拉弦手需要继续用力，人弓系统在动态中瞄准撒放，但拉弦手幅度过大或不 平缓的运动显然是不合理的，特别是在左右和上下方向的运动，将影响箭线的方向，给瞄准 造成困难。图6固势阶段拉弦手水平面上、矢状面的位移情况
2.2.3持弓臂的运动 开弓、继续用力动作阶段，弓的拉距是在不断扩大的。因此作用于运动员两臂的弓的弹性力 也相应增大。
射箭时运动员的持弓臂手会在前后方向、左右方向及上下方向上产生位移。从图7中可以看 出，多数运动员的弓在固势阶段有向后运动的现象，说明运动员前撑用力并不积极。有的运 动员在固势阶段后期弓还有忽前忽后、左右晃动的现象。例如F运动员虽然向后运动幅度很 小，但整个固势阶段出现了两次向前向后和向左向右的反复。运动员A的弓一直较大幅度的 向后运动，联系图6中其拉弦手的运动状况可以发现，在固势阶段该运动员具有整体向后运 动的趋势。以上情况说明，持弓臂的前撑用力技术尚有待完善。
除运动员F外（图7），多数运动员弓在上下方向的运动幅度很小。显然，F运动员在固势 过程中弓晃动明显。
在运动幅度上，运动员在左右方向平均移动56 mm，最大70 mm，最小43 mm；在前后方向上 平均移动4.2 mm，最大5.5 mm，最小3.1 mm；在上下方向上平均移动8.7 mm，最大为105mm，最小为6.7 mm。显然在运动员主要为箭线方向的移动。这一结果可说明两方面情况：一 方面说明瞄准开始时，准星在上下方向较靠近靶心，而在左右方向上则较远离靶心。因此瞄 准动作在左右方向上的移动要大于上下方向上的移动；另一方面说明，依据肩部肌肉配布情 况，决定了持弓臂在上下方向上容易稳定，而在左右方向上，活动较大，不易稳定。所以测 试结果表明，左右方向上位移量要大于上下方向上的位移量。以上状况是否合理，有待进一 步分析。
另外从对弓上下两个标志点之间的相对位移研究发现，在固势瞄准阶段弓上下两点之间相对 位移极小，说明弓在这一阶段的变形可以忽略不计。综合弓在三个方向的位移可以说明，固 势阶段影响弓的稳定性的因素主要是平动，它对箭的准确性产生一定影响。而弓的转动和变 形对稳定性的影响极小，几乎可以忽略。
2.2.4躯干运动 躯干保持稳定是固势瞄准的基础。图8所示固势阶段运动员躯干扭转情况。联系开弓阶段运 动员躯干扭转情况和图8中曲线变化可以看出，开弓阶段躯干发生扭转的运动员在固势阶 段继续保持扭转动作，但在固势阶段后期扭转停止，而开弓阶段躯干没有扭转的运动员在固 势阶段依然保持躯干无扭转运动。
在固势阶段，本研究运动员躯干扭转幅度平均为1.5°，最大为2.3°，最小为0.3°。
图9是本研究两名运动员固势瞄准阶段躯干在前后和上下方向的运动情况。不同运 动 员躯干运动方向并不相同，运动幅度也有一定差别。瞄准动作是通过身体多环节精细、协调 配合运动情况下完成的。它并不要求运动员在瞄准的一开始就力求“对准”靶心并稳住不动 地等待撒放。如果这么做，会使瞄准动作僵化。由于人体生理、心理、肌肉收缩等多方面因 素的影响，要想保持躯干绝对不动是不可能的，与其肌肉紧张身体僵硬的试图保持躯干固定 ，不如使其平稳的运动，并在运动中瞄准、撒放。因此，固势阶段躯干向某一方向平稳的运 动是提高瞄准质量的基础，合理的做法，是要求运动员在瞄准的开始时，有规律对准靶心附 近某一位置，然后用平稳的动作，较快的速度、准确地向靶心逼近，并在运动中进行撒放。
同开弓阶段一样，运动员躯干在其前后方向（X方向）运动的幅度要远大于在其左右方向（Y 方向）上的运动。本研究中运动员在固势阶段身体在前后（X方向）移动的幅度平均为8.6 m m，最大为11.5 mm，最小为6.1 mm，在左右（Y方向）移动的幅度平均4.7 mm，最大为6 .3 mm，最小为3.4 mm。图9两名运动员固姿瞄准阶段躯干在X、Y方向上的位移
2.2.5人弓整体运动情况 固势瞄准阶段虽然要求身体相对“固定”，但不是绝对不动，相反，在瞄准时还要强调 继续用力不能停顿。因此，身体与弓的运动形式将对能否高质量瞄准撒放产生重要影响。图 10显示了本研究中一名运动员在开弓、固势瞄准和撒放过程中两髋中点、两肩中点、 头和弓中部点四个位置在不同方向上的运动情况。从图中可以看出该运动员在各个方向均没 有做到人弓运动同步。在X方向弓和两髋中点运动基本同步，但却与头和两肩中点的运动方 向相反。在Y方向，开弓阶段头与其他三点运动方向相反，在固势前半阶段四点运动同步， 但到后半段两髋中点的运动方向与其他三点运动相反。在Z方向，人体上三点运动基本同步 ，但弓的运动呈波浪式下降。本研究其他运动员人弓运动情况与其近似，只是在运动幅度上 略有差异。
图11是A运动员持弓臂各关节点和弓在整个开弓、固势阶段在三个方向上的位移情况 。在X方向和Y方向开弓和固势前半段各点运动同步性较差，但固势后半段已基本做到同步运 动，说明该运动员能及时调整持弓臂各肌肉力量的分配，保持持弓的稳定。在Z方向除肩关 节外，持弓臂肘、腕、手和弓四点位移基本同步，都是呈波浪式下降。这说明该运动员持弓 臂腕肘关节固定良好，但肩关节稳定性较差。本研究其他运动员也有类似的现象发生，但幅 度稍小。图11A运动员持弓臂固姿阶段X、Y、Z方向位移
2.3撒放动作 由于红外光点运动分析系统不能记录运动员动作技术影像，因此本研究无法准确判定固势瞄 准与撒放动作之间的特征画面，同理也不能准确判定撒放瞬间画面。因此，本研究反复观察 研究运动员动作技术和红外光点记录数据之间的关系，以弓上标志点位移的突然变化作为撒 放时刻。
