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篇1

【關(guān)鍵詞】 骨盆環(huán)； 生物力學(xué)； 恥骨聯(lián)合分離； 力學(xué)試驗機

中圖分類號 R35 文獻標(biāo)識碼 B 文章編號 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

骨盆骨折病情嚴(yán)重，治療不當(dāng)?shù)脑捦霈F(xiàn)較嚴(yán)重的并發(fā)癥。據(jù)文獻[1-2]報道，骨盆骨折致死率為5%～20%左右，而致殘率卻高達(dá)50%～60%。因此，本研究通過對標(biāo)本骨盆進行生物力學(xué)研究，為治療提供一種能有效減少骨折損傷并發(fā)癥的生物力學(xué)依據(jù)，現(xiàn)報告如下。

1 材料與方法

1.1 一般材料

選取實驗室用一年內(nèi)尸體標(biāo)準(zhǔn)6具，其中男4具，女2具；死亡年齡35～54歲，平均（42.5±8.3）歲。所用標(biāo)本經(jīng)X線攝片均未有骨質(zhì)疏松等骨骼相關(guān)疾病。取標(biāo)本包括腰四及股骨近端三分之一之間的完整骨盆模型，除去皮膚、肌肉、結(jié)締組織，只保留髖關(guān)節(jié)囊、骨間韌帶、恥骨聯(lián)合及骨盆后方諸韌帶。

1.2 方法

1.2.1 單純垂直作用力 將制作好的模具放入夾具內(nèi)，模擬人體正常站立。以應(yīng)變花布置測試點，如圖1所示，選取20個觀察點（骶髂關(guān)節(jié)兩側(cè)）。將模具置于力學(xué)實驗機上，以10 N/S的垂直作用力作用于模具上，應(yīng)用應(yīng)變儀分別記錄模具在恥骨聯(lián)合正常、恥骨聯(lián)合分離1 cm、2 cm、2.5 cm時模具承受依次100 N/S、200 N/S、300 N/S、400 N/S、500 N/S作用力時的應(yīng)變值。每個模具實驗過程重復(fù)三次取平均值。

1.2.2 垂直作用力結(jié)合扭轉(zhuǎn)作用力 在對模具施以垂直作用力同時，向模具逆時針方向加以10～80 N/S的力，同時采集相應(yīng)的應(yīng)變值。

1.3 統(tǒng)計學(xué)處理

應(yīng)用SPSS 16.0統(tǒng)計軟件進行數(shù)據(jù)分析，正態(tài)分布的各統(tǒng)計指標(biāo)均以均數(shù)±標(biāo)準(zhǔn)差（x±s）表示，不同恥骨聯(lián)合分離數(shù)據(jù)作用于同一位點產(chǎn)生的數(shù)值比較應(yīng)用t檢驗，P

圖1 骨盆應(yīng)變花分布圖

2 結(jié)果

2.1 單純垂直作用

（1）恥骨聯(lián)合未分離：點1～3、6、7、9、10、13、14、17～19處隨垂直作用力加大時應(yīng)變值變化逐步增大（P0.05）。（2）恥骨聯(lián)合分離從1 cm逐步增大至2 cm時，點1～5、8～10、12、15～19處應(yīng)變值也隨之增大（P

2.2 垂直作用結(jié)合扭轉(zhuǎn)作用

隨著扭轉(zhuǎn)力增大，點1～3、13、14壓應(yīng)變值差異無統(tǒng)計學(xué)意義（P>0.05），拉應(yīng)變值逐步增大（P

2.3 前后環(huán)損壞與固定

恥骨聯(lián)合分離后，導(dǎo)致模具前環(huán)不穩(wěn)；而破壞骶髂關(guān)節(jié)、關(guān)節(jié)囊、切斷韌帶，模具后環(huán)不穩(wěn)。應(yīng)用鋼板固定恥骨聯(lián)合可穩(wěn)定前環(huán)（P0.05）。

3 討論

在所有骨盆環(huán)損傷患者中，高處墜落傷占絕大部分，患者在下肢著地骨盆環(huán)不僅僅承受來自垂直作用的作用力，往往帶有旋力[3-4]。故本研究除了選擇垂直作用的外力外，還加有逆時針扭轉(zhuǎn)作用力。在垂直作用力較小時，由于骨盆的結(jié)構(gòu)復(fù)雜性及牢固性，可以將垂直作用力均勻分散，故本研究在恥骨聯(lián)合未分離時，除了個別觀察點，幾乎所有觀察點應(yīng)變值隨著作用力的增加而增大，且主要體現(xiàn)在骨盆后環(huán)處（1～3、6、7、9、10、13、14）。前人研究骨盆后環(huán)承受大概60%的作用力[3]，本實驗結(jié)果與其吻合。恥骨聯(lián)合分離即“開書型分離”，主要是由于強烈的外旋暴力，所造成的危害是破壞了骨盆的正常結(jié)構(gòu)，故易行成各類并發(fā)癥，本研究分離恥骨聯(lián)合后發(fā)現(xiàn)，點1～5、8～10、12、15～19處應(yīng)變值也隨之增大，而點6、7處應(yīng)變值則隨之減小，說明分離后由于增大了骨盆環(huán)面積導(dǎo)致骶棘韌帶緊張，進而骶髂關(guān)節(jié)縫隙增大[5-12]。而隨著恥骨聯(lián)合分離到2.5 cm，骶髂關(guān)節(jié)縫隙進一步增大，當(dāng)韌帶斷裂時，兩側(cè)受力開始減小。故盆腔前環(huán)損傷可以引起骶髂關(guān)節(jié)功能障礙。而垂直結(jié)合外旋作用時，骶髂關(guān)節(jié)髂骨側(cè)（點4～7）受壓力逐漸增大，骶骨側(cè)收拉力減小，易發(fā)生挫裂。

本研究顯示，隨著扭轉(zhuǎn)力增大，點1～3、13、14壓應(yīng)變值差異無統(tǒng)計學(xué)意義（P>0.05），拉應(yīng)變值逐步增大（P

以往對骨盆骨折的治療往往采取保守治療或者僅僅內(nèi)固定恥骨聯(lián)合，本研究發(fā)現(xiàn)恥骨聯(lián)合固定后僅僅對前環(huán)穩(wěn)定性增強，并不影響后環(huán)，因此建議對于復(fù)雜骨盆骨折患者應(yīng)采取前后環(huán)協(xié)同固定，以加強骨盆的穩(wěn)定性，最大程度減少骨折后并發(fā)癥。

綜上所述，本研究通過對骨盆受力研究，加強了對骨盆損傷的認(rèn)識，對未來應(yīng)用微創(chuàng)治療骨盆骨折提供了理論基礎(chǔ)。

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篇2

[關(guān)鍵詞] 月骨;關(guān)節(jié); 韌帶; 生物力學(xué)

月骨居近側(cè)列腕骨中線,在腕不穩(wěn)定中起著非常重要的作用。與月骨相連韌帶是維系月骨及相鄰?fù)蠊情g正常解剖關(guān)系的重要結(jié)構(gòu)。其韌帶損傷后引起的月骨及相鄰?fù)蠊遣环€(wěn)定正逐漸被人們認(rèn)識并受到重視,目前特別是舟月不穩(wěn)定的治療,為手外科醫(yī)師所感興趣[1,2]。為了手外科學(xué)的發(fā)展需要,對與月骨相連韌帶進行了生物力學(xué)特性的測定。

1 材料與方法

1.1 材料 成人新鮮腕關(guān)節(jié)標(biāo)本14側(cè),右側(cè) 7例,左側(cè)7 例,供體年齡 18～40 歲,身高160～180 cm,雙側(cè)腕關(guān)節(jié)均未受外傷,經(jīng)X 線檢查證實標(biāo)本無骨性異常。 標(biāo)本冷凍保存,使用前充分解凍至關(guān)節(jié)、軟組織柔軟。

1.2 解剖觀察與生物力學(xué)測定 切開 14 個標(biāo)本腕關(guān)節(jié)囊,觀察舟月骨間韌帶、 月三角骨間韌帶、 橈月韌帶 、 尺月韌帶和橈舟月韌帶的形態(tài)、結(jié)構(gòu)。然后進行生物力學(xué)測定,首先對橈月韌帶、尺月韌帶和橈舟月韌帶的遠(yuǎn)側(cè)端月骨附著處不做處理, 近側(cè)端橈尺骨相應(yīng)部位鋸斷,保證韌帶的起止點完整。再對舟月骨間韌帶掌側(cè)部、舟月骨間韌帶背側(cè)部和月三角骨間韌帶進行處理和測量。對所測韌帶的遠(yuǎn)、近端附著骨用3.5 mm骨鉆分別鉆1骨孔,然后插入1根3.5 mm粗的斯氏針;放在SWD10型材料試驗機上以5 mm/min的定速率拉伸至韌帶斷裂,并測定斷裂時韌帶承受的最大斷裂強度和剛度。

2 結(jié)果

2.1 韌帶的解剖學(xué)觀察 舟月骨間韌帶和月三角骨間韌帶呈“C”形,半環(huán)形分布于舟、月骨和月、三角骨的掌、背側(cè)以及近側(cè),分為掌側(cè)部、近側(cè)部和背側(cè)部。其中背側(cè)部分較厚實、堅韌,以致密纖維結(jié)構(gòu)為主, 掌側(cè)部較寬、薄。近側(cè)部顯示有纖維軟骨樣成份。橈月韌帶、尺月韌帶、橈舟月韌帶由縱形排列的纖維組成,并與腕關(guān)節(jié)囊相移行。

2.2 韌帶的生物力學(xué)測定 與月骨相連韌帶的斷裂強度和剛度測試結(jié)果見表1。舟月骨間韌帶和月三角骨間韌帶為腕骨內(nèi)在韌帶,斷裂強度和剛度均很大,且月三角骨間韌帶則更大。舟月骨間韌帶背側(cè)部的斷裂強度明顯大于其掌側(cè)部,而剛度卻掌側(cè)部較大。尺月韌帶、橈月韌帶和橈舟月韌帶為腕骨外在韌帶,其中尺月韌帶和橈月韌帶的斷裂強度和剛度都較大,而橈舟月韌帶最小。月三角骨間韌帶的斷裂強度和剛度最大,與其他各韌帶比較,差異均有統(tǒng)計學(xué)意義(P< 0.05)。

3 討論

3.1 月骨與月骨相連韌帶的解剖學(xué)特性 月骨位于腕關(guān)節(jié)負(fù)荷傳導(dǎo)通道的中心。月骨外形比較規(guī)則, 掌面觀為四方形, 側(cè)面觀為半月形,近側(cè)凸面與橈骨下關(guān)節(jié)面構(gòu)成關(guān)節(jié),遠(yuǎn)側(cè)凹面與舟骨共同擁抱頭狀骨。月骨與舟骨之間有堅強的舟月骨間韌帶相連。在尺側(cè)月骨與三角骨形成關(guān)節(jié),其內(nèi)有最大斷裂強度的月三角骨間韌帶相連。對舟骨、月骨與三角骨及骨間關(guān)節(jié)起穩(wěn)定性作用。月骨與橈骨之間有橈月韌帶、尺月韌帶和橈舟月韌帶,為外在韌帶。橈月韌帶和尺月韌帶堅韌,加強了月骨及相鄰?fù)蠊堑姆€(wěn)定性。

3.2 生物力學(xué)特點與生理功能 骨的運動幅度和韌帶生物力學(xué)特點均與其承載的生理功能狀態(tài)密切相關(guān)。正常腕關(guān)節(jié)運動學(xué)進行過研究,發(fā)現(xiàn)在近排腕骨中,相對于橈尺骨而言,舟骨的運動幅度最大,三角骨次之,月骨最小;但相對于月骨,則舟骨的運動幅度較三角骨大[3]。這些都和韌帶的斷裂強度和斷裂形變有關(guān),即骨與骨之間韌帶的斷裂強度和剛度越大,兩骨之間的相對運動幅度則越小。這與筆者研究結(jié)果相符,舟月骨間關(guān)節(jié)和月三角骨間關(guān)節(jié)運動幅度小,而舟月骨間韌帶和月三角骨間韌帶的斷裂強度和斷裂形變都很大,其中月三角骨間韌帶的斷裂強度最大。在所研究的韌帶中,斷裂強度最小的是橈舟月韌帶,它主要由疏松結(jié)締組織組成,其間血管豐富,膠原纖維束少。尺月韌帶和橈月韌帶為橈骨遠(yuǎn)端與月骨連接的韌帶,斷裂強度和剛度也較大,但不及舟月骨間韌帶和月三角骨間韌帶。由此可看出近排腕骨內(nèi)在韌帶斷裂強度和斷裂形變相對較大,這可能與近排腕骨的活動度較大、其承受的應(yīng)力負(fù)荷較大有關(guān)。

3.3 月骨及韌帶與腕不穩(wěn)定性 在腕不穩(wěn)定中,月骨起著重要作用。月骨由強韌的尺月韌帶和橈月韌帶在掌側(cè)成倒V形固定,背側(cè)又有背側(cè)橈尺三角韌帶限制,所以在近排腕骨中月骨的運動幅度最小。手背伸是一種防御性姿勢,跌倒時,手掌著地,腕呈強有力的背伸位。在此過程中,首先引起橈舟頭韌帶、橈舟韌帶緊張,繼而引起橈舟月韌帶和尺月韌帶緊張。由于橈舟韌帶,橈舟月韌帶比較薄弱,易發(fā)生斷裂。舟月骨間韌帶與月三角骨間韌帶相比其強度要小一些,在腕關(guān)節(jié)極度背伸和尺偏時,舟月骨間韌帶的力臂較月三角骨間韌帶的要長,故容易引起舟月骨間韌帶斷裂,造成舟月骨間分離。如果腕背伸尺偏再繼續(xù),則會引起月三角骨間韌帶斷裂,造成月三角骨間分離,這些都是臨床上常見的腕關(guān)節(jié)不穩(wěn)定的原因[46]。月骨是腕骨中唯一掌側(cè)寬而背側(cè)窄的骨,當(dāng)腕關(guān)節(jié)極度背伸位著地時,月骨受頭狀骨與橈骨的擠壓被迫沿腕的額狀軸急劇向側(cè)旋轉(zhuǎn)而致脫位,脫位時月骨背側(cè)的韌帶、舟月骨間韌帶和月三角骨間韌帶背側(cè)部會同時斷裂。

3.4 韌帶斷裂與修復(fù) 舟月骨間韌帶撕裂引起的不穩(wěn)定最為常見,次之為月三角骨間的不穩(wěn)定。在舟月骨間韌帶中,背側(cè)部較厚,斷裂強度最大,它在防止舟、月分離方面起最重要作用。所以在臨床治療舟、月分離時,應(yīng)優(yōu)先修復(fù)重建舟月骨間韌帶背側(cè)部[7,8]。由于骨與骨間的愈合效果優(yōu)于骨與韌帶間的愈合效果,且自體移植物不會出現(xiàn)排異反應(yīng),所以常選用自體骨韌帶骨結(jié)構(gòu)進行舟月骨間韌帶的替代[9,10]。韌帶替代物的選擇,由于解剖學(xué)及操作技術(shù)等原因,不可能對全部舟月骨間韌帶進行重建,因此目前對舟月骨間韌帶中相對重要且手術(shù)操作方便的背側(cè)部進行替代的研究較多。理想的韌帶供體應(yīng)在大小、外形、結(jié)構(gòu)、力學(xué)特性上與舟月骨間韌帶背側(cè)部盡可能相似,且較易獲取,術(shù)后對供區(qū)的功能不會產(chǎn)生明顯影響。臨床上常采用的供體有頭鉤背側(cè)韌帶、小多角骨第2掌骨背側(cè)韌帶、頭狀骨第3掌骨背側(cè)韌帶等。