观察拉弓臂勾弦手上的红外光点检测资料发现，拉弦手撒放过程中普遍存在短暂的向前，即 向拉弓动作相反方向的移动。其位移幅度平均为4.5 mm，最多为9.7 mm，最少为1.3 mm，经 历时间平均为50 ms。图12中是本研究两名运动员撒放前后钩弦手在前后方向的位移曲线。 从中可以看出，瞄准阶段钩弦手平稳持续地向后运动，但在撒放前后却有短暂且明显的向前 运动，之后才是撒放后手的向后运动。由于不能准确判断撒放时刻，因此我们也不能判定钩 弦手的这种运动是撒放前特别忌讳的“松撒”错误，还是撒放后“反向”运动。图12拉弦手撒放前后在前后方向的位移
“松撒”不但会减少箭发射的能量，而且破坏了原先的瞄准状态，对箭命中环位造成不利影 响。但从对射箭动作的不利影响来讲，“反向”运动与“松撒”的不良影响的性质是一样的 ，只不过是在动作的大小程度上有差异而已。因此“反向”运动与“松撒”是同类性质的不 良动作，但它却普遍存在，因此这一现象应引起我们的重视 与研究。
3结论
1) 本研究应用Qualisys红外光点测试系统对射箭技术中人、弓微小运动进行了细致的记录 与描述。由于红外光点测量系统的测量采样频率及分辨率极高，测试误差小，因此该测量手 段可作为射箭技术特别是运动员和弓稳定性的测量与研究的理想手段。
2) 固势阶段影响弓的稳定性的因素主要是平动，它对箭的准确性产生一定影响。而转动对 稳定性的影响极小，几乎可以忽略。
3) 受试运动员在撒放前后普遍出现“松撒”和“反向”运动的现象。
4) 多数运动员在固势阶段很难做到人弓整体，持弓臂和身体的运动并不同步。
篇7
【关键词】 心肌保护;电-机械耦联;钾
comparative study on carotid aortic vascular sensitivitybetween human and rats
guan yu-long1, dong pei-qing2, wan cai-hong2, yang jing2, he mei-ling2
(1.department of cardiopulmonary bypass,cardiovascular institute and fuwai hospital,
chinese academy of medical sciences & peking union medical college,beijing 100037;
2.department of cardiopulmonary bypass,beijing anzhen hospital,capital university of
medical sciences, beijing heart, lung and blood vessel medical institute,beijing 100029,china)
abstract: objective aortic vascular sensitivity was compared between different species to search for possible causes of significant discrepancy between basic experiments and clinical observations. methods carotid arteries were harvested from anesthetized wistar rats and cadavers who died within 2 hours . the response to 68mmol/l kcl and noradrenalin was assessed for observation of vascular sensitivity to electromechanical coupling vasoconstrictor and receptor-mediated vasoconstrictor between rats and human. results (1) the arterial rings of rats possessed swift and repetitive response to 68 mmol/l kcl. the tension of rings restored to baseline when the rings were washed with fresh krebs-henseleit solution. the arterial rings of cadavers had persistent vasoconstriction and the tension did not restored after the incubation solution was switched into fresh krebs-henseleit solution. (2) the arterial rings from rats and cadavers possessed similar response to noradrenalin and sodium nitroprusside.conclusion human and rats have similar receptor-mediated vasoconstriction mechanism. the response to electromechanical coupling vasoconstriction is different between human and rats, which indicats human and rats possess different channel characteristic. so those may be the primary cause of significant discrepancy between basic experiments and clinical observations.