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篇3

自Branemarkr提出骨結(jié)合理論以來，種植義齒已成功地應(yīng)用于臨床，解決了以往傳統(tǒng)義齒的固位、舒適等問題，取得較好的修復(fù)效果。但臨床上仍常出現(xiàn)種植體周圍骨組織吸收、種值體斷裂、松動、脫落等問題[1，2]。許多學(xué)者認(rèn)為種植義齒的生物力學(xué)相容性是影響種植義齒遠(yuǎn)期成功率的主要因素之一。本文對種植義齒下部結(jié)構(gòu)生物力學(xué)研究概況作一綜述。

1 種植材料對種植義齒生物力學(xué)的影響

Nishihara等[5]通過動物實驗研究表明種植體周圍骨內(nèi)的應(yīng)力分布與種植材料的性質(zhì)、材料的彈性模量關(guān)系不大，而是更多的與種植體的形態(tài)、頜骨的形態(tài)及結(jié)構(gòu)有關(guān)。Rieger等用三維有限元法（finite element method，F(xiàn)EM）分析，也得出相類似的結(jié)果。但從生物力學(xué)的觀點來看，不同材料和不同彈性模量的種植體對應(yīng)力在種植體骨界面的分布是有影響的。鄒敬才等[4]用有限元法在5種不同彈性模量、相同的負(fù)荷條件下，對單個螺旋形種植體骨界面的應(yīng)力分布規(guī)律作比較，結(jié)果表明種植體的彈性模量越高，種植體頸周骨內(nèi)應(yīng)力越小，而根端骨內(nèi)應(yīng)力越大；種植體彈性模量越低，種植體與骨界面的相對位移運動就越大。適宜的種植體的彈性模量在70000MPa以上。

目前，由于金屬及金屬合金材料具有優(yōu)良的生物力學(xué)性能而被廣泛應(yīng)用于種植體的制作，其中鈦與鈦合金等被認(rèn)為是最合適的種植材料。近年來許多學(xué)者研究了用生物陶瓷作為種植材料[5]，認(rèn)為生物陶瓷種植體在植入后的始階段可以獲得較鈦及其合金更好的生物相容性，但在行使功能后終因生物陶瓷本身力學(xué)上的易碎性導(dǎo)致生物陶瓷種植體生物力學(xué)的相容性較差，Glantz等[6]通過實驗也證實了陶瓷種植體和陶瓷涂層的種植體因生物力學(xué)上有較差的相容性導(dǎo)致種植后較高的失敗率。

2　種植體的形態(tài)對種植義齒生物力學(xué)的影響

Victor[7]用三維有限元法對3種不同種植體系統(tǒng)（Branemark系統(tǒng)、Bud系統(tǒng)、IMZ系統(tǒng)）的不同形態(tài)的種植體，在不同的加載條件下，種植體周圍骨內(nèi)的應(yīng)力分布情況進行了研究。結(jié)果表明3種不同種植體周圍骨內(nèi)最大應(yīng)力均位于種植體頸部周圍和種植體翼的下方，且越近種植體根尖部，骨內(nèi)應(yīng)力越小。種植體的翼可以減少應(yīng)力在種植體及其周圍骨內(nèi)的分布，去掉翼不但增大種植體頸部骨的應(yīng)力，而且將改變整個應(yīng)力分布的情況。在其他因素不變的情況下，增大種植體頸部直徑，種植體周圍皮質(zhì)骨內(nèi)應(yīng)力大大降低，故認(rèn)為種植體頸部的直徑對種植體周圍的應(yīng)力分布水平影響最大，兩者呈負(fù)相關(guān)。岑遠(yuǎn)坤等[8]對葉狀與柱狀種植體支持的全下頜種植覆蓋義齒在不同牙位下應(yīng)力分布的情況進行了研究，結(jié)果表明葉狀種植體與柱狀種植體應(yīng)力分布的基本規(guī)律相似，種植體頸部以及其周圍的骨皮質(zhì)界面均為應(yīng)力集中區(qū)。但葉狀種植體在其頰舌面與近遠(yuǎn)中面交界的尖銳線角處，應(yīng)力集中更明顯，其骨界面的應(yīng)力峰值均大于柱狀種植體。Holmgren等[9]研究認(rèn)為圓錐形種植體比圓椎狀種植體更有利于種植體骨界面的應(yīng)力分布，黃輝等[10]研究認(rèn)為螺旋形種植體螺旋頂角的改變可以導(dǎo)致種植體在支持組織內(nèi)應(yīng)力分布水平的變化，并指出螺旋頂角為60o的種植體應(yīng)力分布最合理。

3　種植體的表面結(jié)構(gòu)對種植義齒生物力學(xué)的影響

有學(xué)者從生物力學(xué)角度研究認(rèn)為表面有微孔的種植體會形成更好的種植體-骨界面結(jié)合，當(dāng)孔徑為50-200μm時可獲得最佳的結(jié)合強度。陳安玉[11]研究表明由于表面微孔的存在，可在種植體骨界面形成機械的鎖結(jié)作用，從而改變微界面應(yīng)力的作用方式，使得在大界面上每一個區(qū)域均有小界面的壓應(yīng)力存在，使拉應(yīng)力和剪應(yīng)力轉(zhuǎn)變?yōu)閴簯?yīng)力；另一方面微孔增加了界面的接觸面積，降低了平均應(yīng)力水平，從而更有利于應(yīng)力的合理分布。

近年來許多學(xué)者提出種植體表面的生物活性涂層可以誘導(dǎo)骨性結(jié)合。Michael等[12]經(jīng)臨床觀察報告HA涂層種植體成功率（7-8年）達(dá)97.5%，Adell認(rèn)為HA涂層種植體有利于早期愈合。有學(xué)者研究表明BTG鈦基復(fù)合種植體植入頜骨內(nèi) 后，早期固位優(yōu)于鈦種植體，具有較高的界面結(jié)合強度，并且在界面上可產(chǎn)生化學(xué)結(jié)合、金屬結(jié)合、機械結(jié)合3種方式。但也有資料提示隨著種植體接受功能負(fù)荷時間的延長，成功率下降，臨床上亦出現(xiàn)涂層與鈦芯結(jié)合強度不足導(dǎo)致涂層剝落者。

4　種植體的數(shù)量以及在頜骨內(nèi)的排列與分布對種植義齒生物力學(xué)的影響

種植義齒由多個種植體支持時，應(yīng)力分布情況由種植體的數(shù)量，種植體在頜骨內(nèi)的方向、排列所決定。一般認(rèn)為種植體的數(shù)目越多，每個種植體上承擔(dān)的應(yīng)力就越小。Skalak研究認(rèn)為多個種植體支持的種植義齒當(dāng)受到水平方向力作用時，力量可以較均勻地分散到各個種植體，且分散到每個種植體上的力量要小于總作用力。當(dāng)垂直方向力作用于種植義齒時，力量不會均勻地分散到每個種植體，越靠近作用力點的種植體受力越大。

對于全口種植義齒，Skalak認(rèn)為4-6枚種植體即可支持全口固定種植義齒。Bschwartzman研究表明4個或5個種植體支持的全頜種植義齒在應(yīng)力分布規(guī)律上無差異，并認(rèn)為當(dāng)垂直負(fù)荷作用于全頜種植義齒遠(yuǎn)端懸臂梁時，最靠近懸臂梁端的種植體產(chǎn)生的應(yīng)力最大。Davis通過實驗研究得出相似的結(jié)果。Osier[13]用靜態(tài)工程原理分析進一步指出最靠近懸臂梁的種植體所承受的負(fù)荷通常是總負(fù)荷的2.5-5倍，是非懸臂梁狀態(tài)的1.75-3.5倍，主要承受的是壓應(yīng)力，而遠(yuǎn)離懸臂梁端的種植體主要承受張應(yīng)力。懸臂梁越長，末端種植體所受的應(yīng)力越大，故認(rèn)為在種植義齒設(shè)計時，應(yīng)盡量避免使用懸臂梁，如一定要使用懸臂梁時，種植體應(yīng)盡量離散，且懸臂梁的長度不能超過種植所能承受的范圍。

Federick等[14]用光彈法研究了由2個種植體支持的全頜種植義齒的應(yīng)力分布，結(jié)果表明種植體在頜骨內(nèi)應(yīng)垂直于牙平面并平行放置，以利于牙力通過種植體垂直傳遞，減少種植體的力矩和界面過大應(yīng)力。但臨床上為取得共同的就位道，往往使種植體之間形成一定角度，Naert等[15]指出在同一牙弓中種植體之間的相互偏差角度不宜超過20o，以使負(fù)荷沒種植體長軸傳導(dǎo)。Hertey等[16]研究表明，種植體在頜骨內(nèi)的分布呈曲線型排列較直線型排列者界面的應(yīng)力要小，種植體為直線型排列縮小了其后方向的分散程度，導(dǎo)致游離臂和抗力臂比例增大。

5　受植區(qū)頜骨的形態(tài)結(jié)構(gòu)對種植義齒生物力學(xué)的影響

從生物力學(xué)觀點看，頜骨是一種多相的、各向異性的、非均質(zhì)性的、多孔的復(fù)合體。人類的頜骨是具有一定屈曲性的彈性體[17]，可以承受一定的壓力，但其皮質(zhì)骨與松質(zhì)骨都有一定的抗張力和抗壓力的極限，當(dāng)頜骨受力水平高于其極限值時，就會產(chǎn)生微骨析，最后導(dǎo)致骨質(zhì)吸收破壞。

Lundgrens[18]指出種植體的成敗與頜骨骨皮質(zhì)的密度、厚度、頜骨的寬度以及受植床血供等直接相關(guān)。Jensen指出受植區(qū)的頜骨形態(tài)與結(jié)構(gòu)較整個頜骨的形態(tài)與結(jié)構(gòu)對種植義齒的應(yīng)力分布影響更大，一個理想的受植區(qū)頜骨至少要能提供10 mm的骨性結(jié)合區(qū)，其水平寬度至少為6mm。Victor等[7]用三維有限元法研究了由3種不同厚度皮質(zhì)骨的頜骨支持的種植體在不同的負(fù)荷下，種植體及其周圍骨內(nèi)的應(yīng)力分布，結(jié)果表明3種情況下種植及骨界面應(yīng)力分布的規(guī)律基本相同，最大拉應(yīng)力、壓應(yīng)力均位于種植體的頸部周圍。但最大拉應(yīng)力、最大壓應(yīng)力的值卻有顯著差異。皮質(zhì)骨越厚，種植體及其周圍皮質(zhì)骨內(nèi)的應(yīng)力越小。但在垂直瞬間加載時，最大拉應(yīng)力位于種植體頸部，最大壓應(yīng)力位于種植體底部，當(dāng)種植體的頸部與底部同時位于皮質(zhì)骨內(nèi)時，可以明顯降低種植及其周圍骨內(nèi)的應(yīng)力。Papavasilion[19]也指出當(dāng)皮質(zhì)骨缺乏時，可導(dǎo)致種植體骨界面的應(yīng)力增高，從而導(dǎo)致種植體周圍骨的微骨折。

6　參考文獻

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篇4

1　腕關(guān)節(jié)掌側(cè)韌帶

1.1　橈腕韌帶和尺腕韌帶

(1)橈舟韌帶(radioscaphoid ligament)，過去一些作者稱其為橈側(cè)副韌帶［1］，但它不是位于腕關(guān)節(jié)的側(cè)方，而是偏向掌側(cè)，關(guān)節(jié)屈伸運動軸由其背側(cè)穿行，在解剖上它不是真正的側(cè)副韌帶。因此，目前大部分學(xué)者稱其為橈舟韌帶［2、3］。Mayfield報告橈舟韌帶的斷裂強度平均為70N［4］。(2)橈舟頭韌帶(radioscaphcapitate ligament)，也有人稱其為橈頭韌帶(radiocapitate ligament)。其斷裂強度平均為170N［4］。(3)橈月韌帶(radiolunate ligament)，也有學(xué)者稱其為長橈月韌帶(long radiolunate ligament)［5］，此韌帶較為強韌，是穩(wěn)定月骨的重要韌帶之一，其斷裂強度平均為210N［4］。Mayfield將橈月韌帶和月三角韌帶認(rèn)為是1條韌帶，并稱之為橈三角韌帶。而目前許多作者已證實此韌帶實際上是2條韌帶，因為有各自的起止點。(4)橈舟月韌帶(radioscapholunate ligament)，Mayfield稱其為橈舟韌帶(radioscaphoid ligament)。但其止點大部分止于舟骨近端的掌面，小部分止于月骨掌面的橈側(cè)緣，故稱為橈舟月韌帶更確切。一些作者認(rèn)為橈舟月韌帶對穩(wěn)定近側(cè)列腕骨，特別是舟骨近極有重要作用［6～8］。但Berger［9］和Hixson［10］的研究證實它主要由來自骨間前動脈、橈動脈和骨間前神經(jīng)的神經(jīng)血管束組成，外周襯以滑膜組織，膠原纖維很少，無彈力纖維。其組織結(jié)構(gòu)明顯不同于其它韌帶，并認(rèn)為它不屬于真正韌帶結(jié)構(gòu)。但它可能是54N。我們的研究發(fā)現(xiàn)橈舟月韌帶主要由疏松結(jié)締組織組成，其間血管豐富，而膠原纖維束很少，與Berger等的結(jié)果一致。(5)尺月韌帶(ulnolunate ligament)，也有學(xué)者稱其為短橈月韌帶(short radiolunate ligament)。我們的研究發(fā)現(xiàn)此韌帶強韌，是穩(wěn)定月骨的重要結(jié)構(gòu)，其斷裂強度平均為219.2N。(6)尺三角韌帶(ulnotriguetrum ligament)，我們研究發(fā)現(xiàn)此韌帶較為薄弱，其斷裂強度平均為54N。(7)腕尺側(cè)囊結(jié)核，也有一些學(xué)者稱其為尺側(cè)副韌帶(ulnar collateral ligament)。但Taleisnik［11］和于勝吉［2］的研究發(fā)現(xiàn)，它并非真正韌帶，而是關(guān)節(jié)囊增厚，并稱其為尺側(cè)囊結(jié)構(gòu)。我們研究其斷裂強度平均為58.7N。

1.2　腕骨間韌帶。

(1)月三角韌帶，起自月骨表面，止于三角骨掌面，其下面有月三角骨間韌帶。月三角韌帶與月三角骨間韌帶的掌側(cè)部分很難分開。(2)三角鉤骨韌帶，位于鉤骨近側(cè)緣掌面和三角骨遠(yuǎn)側(cè)端之間。此韌帶堅韌，腕關(guān)節(jié)背伸和橈偏時緊張，尺偏和掌屈時松弛［12］。(3)舟大小多角頭狀骨韌帶，也有學(xué)者稱其為舟大多角骨韌帶復(fù)合體(scaphotrapezial ligament complex)。Drewniany［13］認(rèn)為它由4種部分組成：①位于舟骨大多角骨關(guān)節(jié)掌側(cè)、橈側(cè)的強韌韌帶，掌側(cè)部分與橈側(cè)腕屈肌腱鞘相連，并有纖維止到小多角骨；②薄弱的掌側(cè)關(guān)節(jié)囊；③舟頭韌帶；④薄弱的背側(cè)關(guān)節(jié)囊。由于舟骨大多角骨關(guān)節(jié)掌側(cè)、 橈側(cè)韌帶強韌，不易斷裂，在暴力作用下，容易發(fā)生其附著點骨折，如舟骨結(jié)節(jié)骨折。舟大小多角頭狀骨韌帶是穩(wěn)定舟骨遠(yuǎn)端的重要結(jié)構(gòu)。(4)三角韌帶，也稱輻狀韌帶，由舟頭韌帶、月頭韌帶和三角頭韌帶共同構(gòu)成。舟頭韌帶已在舟大小多角骨韌帶中描述：月頭韌帶常常缺如，致使月頭骨間關(guān)節(jié)缺少直接的韌帶聯(lián)系；三角頭韌帶，起自三角骨掌面橈側(cè)半，跨越鉤骨近端，止于頭狀骨體部掌面。