key words： cardioprotection;electromechanical coupling;potassium
体外循环(cardiopulmonary bypass,cpb)心脏直视手术的患者，在围术期会受到不同程度的干扰和损伤。为减轻术后脏器功能不全的发生，学者们曾应用不同实验动物进行了大量的实验研究，但我们发现，有些在动物实验中应用的方法和技术在临床应用时结果不尽相同。本实验通过比较大鼠和人体动脉血管的生物力学特性，揭示不同种属间组织结构和功能方面的差异，从而为临床应用提供帮助。
1 材料与方法
1.1 实验材料 wistar 大鼠(清洁级，购自中国军事医学科学院实验动物中心 );人颈总动脉血管条(取自脑死亡供体)。
1.2 实验仪器 powerlab 4 腔张力检测仪;sartorius basicplus bp211d天平;jb-3型磁力搅拌器。
1.3 实验步骤
1.3.1 液体的配制 实验当日配制krebs-henseleit(k-h)溶液(mmol/l)：nacl 118，kcl 4.7，cacl2 2.5，kh2po4 1.2，mgso4(7h2o) 1.2，nahco3 25.0，glucose 11.0，ph 7.4;68 mmol/l k+溶液： kcl 68mmol，其他同k-h液;m199培养液：在无菌条件下配制m199 溶液(购自gibco brl公司)，放置于4℃冰箱中备用。
1.3.2 标本的制备 wistar 大鼠(体重250±10g，n=10)，10% 水合氯醛375 mg/kg 腹腔注射麻醉。取双侧颈总动脉血管，用眼科剪将血管条剪成3 mm长的血管环。取自人尸体的颈总动脉血管备用(n=10)，用眼科剪将血管条剪成3 mm长的血管环。
1.3.3 颈总动脉血管电-机械耦联反应测定 将制备好的大鼠、人颈总动脉血管分别悬挂于powerlab 4 腔张力检测仪的器官室挂钩上，调定大鼠血管基础张力为1.5 g，人颈总动脉血管基础张力为3.0 g，维持基础张力平衡1 h。分别在器官室内加入68 mmol/l k+溶液，连续记录血管张力，观测动脉血管对高钾的反应性，直至最大张力达平衡。使用k-h 液进行换液，使得血管张力降至基础水平。重复上述刺激3次。
1.3.4 颈总动脉血管α受体介导的血管收缩及非内皮依赖性舒张反应测定 血管平衡1 h后，大鼠血管使用68 mmol/l k+溶液进行预处理3次，人颈总动脉血管无须预处理，分别在器官室内加入10-5 mol/l的去甲肾上腺素。血管张力达平台期后加入10-5mol/l的硝普钠。
1.4 统计学处理 应用spss 13.0统计软件进行统计分析，记录两组不同血管材料在不同刺激条件下张力随时间的变化值。两组数据进行t检验，用±标准差(±s)表示。p<0.05为差异有统计学意义。
2 结 果
2.1 颈总动脉血管电-机械耦联反应结果 加入电-机械耦联收缩刺激剂68 mmol/l k+溶液后，大鼠颈总动脉血管张力缓慢上升，并在1 h内达峰值。以k-h液冲洗3次后，血管张力迅速下降，并在30 min内恢复至原有基础张力水平(1.52±0.03)g，与基础张力(1.52±0.02)g相比，p>0.05。再次加入68 mmol/l k+溶液，血管张力再次上升。电-机械耦联反应刺激具有可重复性，见图1。而人颈总动脉血管张力缓慢上升，并在1 h内达峰值。以k-h液冲洗3次后，血管张力无改变(7.51±0.19)g，与基础张力(2.52±0.04)g相比，p< 0.01，见图2。
2.2 颈总动脉血管α受体介导的血管收缩及非内皮依赖性舒张反应结果 受到10-5 mol/l的去甲肾上腺素刺激后，大鼠颈总动脉血管张力急速上升，20 min内即基本达峰值，之后缓慢上升，连续性观测1 h血管张力无衰减。加入硝普钠后，血管张力急速下降，在20 min左右即达基础张力水平(1.43±0.13) g，与基础张力(1.53±0.05)g相比，p>0.05，见图3。人颈总动脉在去甲肾上腺素作用下血管张力缓慢上升，30 min内达峰值。加入硝普钠后，血管张力缓慢下降，在30 min达基础张力水平(3.21±0.28)g，与基础张力(3.06±0.13)g相比，p>0.05，见图4。
3 讨 论
在心脏直视手术中，cpb和心脏停搏为心脏和大血管手术提供了安全的保证。但在心脏停搏期间，心肌的缺血缺氧导致再灌注损伤的产生，部分患者在体外循环后发生心功能低下、心律失常等，影响了手术的顺利恢复。为此，学者们在心肌保护方面展开了大量的研究和探索，包括心脏停搏液的改良、灌注方式的改进、心肌损伤机制的探索等[1-6]。但是文献中有关心肌保护的研究结果并不一致。在动物实验中得到较好结果的一些心肌保护药物(如腺苷等)，在临床观察中并没有明显增强心肌保护的效果[7-8]。动物实验中发现的缺血预处理技术，在动物实验中可以明显改善之后心肌耐受缺血缺氧的能力，但在临床实验中也是不能得到验证[9]。这种动物实验与临床观察结果之间的巨大差异越来越受到学者们的重视，但具体机制尚不明确[10-11]。
本研究选择大鼠和人类动脉血管作为实验材料，从血管生物力学角度研究可能造成心肌保护基础实验与临床观察差异的可能原因。本组实验由于采用了powerlab 4 腔张力检测系统，压力传感器的设置较传统电生理检测装置有很大改进，采用了计算机模拟量到数字量转换(a/d)系统，敏感度大大提高。
血管平滑肌细胞受到刺激兴奋后，通过肌细胞特有的兴奋-收缩耦联机制产生收缩反应。在基础实验中，一般采用高钾作为电机械耦联反应的刺激剂，其浓度从30 ～ 100 mmol/l不等，68 mmol/l k+溶液是比较常用的一种。据报道，68 mmol/l k+溶液可以在不同动物的不同血管产生强烈的收缩效应，并且没有脱敏现象。去甲肾上腺素作用于α肾上腺素能受体，受体分布广泛，因此是药理机械耦联反应实验中最常用的试剂之一，因此，选用这两种试剂作为生物力学实验的刺激剂。加入硝普钠观察血管的非内皮依赖性舒张反应。在电机械耦联实验中发现，大鼠对高钾有较强的耐受和调节能力，大鼠血管张力在去除刺激因素后迅速下降，说明细胞内存在快速的钙通道调节机制，从而降低细胞内钙离子浓度，引起血管张力下降。但其具体机制尚需要进一步的实验证实。在药理机械耦联反应实验中，人体血管与大鼠具有相似的α受体介导收缩反应和非内皮依赖性舒张曲线。但是人体血管上升(收缩)和下降(舒张)曲线更为平缓，说明收缩和舒张强度低于大鼠。这可能提示人体对药物具有一定的抵抗和适应能力。