2　腕關(guān)節(jié)背側(cè)韌帶

腕背側(cè)韌帶較掌側(cè)韌帶數(shù)量 少，而且薄弱。主要有：(1)背側(cè)橈尺三角韌帶，也有學(xué)者稱其為橈腕背側(cè)韌帶(dorsal radiocarpal ligament)，此韌帶粗大堅韌，其斷裂強度平均為240N。(2)背側(cè)橈三角韌帶，此韌帶有時缺如。(3)背側(cè)腕骨間韌帶，較為細(xì)小薄弱。

3　腕關(guān)節(jié)內(nèi)在韌帶

3.1　近側(cè)列腕骨內(nèi)在韌帶

有舟月骨間韌帶和月三角骨間韌帶。(1)舟月骨間韌帶連接于舟骨和月骨，Berger［14］(1996)報道了詳細(xì)的大體和組織學(xué)研究結(jié)果，舟月骨間韌帶在解剖上分為3個部分，即背側(cè)、近側(cè)和掌側(cè)部分。背側(cè)部分厚，由橫行排列的短膠原纖維組成。近側(cè)部分主要由纖維軟骨以及少量淺表縱向排列的膠原纖維組成，近側(cè)部分象膝關(guān)節(jié)的半月板一樣，可以突向舟月關(guān)節(jié)間隙數(shù)毫米。橈舟月韌帶將舟月骨間韌帶掌側(cè)部分與近側(cè)部分分開。掌側(cè)部分薄，由斜行排列的膠原纖維束組成。舟月骨間韌帶的斷裂強度平均為260N［15］。它是維持舟骨近極和舟月骨間關(guān)節(jié)穩(wěn)定及運動協(xié)調(diào)的重要結(jié)構(gòu)。Short［16］等研究發(fā)現(xiàn)，切斷舟月骨間韌帶，引起舟骨屈曲，旋前和月骨背伸改變。Boabighi［17］將舟月骨間韌帶與舟大小多角頭狀骨韌帶進行對比，前者的斷裂強度為后者的1/2。(2)月三角骨間韌帶，我們研究發(fā)現(xiàn)，月三角骨間韌帶的解剖結(jié)構(gòu)與組織學(xué)特點與舟月骨間韌帶相似，在解剖上也分為3個部分，即背側(cè)、近側(cè)和掌側(cè)部分。近側(cè)部分主要由纖維軟骨以及少量淺表縱向排列的膠原纖維組成，但密集一些。其斷裂強度平均為375.3N，較舟月骨間韌帶大。

3.2　遠(yuǎn)側(cè)列腕骨內(nèi)在韌帶

Ritt［18］(1996)報道了頭鉤關(guān)節(jié)韌帶詳細(xì)的大體和組織學(xué)研究結(jié)果。發(fā)現(xiàn)頭鉤關(guān)節(jié)存在著3種骨間韌帶，背側(cè)、掌側(cè)和深部骨間韌帶，其中深部骨間韌帶偏向掌側(cè)，最為強韌。此外，還發(fā)現(xiàn)連接于第3、4掌骨和頭鉤關(guān)節(jié)之間的縱行骨間韌帶(longitudinal interosseous ligament)，這條韌帶主要連接第3掌骨和頭狀骨。在頭鉤關(guān)節(jié)之間，還有連接束(interconnecting bands)，它起自頭鉤關(guān)節(jié)掌側(cè)韌帶，垂直向背側(cè)止于鉤骨。我們解剖發(fā)現(xiàn)小多角骨與頭狀骨之間，也有3種骨間韌帶，即背側(cè)、掌側(cè)和深部骨間韌帶，其中深部骨間韌帶偏向背側(cè)，堅韌。大小多角骨關(guān)節(jié)之間也有3種骨間韌帶，背側(cè)、掌側(cè)和深部骨間韌帶，深部骨間韌帶偏向掌側(cè)。

4　腕掌關(guān)節(jié)處掌骨近端的韌帶

Dzwierzynski［19］(1997)報道了第2～5腕掌關(guān)節(jié)處掌骨近端的韌帶解剖結(jié)果。發(fā)現(xiàn)有4種韌帶，即背側(cè)掌骨韌帶，掌側(cè)掌骨韌帶和2種不同方向排列的“Ⅴ”形骨間韌帶。其中“Ⅴ”形骨間韌帶最強韌，它們將相鄰的掌骨緊密連接。

5　橈尺遠(yuǎn)側(cè)關(guān)節(jié)韌帶

過去將其分為掌側(cè)和背側(cè)韌帶，這兩條韌帶分別起自橈骨遠(yuǎn)端尺掌角和尺背側(cè)角，行經(jīng)三角纖維軟骨的掌側(cè)緣和背側(cè)緣，止在尺骨莖突處。Kleinman［20］(1998)報道將其分為下部、掌側(cè)和背側(cè)3個部分，雖然下部與掌側(cè)和背側(cè)部分完全連續(xù)，但它不象掌側(cè)和背側(cè)部分薄、平展，而是非常強韌，有骨間膜纖維加入其外部。掌側(cè)部分薄，松弛，有囊袋，以適應(yīng)尺橈骨遠(yuǎn)端旋轉(zhuǎn)和尺骨遠(yuǎn)端背向橫移的需要。背側(cè)部分不象掌側(cè)部分松弛，有斜行纖維及背側(cè)小指伸肌腱鞘加強，以限制尺骨遠(yuǎn)端的前后移位。

6　腕關(guān)節(jié)韌帶的生物力學(xué)特性

Weaver［21］(1994)對腕關(guān)節(jié)部分掌側(cè)韌帶的張力，在不同運動狀態(tài)的變化做過研究，發(fā)現(xiàn)掌側(cè)韌帶總是處于張力狀態(tài)，即使腕關(guān)節(jié)在中立位沒有負(fù)重。中立位時，三角頭韌帶和橈舟頭韌帶遠(yuǎn)側(cè)部分受力；橈偏時，橈月韌帶受力；尺偏時，尺月韌帶受力；旋前時，橈舟頭韌帶近側(cè)部分受力；旋后時尺月韌帶受力；背伸時，尺月韌帶、橈月韌帶和橈舟頭韌帶受力。無論在任何位置，一些韌帶的張力要比另一些韌帶張力大。橈月韌帶、尺月韌帶和橈舟頭韌帶的張力最大，而月三角韌帶和舟大小多角頭狀骨韌帶的張力最小。

Savelberg［22］(1991)對腕關(guān)節(jié)運動時部分掌側(cè)和背側(cè)韌帶的長度變化做過研究。掌側(cè)橈舟頭韌帶和背側(cè)橈三角韌帶，屈腕時的最大長度變化較尺 橈偏時大。最大橈偏時較中立位沒有韌帶明顯伸長。最大尺偏時，橈舟頭韌帶、橈月韌帶、三角頭韌帶的近側(cè)部分和背側(cè)腕關(guān)節(jié)韌帶較中立位時明顯伸長。最大背伸時，橈舟頭韌帶、橈月韌帶的遠(yuǎn)側(cè)部分和三角頭韌帶的近側(cè)部分伸長明顯，背側(cè)腕關(guān)節(jié)韌帶明顯縮短。最大屈腕時，只有背側(cè)腕關(guān)節(jié)韌帶輕度伸長，其余韌帶無明顯伸長，橈舟頭韌帶、橈月韌帶和三角頭韌帶明顯縮短。掌側(cè)月三角韌帶，無論手腕做任何運動，其長度都沒有明顯變化。同時還注意到寬韌帶的近、遠(yuǎn)兩側(cè)的長度變化是不同的。如尺偏時，橈月韌帶的遠(yuǎn)側(cè)伸長，而近側(cè)部分無變化；三角頭韌帶的遠(yuǎn)側(cè)部分 縮短，而近側(cè)部分無變化。背伸時，三角頭韌帶的近側(cè)部分伸長，而遠(yuǎn)側(cè)部分無變化。

Crison［23］(1997)在活體上研究了鍛煉活動對腕關(guān)節(jié)韌帶剛度的影響，發(fā)現(xiàn)手腕的鍛煉活動可以明顯降低腕關(guān)節(jié)韌帶的剛度，腕骨的位移活動度增加。休息1h后，腕關(guān)節(jié)韌帶的剛度部分恢復(fù)到活動前的水平。24h后與活動前一樣。說明了鍛煉活動腕關(guān)節(jié)，可以降低腕關(guān)節(jié)韌帶的剛度，增加了腕關(guān)節(jié)的松弛度，可以減少運動引起的損傷。

腕關(guān)節(jié)韌帶損傷后引起的腕關(guān)節(jié)不穩(wěn)定，如舟月骨間分離，月三角骨不穩(wěn)定等，治療的方法很多，但效果有時不能肯定。最近Shin［24］(1988)比較了舟月骨間韌帶背側(cè)部分與Lister結(jié)節(jié)處的第3伸肌支持韌帶的生物力學(xué)特性和組織學(xué)特性，雖然第3伸肌支持韌帶的斷裂強度較舟月骨間韌帶的背側(cè)部分小許多，但單位面積上的斷裂強度兩者相差不大，兩者的組織學(xué)特性相近。Weiss［25］(1988)在臨床上用兩端帶橈骨的第3伸肌支持韌帶移植治療舟月骨間分離19例病人，其中14例動力型舟月骨間分離，12例疼痛消失，2例腕關(guān)節(jié)重體力活動時疼痛；而 5例靜力型舟月骨間分離，2例疼痛消失，1例腕關(guān)節(jié)重體力活動時疼痛，2例仍持續(xù)疼痛。作者認(rèn)為用兩端帶橈骨的第3伸肌支持韌帶移植治療動力型舟月骨間分離的效果是可以的，而治療靜力型舟月骨間分離的效果差，其原因是第3伸肌支持韌帶的強度不夠。能否找到兩端帶骨，切取方便，韌帶強度與腕部斷裂韌帶相近的更好供區(qū)，需要進一步研究。

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篇5

【關(guān)鍵詞】骨盆骨折；恥骨聯(lián)合分離；生物力學(xué)；外固定

文章編號：1009-5519（2008）19-2855-02 中圖分類號：R6 文獻標(biāo)識碼：A

外固定支架治療開書型骨盆骨折，有鎮(zhèn)痛、止血、復(fù)位、固定等優(yōu)點，已被臨床廣泛采用。但外固定支架固定的方向，國內(nèi)外尚無統(tǒng)一結(jié)論。為臨床選擇最佳的固定方向提供理論依據(jù)，我們設(shè)計開書型骨盆骨折模型，對外固定支架固定的不同方向進行生物力學(xué)比較，現(xiàn)報道如下。

1 材料

5具近期防腐成人尸體標(biāo)本，剔除肌肉及軟組織，保留第五腰椎、完整的恥骨聯(lián)合、骶髂關(guān)節(jié)、髖關(guān)節(jié)、雙側(cè)骶棘韌帶和骶結(jié)節(jié)韌帶，CSS-44020型生物力學(xué)實驗機（長春試驗機研究所生產(chǎn)），骨盆外固定支架（河北衡水醫(yī)療器械公司生產(chǎn)），義齒基托樹脂II型及義齒基托樹脂液劑（上海齒科材料廠生產(chǎn)）。

2 實驗方法

2.1 模型的制備

2.1.1 將標(biāo)本制作成開書型骨盆骨折模型。以調(diào)配好的義齒基托樹脂在第五腰椎上澆鑄一負(fù)重平臺，使平臺在站立中立位時與地面平行。雙足站立位時股骨固定于自制的負(fù)重底座上，底座中央是可調(diào)節(jié)角度的鋼管，將股骨插入鋼管中，以調(diào)配好的義齒基托樹脂灌注于股骨與鋼管之間，使二者牢固。坐立位時在坐骨結(jié)節(jié)澆鑄一負(fù)重平臺，使骨盆保持穩(wěn)定。

2.1.2 將開書型骨折完全復(fù)位，然后骨盆外固定支架進行固定。用3.5 mm鉆在髂嵴上距離髂前上棘1.5 cm處鉆孔，鉆頭的方向與人體矢狀面25～40度，向尾側(cè)傾斜10～15度，鉆入髂骨20～25 mm第一孔位于髂前上棘后方約1 cm處，其余的孔分別相隔2 cm，通常每側(cè)放置2根，鉆孔后將直徑5 mm的外固定Schanz螺釘（長130 mm）旋入5 cm，然后用骨盆外固定支架固定，根據(jù)骨盆骨外固定支架連接橫桿與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開書型骨盆骨折模型。

2.1.3 將骨盆骨折模型和負(fù)重底座整體放入CSS-44020型生物力學(xué)實驗機上，使實驗機以10 N/秒的速度加載到500 N（模擬人體自重），維持60秒鐘。每次測定前均給予加載-卸載3次，以消除標(biāo)本的粘彈性影響。

2.2 實驗指標(biāo)的測定：在恥骨聯(lián)合間隙兩側(cè)平行各釘入1枚3 mm標(biāo)記的克氏針，針尾留于皮質(zhì)外5 mm，兩針穩(wěn)固且方向平行。在雙側(cè)第二骶前孔連線水平中點將特制標(biāo)記的直徑3 mm克氏針垂直于骶骨盆面鉆入，長30 cm。在實驗過程中由于在生理負(fù)載作用下，骶骨有向腹側(cè)旋轉(zhuǎn)的傾向，克氏針隨之旋轉(zhuǎn)，根據(jù)幾何關(guān)系克氏針軸心線旋轉(zhuǎn)角度等于骶骨在矢狀面前傾角度。佳能數(shù)碼相機置于三腳架上，垂直位于標(biāo)本正面和側(cè)面，正對定位標(biāo)志，加載前后給予照相。實驗結(jié)束后將圖像傳入計算機，借助分析軟件AutoCAD2004測量加載前后克氏針的距離及骶骨旋轉(zhuǎn)的角度，各測量10次，取平均值。得出恥骨聯(lián)合分離的距離及骶骨旋轉(zhuǎn)的角度。

2.3 統(tǒng)計學(xué)分析：上述兩項操作須同時進行。完后依次按骨盆骨外固定支架連接橫桿與骨盆入口平面相交成不同角度：0、30、45、60、90和120度6個處理組進行，收集所有試驗數(shù)據(jù)。將實驗中所得的數(shù)據(jù)輸入SPSS11.0統(tǒng)計軟件進行統(tǒng)計學(xué)處理，行計量資料單因素方差分析（One-way ANOVA），首先Bartlett法進行方差齊性檢驗，然后行方差分析，各實驗數(shù)據(jù)組方差齊，Student-Newman-Keuls法q檢驗進行均數(shù)間的兩兩比較，P

3 結(jié)果

各組實驗數(shù)據(jù)見表1、2，各組數(shù)據(jù)均經(jīng)Bartlett法進行方差齊性檢驗，各總體方差相等（P>0.05），方差齊，有可比性。

通過本實驗研究發(fā)現(xiàn)： （1）在500 N的壓力下，外固定支架固定與骨盆入口平面成0度時，此處理組數(shù)值最小。外固定支架固定與骨盆入口平面成30、45、60、90和120度時，處理組數(shù)值漸增大，外固定支架固定與骨盆入口平面成120度處理組數(shù)值最大。（2）外固定支架固定方向與骨盆入口平面成0度時，恥骨聯(lián)合分離的距離和骶骨旋轉(zhuǎn)角度明顯減小，與其他處理組在統(tǒng)計學(xué)上差異有顯著性（P0.05）。（3）外固定支架固定開書型骨盆骨折模型上，外固定支架固定的方向影響骨盆骨折的穩(wěn)定性。