尽管动物实验中经常采用高钾进行反复刺激，进行血管生物力学的检测。但是检测也显示，暴露于20 mmol/l的高钾溶液，冠状动脉内皮细胞一氧化氮的释放并未受到影响，但是内皮细胞衍生的超级化因子(edhf)介导的舒张作用减弱[12]。本组实验则通过生物力学的角度直接证实了高钾的这种不利影响。人颈总动脉受到68mmol/l k+溶液刺激后，血管张力持续增高，改变细胞外k+浓度并不能使张力降低。这说明高钾对人体血管的不良影响较大鼠更为明显，人与动物血管调节钾代谢的机制存在明显差异。这种现象在临床上将会明显影响心肌保护的效果，表现在：① 高钾引起心肌血管痉挛，影响心脏停搏液的均匀分布，使部分心肌代谢活动持续存在，加重心肌缺血。② 钙内流导致细胞内钙超载。由于心肌收缩最终都是改变细胞内ca2+的浓度。高钾刺激引起的血管张力持续增加说明，细胞内ca2+浓度较高，细胞会调动质膜上的通道或通过耗能的ca2+泵，从而调节细胞内的钙浓度。但这些过程大多数都是耗能过程，会加重细胞缺氧。③ 心肌血管的挛缩影响复灌后血液的复流。④ 影响复灌后正常电机械活动的恢复。由于细胞外高钾本身对心肌电活动的产生和传导有影响，如果复灌后血运恢复不畅，也会间接导致心律失常的发生。
因此，根据本实验结果，有必要在进一步的实验中探索大鼠和人体血管电机械耦联反应差异的内在因素，将对心脏停搏液的改良起到有益的指导作用。在选择心肌保护的实验模型和实验设计时，应考虑不同种属的差异性。
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篇8
【摘要】 目的 分析不同螺纹深度微小种植体骨界面的生物力学变化，为微小种植体的设计和临床应用提供科学的理论依据。 方法 采用ANSYSWorkbench有限元软件，建立不同螺距深度的六个三维有限元模型，分别在模型上计算出不同螺纹深度的微小种植体骨界面的VonMises应力及位移分布状况。 结果 不同螺纹深度的微小种植体VonMises应力及位移的分布均集中于种植体颈部骨皮质区，种植体的VonMises应力值及位移值均较小。螺纹深度的不同对微小种植体骨界面VonMises应力值、位移值有影响，螺纹深度为0.2 mm的微小种植体VonMises应力峰值、位移峰值最小。 结论 本实验建立的微小种植体骨组织三维有限元模型具有良好的几何相似性，可对微小种植体及其支持骨组织进行精确的生物力学分析，螺纹深度为0.2 mm的微小种植体具有较好生物力学特性。
【关键词】 模型，解剖学; 牙应力分析; 生物力学; 牙种植; 牙种植体; 有限元分析
A ThreeDimensional Finite Element Analysis on the Influence of Different Depth of Thread on Biomechanical Properties of MicroImplantBone Interface
LIN Dong， LIN Shan， CHEN Jiang，GUO Jinquan
1. Department of Stomatology， Fujian Provincial Frontier Defense Corps Hospital， Fuzhou 350003， China;
2. Department of Stomatology，The First Affiliated Hospital，Fujian Medical University， Fuzhou 350005， China;
3. Department of Stomatology，The Affiliated Stomatological Hospital， Fujian Medical University， Fuzhou 350002， China;
4. College of Mechanical Engineering and Automation， Fuzhou University， Fuzhou 350108， China
ABSTRACT: Objective To establish threedimensional finite element models for microimplantbone and to analyze the influence of different depth of thread on the biomechanical characteristics of microimplantbone interface， with the purpose of providing scientific theoretical basis for the design and clinical application of microimplants. Methods By using the commercial code of ANSYSWorkbench software， threedimensional finite element models of microimplantbone complex were built up to analyze the influence of thread of different depth on the biomechanical properties of microimplantbone interface. Results In all the cases， both the VonMises and displacement focused on the cortical area of cervix of the microimplants. The values of VonMises stress and displacement were very small. Different depth of thread influenced the values of VonMises stress and displacement. The depth of the threaded implant of 0.2 mm resulted in the minimum stress and displacement values. Conclusion The threedimensional finite element models for microimplantbone established in the study show favourable geometrical similarity， which can help to make a detailed biomechanical analysis of microimplants and their supporting bone tissue. The microimplant with thread of the depth of 0.2 mm would have better biomechanical properties.