4 討論

開書型骨盆骨折是一種常見的損傷，由前后方向擠壓和外旋暴力造成，占骨盆骨折的24%[1]。

4.1 開書型骨盆骨折生物力學(xué)損傷機制：作用在骨盆上的暴力有側(cè)方擠壓、前后擠壓、垂直剪切。前后方向擠壓暴力作用在骨盆上或作用于髂后上棘或作用于單髖或雙髖上的強力外旋暴力造成骨盆像翻書樣張開，恥骨上韌帶、弓狀韌帶、恥骨前、后韌帶斷裂，恥骨聯(lián)合分離，即開書型骨盆骨折。如外力進一步延伸，則可引起骶髂前韌帶和骶嵴韌帶損傷。此時骶髂后韌帶復(fù)合體完整，骨盆旋轉(zhuǎn)不穩(wěn)定而垂直穩(wěn)定。

4.2 骨盆外固定支架固定開書型骨盆骨折的生物力學(xué)原理：Tile認(rèn)為骨盆環(huán)的穩(wěn)定依賴于骶髂后韌帶復(fù)合體的完整。骶棘和骶髂前韌帶有抵抗外旋暴力，限制半骨盆外旋的作用。而骶髂后韌帶復(fù)合體主要抵抗垂直剪切暴力。如果保持骶髂后韌帶復(fù)合體的完整，即使其他韌帶均斷裂，亦不會發(fā)生半骨盆的上下移位和前后移位。

當(dāng)人體為站立位時，恥骨聯(lián)合為張應(yīng)力，起約束棒的作用，防止骨盆外旋。開書型骨盆骨折其約束作用消失，骨盆環(huán)處于旋轉(zhuǎn)不穩(wěn)定狀態(tài)，骶髂前間隙也增寬，這會使骶椎固定不穩(wěn)，使其向前下方移動，增加骨盆環(huán)的不穩(wěn)定性。生物力學(xué)實驗證明，骶髂后韌帶復(fù)合體控制外旋暴力作用差，恥骨聯(lián)合韌帶對恥骨聯(lián)合有穩(wěn)定作用，而骶棘和骶結(jié)節(jié)韌帶對骶髂關(guān)節(jié)和恥骨聯(lián)合的穩(wěn)定性均不產(chǎn)生影響。骶髂后韌帶復(fù)合體形成關(guān)節(jié)后側(cè)的主要力學(xué)阻力，可以阻擋剪式應(yīng)力及髂骨內(nèi)旋，防止骶骨前移。本實驗結(jié)果顯示，采用骨盆前環(huán)穿釘行外固定架固定，形成雙側(cè)半盆向內(nèi)翻轉(zhuǎn)的關(guān)書樣作用力并充分利用骶髂后韌帶復(fù)合體作為骨盆張力帶或合頁，可完全恢復(fù)骨盆環(huán)的整體穩(wěn)定性。

Hefzy Ms[2]等研究表明，恥骨聯(lián)合的分離與骶髂關(guān)節(jié)間隙的打開呈直線相關(guān)。也就是說骶髂關(guān)節(jié)的損傷程度可以通過恥骨聯(lián)合開大的程度來估計。骨盆外固定支架固定使恥骨聯(lián)合分離復(fù)位，恢復(fù)其部分穩(wěn)定性，同時也就恢復(fù)了骶髂關(guān)節(jié)的穩(wěn)定性。而解剖復(fù)位是獲得穩(wěn)定性的最重要的因素。

4.3 不同處理組固定效果有顯著性差異的原因可能是：本試驗六處理組中雖然作用的力臂相等，但是骨盆外固定支架固定的作用力由于固定方向不同導(dǎo)致作用力不同，以外固定支架固定方向與骨盆入口平面成0度時，此處理組的作用力與作用軸近似平行，也就是與作用于恥骨聯(lián)合水平作用軸近似平行，因此它的作用力最大，經(jīng)過統(tǒng)計學(xué)處理有顯著性意義，所以它的固定效果最好，生物力學(xué)穩(wěn)定性最佳。

4.4 外固定支架固定開書型骨盆骨折時，雖然骨盆外固定支架提供的生物力學(xué)穩(wěn)定性較其他內(nèi)固定差，但它有自己的優(yōu)點：（1）損傷小，操作簡單，固定可靠。（2）可調(diào)節(jié)性大，并發(fā)癥少，在急診室或手術(shù)室操作均可。（3）能控制骨折移位，有效減小骨盆容積，控制出血，穩(wěn)定血流動力學(xué)，有利于復(fù)蘇及合并傷的進一步診斷處理[3]。（4）可作為終末治療，也可作為暫時固定和內(nèi)固定的輔助治療[4]。（5）有利于病人翻身和護理，減少了并發(fā)癥，縮短康復(fù)期和提高存活率[5]。（6）在傷后早期不影響后續(xù)治療，為后續(xù)治療提供時機[6]。

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篇6

關(guān)鍵詞：紅外光點測試系統(tǒng)；射箭技術(shù)

中圖分類號：G804.66文獻標(biāo)識碼：A文章編 號：1007-3612(2007)05-0629-05

射箭在我國是一項古老而又年輕的體育運動項目。隨著時代的變遷，射箭的技術(shù)和動作姿勢 ，以及對射手們的訓(xùn)練也逐漸有了較為完整的理論指導(dǎo)。本研究借助Qualisys紅外光點運動測試系統(tǒng)對北京射箭隊運動員的射箭技術(shù)進行生物力學(xué)分 析，一方面探討應(yīng)用這一測試設(shè)備對射箭技術(shù)進行分析與診斷的可行性與操作方法，另一方 面對北京射箭隊運動員的射箭技術(shù)進行分析與診斷，提出技術(shù)改進建議。

1研究對象與方法

1.1研究對象研究對象為北京射箭隊運動員，基本情況見表1。

1.2研究方法 應(yīng)用Qualisys紅外遠(yuǎn)射運動測試系統(tǒng)對運動員射箭技術(shù)進行采集與分析。該系統(tǒng)由于不需要 人工識別測量點，消除了坐標(biāo)數(shù)據(jù)獲得過程中的人為誤差，而且該系統(tǒng)拍攝頻率可以達(dá)到每 秒500幅，因此特別適合于測試身體運動位移細(xì)微的動作技術(shù)。

本研究分別在受試者弓（四個點）、兩側(cè)手中指掌指關(guān)節(jié)、腕關(guān)節(jié)、肘關(guān)節(jié)、肩關(guān)節(jié)、髖關(guān) 節(jié)粘貼標(biāo)志點。數(shù)據(jù)采集頻率為每秒100幅。由于硬件設(shè)備計算速度的限制，采集時間設(shè)為6s。

進行正式測試前，首先對測試空間進行坐標(biāo)參數(shù)標(biāo)定，標(biāo)定通過后要求受試者在標(biāo)定范圍內(nèi) 完成整個射箭動作。由于采集時間的限制，本研究只能采集到運動員整個動作技術(shù)中基本階 段的開弓、固姿與瞄準(zhǔn)、繼續(xù)用力與撒放動作。

選擇運動員10環(huán)動作進行數(shù)據(jù)分析。數(shù)據(jù)處理應(yīng)用Qtools、Excel等計算軟件。以弓上標(biāo)志 點位移的突然變化作為撒放時刻。本研究中Y軸正方向指向箭發(fā)射方向，X軸正方向與Y 軸垂直，指向運動員右側(cè)，Z軸正方向指向豎直上方。

2結(jié)果與分析

射箭整個動作技術(shù)可分為準(zhǔn)備階段、基本階段、結(jié)束階段三個動作階段，由于采集時間的限 制，本研究只對射箭基本階段中的開弓、固勢與瞄準(zhǔn)、繼續(xù)用力與撒放動作技術(shù)進行分析。