KEY WORDS: models， anatomic； dental stress analysis； biomechanics； dental implantation； dental implants; finite element analysis
目前临床上使用的微小种植体多为螺纹型种植体，对于微小种植体螺纹形态的研究较少。本文运用三维有限元法探讨不同螺纹深度微小种植体骨界面的VonMises应力和位移分布的特点，以期寻找出微小种植体适宜的螺纹深度，为种植体的设计和临床应用做参考。
1 材料和方法
1.1 微小种植体
骨组织三维有限元模型建立
1.1.1 微小种植体三维实体模型建立
参照文献[1] 设定微小种植体外形：微小种植体为外径1.5 mm，长度11 mm，螺纹顶角60°，螺距1.0 mm的刃状螺纹圆柱形螺钉，设定种植体植入骨组织长度为8 mm。按照上述尺寸，以螺纹深度为变量，利用SOLIDWORKS画图软件绘出螺纹深度为0.1 mm、0.15 mm、0.20 mm、0.25 mm、0.3 mm、0.35 mm6个微小种植体三维实体模型。
1.1.2 骨组织三维实体模型建立
骨组织外形的设定将其简化为长方体骨块尺寸：长度10 mm，宽度10 mm，高度15 mm。长方体骨块上部设置为皮质骨层，下部设置为松质骨层，皮质骨层厚度为1.6 mm、松质骨层厚度为13.4 mm。按照上述尺寸，利用SOLIDWORKS画图软件绘出骨块三维立体几何模型。并在骨块中以六个微小种植体实体模型的螺纹形态分别绘制出包含不同螺纹形态的种植窝的6个骨组织三维实体模型。
1.1.3 微小种植体
骨组织三维实体模型的建立 微小种植体的实体模型与骨实体模型在SOLIDWORKS软件内装配形成微小种植体骨组织的三维实体模型，利用ANSYS软件的CAD数据接口，将SOLIDWORKS软件生成的实体模型文件直接导入ANSYSWorkbench有限元软件进行有限元分析。
1.2 实验设计
微小种植体及骨皮质材料均设置为线性、弹性、各向同性的均质连续材料，材料受力变形为小变形，种植体和骨组织之间为100%的骨结合。
1.3 材料力学参数
微小种植体材料设为钛，其弹性模量为103 400 MPa，泊松比为0.34，骨皮质弹性量为13 700 MPa，泊松比为0.33，骨松质弹性模量为1 500 MPa，泊松比为0.30。
1.4 边界条件
在简化的模型上设定边界条件，由于微小种植体周围硬组织设定为连续体，所以在约束中，除了微小种植体植入的1个面以外，骨模型长方体的其余5个面节点全部约束。
1.5 定义单元属性及网格划分
种植体及骨的单元类型均设置为solid187。用ANSYS自适应网格划分功能对模型进行智能尺寸网格划分，结合手动调节单元大小数值，使种植体、骨块几何尺寸不受单元划分的影响，生成微小种植体骨组织三维有限元模型。
1.6 载荷条件
在距微小种植体头部1.25 mm处加载载荷为150 g，与微小种植体长轴夹角为60°的斜向下的力。
2 结 果
2.1 微小种植体应力值
微小种植体的VonMises应力主要集中在种植体骨界面的颈部1.6 mm骨皮质处，VonMises应力值较大，应力衰减明显，在松质骨区内应力值很小，应力衰减缓慢，螺纹深度为0.2 mm的微小种植体VonMises应力峰值最小（表1）。表1 不同螺纹深度微小种植体骨界面VonMises应力值（略）
2.2 微小种植移值
微小种植体颈部骨皮质区有较大的位移值，位移值衰减明显，在松质骨区位移值较小，位移值衰减缓慢， 螺纹深度为0.2 mm的微小种植移峰值最小（表2）。'表2 不同螺纹深度微小种植体—骨界面位移值（略）
3 讨 论
国内外学者围绕着何种形态结构的种植体才具有最佳的生物力学效应做了较多研究，大部分学者倾向于选择螺纹型种植体[13]。与传统的柱状种植体相比，螺纹型种植体具有机械锁结固位作用、表面积大的特点，有利于骨愈合。对已发生骨结合的种植体，螺纹设计能将轴向的拉或压应力载荷，通过螺纹斜面以压应力方式传递到周围骨质，有利于骨结合界面的长期维持稳定[4]。Hurson等对螺纹种植体进行了工程力学分析，系统阐述了螺纹设计原则、材料强度、力学疲劳分析并提出了螺纹的设计标准[5]。兰则栋等认为刃状螺纹种植体的骨界面应力最小，刃状螺纹型种植体比较适合做口腔支抗种植体[6]。研究表明，种植体的螺纹形态对种植体骨界面应力分布有较大的影响。以往的研究多以牙种植体作为研究对象，牙种植体的直径3～5 mm、长度7～18 mm，微小种植体临床应用直径一般在1.2～2.3 mm、长度5～14 mm，两者在直径上存在巨大差异，在载荷方面牙种植体承载的是咀嚼力，力值较大，而微小种植体多为持续水平向力和斜向力，力值较小。
本组结果提示，随着微小种植体螺纹深度的增大，种植体的VonMises应力峰值未呈明显的线性递增趋势。但最大应力峰值与最小应力峰值相差1.296倍，说明不同的螺纹深度对微小种植体骨界面VonMises应力有影响。以螺纹深度0.2 mm种植体的VonMises应力峰值为最低。随着微小种植体螺纹深度的增大，种植体的位移峰值未呈明显的线性递增趋势，但最大位移峰值与最小位移峰值相差1.17倍，说明螺纹深度的不同对微小种植体骨界面位移值有影响。以螺纹深度0.2 mm的位移峰值为最低点。临床上种植体松动、脱落是种植失败的常见结果。微小种植体与牙种植体相比种植失败最大的不同是折断，这是由于微小种植体体积小，应力集中所造成的。从机械力学的角度来看，微小种植体在直径不变的情况下，随着种植体螺纹深度的增大，种植体的内径将减少，其抗折性就减小。从实验结果上看，微小种植体螺纹深度的改变对微小种植体骨界面VonMises应力值和位移值有影响。由此可见无论从生物力学还是从机械力学的角度上看，临床上不宜选用螺纹深度过大的微小种植体。但螺纹深度过小种植体应力和位移也会增加，而且也减少了螺纹种植体与骨组织的机械固位作用。本实验表明，不同螺纹深度微小种植体在150 g正畸力作用下，微小种植体VonMises应力及位移的分布均集中于种植体颈部骨皮质区，种植体的VonMises应力值及位移值均较小，螺纹深度为0.2 mm的微小种植体的VonMises应力峰值和位移峰值最小，具有较好生物力学特性。
参考文献
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[4] Gapshi R，Wang H L，Mascarenhas P，et al. Critical review of immediate implant loading[J]. Clin Oral Implants Res， 2003，14(5):515527.