2.1開弓階段 開弓動作是舉弓動作的繼續(xù)，在持弓臂伸展的基礎(chǔ)上拉弓臂后伸，背部肌群的收縮和拉弦臂 肩帶內(nèi)收肌群的力量將弓沿箭線拉開。開弓的技術(shù)規(guī)范是保持身體姿勢，特別是前臂和軀干 的角度不變。拉弓臂以肩關(guān)節(jié)為圓心，以上臂長為半徑做圓周運動，外觀是肘的引伸，實際 是以背肌開弓，拉弦手的手指、手背、手腕并不用力。拉弦手要沿箭線直接靠向頜下，不可 去迎合弓弦和拉弦手。

2.1.1拉弦手運動情況 圖1所示前四名受試運動員開弓階段拉弦手在不同平面上的位移情況。從圖1可以看出，運動員拉弦手在水平面內(nèi)的運動并不是直接向后的，而是在向后拉弦開弓的同時均有向 左（靠內(nèi)）方向的運動，說明此時運動員向內(nèi)拉弦靠向頜下。拉弦手在矢 狀面內(nèi)的運動也不是水平向后的，而是向后拉弦的同時有向下運動的現(xiàn)象，且多數(shù)運動員是 向下運動到一定位置后又有上挑動作出現(xiàn)（如圖1矢狀面中B、C、D三名運動員）。圖中所示 拉弦手 的運動與技術(shù)要求是不符的，因為開弓階段拉弦手除了應(yīng)沿箭線向后運動外不應(yīng)向任何方向 運動，否則瞄準(zhǔn)面將有可能發(fā)生偏離，導(dǎo)致在固勢瞄準(zhǔn)階段需進一步調(diào)整。

2.1.2持弓臂運動情況 圖2所示A和C兩名運動員持弓手開弓階段在三個方向上的位移情況。從圖中可以看出， A運動員在三個方向上的位移均無規(guī)律，不但在垂直方向和左右方向上飄忽不定，甚至在前 后方向上也由前向后移動了近4 mm，說明該運動員持弓臂撐弓能力不足，表現(xiàn)為極不穩(wěn)定 的持弓技術(shù)。而C運動員持弓手在開弓階段的運動雖也有變化起伏，但相對而言比較平緩穩(wěn) 定。該運動員持弓由左向右、由上向下開弓瞄準(zhǔn)，在前后方向上略有后移。圖2是本研 究中持弓手在開弓階段運動最無規(guī)律和最有穩(wěn)定規(guī)律的兩名運動員，其他運動員持弓手動作 介于這兩名運動員之間。

2.1.3軀干運動情況 開弓階段運動員軀干應(yīng)保持穩(wěn)定。本研究將兩肩連線和兩髖連線的交角定義為軀干扭轉(zhuǎn)角， 并用這一指標(biāo)評價運動員軀干上下兩部分的相對扭轉(zhuǎn)運動。從圖3中所示A、D、E3名運動員 在開弓階段軀干扭轉(zhuǎn)角度變化可以看出，多數(shù)運動員軀干在開弓階段一直在扭轉(zhuǎn)。本研究中 軀干扭轉(zhuǎn)幅度平均為4.4°，最大幅度為6.1°，只有一名運動員軀干幾乎沒有扭轉(zhuǎn)，扭轉(zhuǎn)角 度僅為0.2°。開弓階段軀干扭轉(zhuǎn)的原因是由于肩背部肌群收縮用力撐弓拉弦，當(dāng)用力不平 衡時兩肩產(chǎn)生相對于下身的扭轉(zhuǎn)動作。

除了軀干扭轉(zhuǎn)動作外，本研究運動員開弓階段軀干還有不同程度的晃動。圖4顯示本研 究A和C兩名受試運動員開弓階段軀干在水平面內(nèi)的移動情況。從圖中可以看出，不同運動員 身體晃動趨勢并不相同。但X方向運動要遠(yuǎn)大于Y方向運動。由于X方向是水平面內(nèi)垂直于箭 線的方向，也即運動員站立時的前后方向，因此圖中曲線顯示運動員在開弓過程中軀干的 運動主要向前移重心，移動幅度平均為5.8 mm，而在運動員左右方向，即箭線方向的運動幅 度不大，平均為1.2 mm，且有的運動員向左（前）運動，有的運動員向右（后）運動。 圖3開弓階段軀干扭轉(zhuǎn)角度變化圖4兩名運動員開弓階段軀干在X、Y方向上的位移

2.2固勢與瞄準(zhǔn) 固勢是開弓動作的延伸，是動作形成的關(guān)鍵一環(huán)，是射好一支箭的基礎(chǔ)。其結(jié)構(gòu)的規(guī)范與否 直接關(guān)系到命中率，所以固勢動作的質(zhì)量一定要高。圖5所示運動員右肘關(guān)節(jié)在開弓向固勢過渡過程中的位移情況，從圖中可以看出，運動員右 肘向后運動的速度在開弓階段較快，而固勢階段速度明顯下降但并沒有停頓。 固勢動作緩慢接近停止，因此隨著固勢時間的延長，相關(guān)肌肉可能會出現(xiàn)松弛的現(xiàn)象。

據(jù)比賽現(xiàn)場觀測統(tǒng)計，運動員低環(huán)位中靶的箭往往瞄準(zhǔn)時間偏長。而瞄準(zhǔn)時間偏長，往 往是由于瞄準(zhǔn)動作不順利，動作不協(xié)調(diào)造成的。從肌肉收縮的松弛特性來分析，當(dāng)瞄準(zhǔn)時間 偏長時，射箭用力的諸肌肉中的彈性成份會產(chǎn)生松弛現(xiàn)象。此時，雖然運動員主觀感覺上仍 保持原先的用力狀態(tài)，或加力進行瞄準(zhǔn)動作，但實際上拉弓或推弓力已因松弛特性而有所下 降。瞄準(zhǔn)時間偏長的箭，肌肉用力受到松弛特性的影響較大，是瞄準(zhǔn)時間偏長的箭命中環(huán)位 偏低的另一個原因。本研究中運動員平均固勢瞄準(zhǔn)時間為3.54 s，最少為2.50 s，最多為4. 30 s。 2.2.1兩臂用力分析 開弓、繼續(xù)用力動作，就是兩臂通過肌肉用力，抵抗和克服弓的彈性力的作用，使弓的 拉距不斷擴大的肌肉用力過程。因此射箭時的兩臂用力形式與弓的彈性力的作用形式相適應(yīng) 。

由于弓的彈性力對持弓臂產(chǎn)生壓力與內(nèi)合力的作用。因此持弓臂相應(yīng)產(chǎn)生推力與抗內(nèi)合 力。持弓臂所產(chǎn)生的推弓力合力并非沿著持弓臂縱軸發(fā)生推力，而是與縱軸形成一定大小的 夾角。這樣才能很好地克服弓的彈性力的作用，將弓穩(wěn)固地支持住。該力產(chǎn)生兩個分力，一 個分力沿著持弓臂縱軸，抵抗和克服弓的彈性力的壓力作用；另一個分力與持弓臂縱軸垂直 ，抵抗克服弓的彈性力的內(nèi)合力的作用，所以亦稱抗內(nèi)合力。

推弓力是由持弓臂肩部的前鋸肌收縮，使肩胛骨產(chǎn)生外展（遠(yuǎn)離脊柱）活動，使肩胛骨 穩(wěn)固地固定在合適的位置，通過肩胛骨的肩關(guān)節(jié)面對持弓臂產(chǎn)生推力?？箖?nèi)合力是通過持弓 臂肩關(guān)節(jié)的三角肌后份的收縮力，使持弓臂產(chǎn)生水平伸的動作趨勢，產(chǎn)生抗內(nèi)合力，將持弓 臂固定在合理的持弓位置。

為了抵抗弓的彈性力的作用，將弓拉開，拉弓臂通過勾