篇9
【摘要】 目的 通过应用解剖型股骨粗隆锁定钩板内固定系统（ALHP）固定股骨粗隆间不稳定性骨折的生物力学研究，探讨老年性股骨粗隆间骨折ALHP的生物力学性能和临床应用。方法 8具国人新鲜股骨标本进行ALHP和动力髋螺钉（DHS）固定后的生物力学对比测试。结果 两者载荷应变、载荷位移、强度和刚度、扭转力学性能、极限载能等统计学显示有显著性差异（P＜0.05）。结论 生物力学实验结果证明ALHP在抗张、抗压、抗弯、抗剪切方面明显优于DHS。ALHP设计合理，立体固定，整体稳定性高，有利于老年患者早期功能锻炼，防止各种并发症的发生。
【关键词】 股骨骨折；股骨粗隆；内固定；生物力学；钢板
Abstract： Objective To study the biomechanics of anatomical locked hookplate(ALHP) for treating instable intertrochanteric fracture for providing the basis of clinical application.Methods Eight pairs of fresh mature femor specimen were respectively fixed with anatomical locked hookplate system and DHS (dynamic hip screw)，and then biomechanical results of both were compared.Results The biomechanical comparison showed that there was significant statistical difference between the anatomical locked hookplate and DHS in loadstrain，loaddisplacement，strength and rigidity，the ability of antitorsion and ultimate bearing capacity（P＜0.05）.Conclusion ALHP has remarkable advantages over DHS in the ability of antitension，anticompression，antibending and anticut.ALHP has better design and stronger stability.It can make aged patients exercise early and reduce the incidence of complication.
Key words:femoral fracture；femoral trochanter;internal fixation;biomechanics;plate
股骨粗隆间骨折多发于骨质疏松的老年人，近年来其发病率呈显著上升趋势。其保守治疗需长期卧床，容易导致坠积性肺炎、泌尿系统感染及褥疮等严重并发症。国外文献报道老年股骨粗隆间骨折患者保守治疗的死亡率高达50%［1］，也有报告老年股骨粗隆间骨折非手术治疗组的死亡率要比手术治疗组高4.5倍［2］，而采用手术切开复位器械固定，则效果更佳［3］。作者于2006年开始研制解剖型股骨粗隆锁定钩钢板内固定系统（anatomical locked hook-plate internal fixation system，ALHP），经临床应用疗效满意，极大地降低了髋内翻畸形、肢体短缩和髋部疼痛等并发症的发病率。为了进一步论证本器械在治疗股骨粗隆不稳定骨折的优点，本文通过生物力学实验论证动力髋螺钉（DHS）和ALHP的生物力学性能，为临床提供科学的基础理论依据。
材料与方法
1 一般资料
采集老年骨质疏松标本8具，男性5例，女性3例；平均年龄70岁，体重68kg。标本先行剥离软组织，经X射线证实无病理缺陷、畸形、骨折或肿瘤病患者。标本封装储存于-40℃冰柜内保存。实验时逐级解冻。
2 标本的实验力学模型制作
所有标本用NORLAND公司生产的XR36型双能X线吸收骨质密度仪测定股骨粗隆间的骨质密度值。本文取骨质密度值0.76g/cm2以下者为骨质疏松标本，仿Evans股骨粗隆间骨折类型人工形成Ⅳ型骨折。将标本随机分为实验组（ALHP）和对照组（DHS）。模拟单足站立负重，考虑外展肌参与作用，在股骨头部及股骨干部布置应变片6枚（见图1）。
图1 股骨粗隆间骨折Evans分型及内固定
生物力学实验模型图标本在WE5生物力学实验机上加载，载荷级别分别为0、600、1200、1800N，加载速度为1.4mm/min。测量股骨粗隆部位及股骨干上应力分布及头部移位情况，以比较不同器械固定的生物力学性能。所有的标本模型、结构、材料力学性能、加载及手术创伤和固定方法尽量保持一致，以提高测量精度，并事先对股骨头的机械力学性能进行测量。
3 ALHP结构
在深入研究股骨近端解剖、复杂受力特征和治疗股骨粗隆间骨折各种内固定物优缺点的基础上，笔者设计了ALHP（见图2）。其结构包括：钩板、拉力螺钉、压定螺钉、锁定螺钉、加压螺钉。钩板主体为钩板体和粗隆钩，粗隆钩设有2个，以解剖形态钩抱粉碎的骨折块，压定螺钉可防止拉力螺钉松动退出。拉力螺钉为3枚空心螺钉，远端设置外螺纹，具有自攻功能。组合螺钉孔设有3～5个。本内固定系统特点为3根拉力螺钉固定于股骨头颈，把持力强，具有明显的分散应力的作用，防止螺钉应力集中对股骨头颈的切割。两个股骨粗隆钩固定股骨大粗隆粉碎性骨块，复位理想，固定坚强。股骨外侧钢板具有张力带作用，有效对抗剪切和旋转应力。各部分锁定装置维系整个系统的稳定性，防止骨折移位导致髋内翻畸形，有利于早期功能锻炼，防止各种并发症。
4 数据处理
应用统计软件SPSS 10.0进行统计学最小二乘法处理、t检验和方差分析，设显著性水平为P＜0.05。
结 果
1 载荷应变变化
股骨上的正常组（N）、ALHP固定组和DHS固定组载荷应变变化经生物力学测量（见表1）结果表明：（1）股骨张力侧（OS）ALHP系统固定比DHS系统平均应变小12%，统计显示具有显著性差异（P＜0.05）；（2）在股骨压力侧（IS）平均应变两者比较同样小11%，统计显示具有显著性差异（P＜0.05）；（3）股骨上压力侧的应变明显比张力侧大26%。
2 载荷位移变化
股骨粗隆间骨折在髋载荷作用下引起的位移为股骨头的下沉位移u和水平位移μ，测量结果见表2。
结果表明：（1）ALHP的下沉位移比DHS的位移小17%，水平位移小21%，并接近于正常组N，统计显示具有显著性差异（P＜0.05）；（2）粗隆间骨折断面张开角α，即使在1800N力作用下，ALHP系统只有2.31°，而DHS要产生3.36°，两者相差31%（P＜0.05）。
3 股骨粗隆间骨折固定的强度和刚度
股骨粗隆间骨折固定后的强度和刚度变化结果见表3。强度指股骨抵抗破坏能力的大小，刚度指股骨抵抗变形能力的大小。结果表明：（1）股骨粗隆间骨折固定后在髋载荷P=1200N力的作用下在股骨的外侧应力强度，ALHP系统比DHS高14%，内侧强度高13%，统计显示具有显著性差异（P＜0.05）；（2）从股骨粗隆间骨折固定后的轴向刚度（EF）和弯曲刚度（EJ）来比较，ALHP内固定系统比DHS分别高17%和23%，统计显示具有显著性差异（P＜0.05）。
4 剪断（cutout）试验结果
股骨粗隆间骨折固定最大的危险是在髋关节剪切应力作用下往往会产生剪断的危险，即在剪切力作用下产生剪切破坏、骨折部塌陷现象。根据所有样本在髋关节力500N时的剪断试验结果（见表4）表明：（1）ALHP剪切应力、粗隆间界面剪切力高于DHS的15%，统计显示具有显著性差异（P＜0.05）；（2）在相同载荷作用下，从股骨粗隆界面剪切位移来看，ALHP的移位与DHS的移位相差29%，即前者剪切刚度高于后者约40%。
5 抗扭强度试验结果
股骨由于前倾角的存在，会产生髋内翻、旋转松动和移位，根据所有标本的试验结果得到粗隆间骨折内固定的扭矩-扭角关系（见表5）。结果表明：（1）采用ALHP内固定系统其最大破坏扭矩为4.11N.M，相应扭角为3.45°，而采用DHS内固定系统其最大破坏扭矩为3.48N.M，相应扭角为4.10°，统计显示具有显著性差异（P＜0.05）。表1 股骨粗隆间骨折两种不同内固定载荷应变变化关系表2 股骨粗隆间骨折两种不同内固定载荷位移、转角变化关系表3 股骨粗隆间骨折两种不同内固定的强度 和刚度(P=1200N) 表4 股骨粗隆间骨折固定剪断(cutout)试验结果（髋关节力P=500N时，±s）
6 极限力学性能试验
股骨粗隆间骨折采用两种不同内固定后，按Evans分型进行极限力学性能试验。
结果表明：（1）股骨粗隆间不稳定性骨折，若以最严重的一种Evans IV型股骨粗隆间粉碎性骨折比较，采用ALHP内固定的极限能力为2160N，极限位移10.48mm，相对应DHS内固定的极限承载能力1768N，相应位移为11.32mm。两者比较相差18%，具有显著性差异（P＜0.05）。（2）按股骨粗隆间Evans分型不稳定性骨折分别试验结果为：Ⅱ型AALHP为3628N，DHS为2924N；Ⅲ型分别为2916N和2300N；Ⅳ型分别为2160N和1768N，均显示具有显著性差异（P＜0.05）。表5 股骨粗隆间骨折两种不同内固定扭矩扭角关系
讨 论
股骨粗隆间骨折尤其是老年人不稳定骨折手术后常常会出现髋内翻、下肢短缩及外旋畸形的并发症，究其原因大多为内固定器械不理想。如以前常用的鹅头三翼钉术后并发症高达30%～40%，角钢板钉也有不少并发症，髋内翻、松动移位时有发生［4］。国内常常将DHS动力髋螺钉视作为金标准，DHS通过股骨颈的拉力螺钉固定骨折近端，另一端为板状结构固定骨折远端，具有静力加压与动力加压的双重功效，能保持良好的股骨颈干角，结构牢固，抗弯能力强，治疗稳定性粗隆间骨折成功率达95%，因此临床上较为常用。但是对于粉碎性不稳定股骨粗隆间骨折，由于股骨颈后内侧皮质缺损，应力难以通过股骨距传导，内置物上应力增大，螺钉切割股骨头易导致钢板疲劳断裂、骨折不愈合或畸形愈合等并发症的发生，尤其是DHS有难以抗旋转的结构弱点，对骨折累及大粗隆、严重粉碎性粗隆下骨折，骨折线位于DHS进钉处时则更不适用。Simpson等［5］通过回顾性研究证实DHS的并发症为15%，尤其对于骨质疏松Evans IV型骨折的老年患者失败率更高。对此也有人采用改良型的双钉DHS，但有手术复杂，难度大，在同一股骨头颈内难以固定的缺点。
为此，我们设计了ALHP，有效地克服了上述DHS的不足，发挥整体结构的力学优势，形成几何不变的内固定系统，以拉力螺钉-锁定螺钉-钩板形成立体框架结构，加上锁定系统，坚强有力地构成了三维立体内固定系统。三根前倾10°、仰角135°松质骨拉力螺钉固定在股骨近端张力侧，恢复了张力骨小梁的连续性，静力加压使骨折断端嵌紧锚固，发挥了抗张力作用，相当于DHS动力髋优点，斜孔旋入尾端锁定的拉力螺钉使其紧贴股骨距，发挥了它的抗压作用，同时两钩合抱股骨大粗隆能提高抗弯能力达7～8倍之多，所以在这个意义上ALHP形成了立体锚固结构，发挥了股骨张力骨小梁、压力骨小梁、弯曲骨小梁的各自抗张、抗压、抗弯的作用。钩、板、钉共同承重使整个内固定系统达到了最优的重建力学体系。载荷应变和载荷位移变化实验证明ALHP内固定应力、应变分布均匀合理，而且固定牢固，对抗张应力、抗剪切、防止旋转的能力较强，并接近正常组，具有明显的优势，有效防止了股骨头旋转位移和髋内翻。加上我们设计了压定螺钉，有效地防止了退钉、松动、滑移的弊端。而在钉板的近端增加了两个锚钩，将不稳定骨折碎片牢牢合抱，发挥了整体力学优势，完整地重建了承重力学体系。股骨粗隆间骨折固定的强度和刚度以及抗扭强度试验证明ALHP维持股骨粗隆间骨折内固定的稳定性是有保证的，抗扭强度接近于正常组，明显高于DHS内固定系统。由于整体结构坚强、牢固，尤其防止股骨粗隆间骨折剪力cut－out的破坏，发挥了积极的对抗作用，剪断（cutout）试验结果说明ALHP抗剪能力强于对照组，有明显优势。极限力学性能试验证明使用ALHP内固定系统整体力学性能有较大的提高，充分证明使用本内固定系统具有整体力学性能优势，对股骨粗隆间骨折稳定性具有很好的支撑作用。ALHP立体固定结构有效地防止了髋内翻和旋转畸形并发症的发生。
ALHP上述一系列的整体结构经生物力学实验证实优于DHS，符合“AO”坚强固定原则，保障了老年性股骨粗隆间骨折术后的稳定性，使得老年性骨质疏松患者能早期功能锻炼，恢复肢体功能，有效地防止各种并发症的发生，具有广阔的临床应用前景。
参考文献
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篇10
生物物理学生理研究方法
国内的生物物理学教材， 多适用于物理、化学专业背景的学生。生命科学背景的学生，往往畏难于其中的公式，同时也由于公式和理论与生命现象的联系缺乏具体阐述，往往让人摸不着头脑。本书避免了以上缺憾，并且图文并茂，既可以作为教材，也可以用来自学。
本书共有12章，每章有4-10小节。各章的内容分别是：1. 我们身边的能量，能量的形式、环境能量、分子能量、分子能量吸收、能量传递、离子辐射、磁共振、声波；2. 分子相互作用，解离常数、启动子位置和自身免疫病、测量解离常数的方法、金属-分子配位键、氢键、非键分子相互作用；3. 扩散与直接转运，力与流体本文由收集整理、菲克扩散定律、布朗运动、离子和分子的生理扩散、分子马达、胞间物质转运；4. 能量生发，人体效能热力学、能量分子atp、adp和pi、磷酸肌酸、糖酵解、线粒体；5. 力与运动，肌肉长度-张力关系、应力饱和时的肌肉收缩、心肌和平滑肌的长度-张力关系、横桥循环的希尔方程、肌肉收缩、伸长与力量、钙依赖的肌肉传导速率、平滑肌销、肌肉张力瞬态、空腔器官的拉普拉斯定律、非肌肉运动；6. 负荷的承受，应力与限制、牙齿和骨骼、血管、肌腱、关节和软骨；7. 流体和空气的流动，流体特性、关节滑膜液、动脉血流、小动脉血流、粘度和凝血、动脉狭窄、动脉失对称：动脉硬化和闭锁，肺内气流；8. 生物物理界面：表面张力和膜结构特性，表面张力、表面活性剂与肺泡张力、膜磷脂、膜的曲率、膜蛋白与碳酸微环境、膜蛋白转运子、膜的组装、超声波成孔、膜扩散和粘弹性、膜的乙醇效应；9. 膜的电学特性，膜电势、戈德曼和能斯特方程、水的介电常数和表面结合、溶液中的诱导偶极矩取向、膜电场复合物解离、膜的电导性、心电图、通道离子选择性；10. 激动剂活性与药物分析，膜受体蛋白、药代动力学、量效曲线和希尔方程、胞内分子扩散与清除、统计分析、药物研发和罕见病；11. 稳定性、复杂性和非线性系统，系统控制、负反馈和代谢调控、正反馈、稳态模型、状态转换、非线性系统：分形和混沌，细胞凋亡；12. 总结。
本书作者patrick f. dillon是密西根州立大学自然学院的教授，具有30多年的教学经验，教授的学生涵盖了高中生到医学院研究生等多个层次，他因教学上的突出成就被授予大学杰出员工。
本书适合生命科学领域的大学生、教师及其他感兴趣的学者。
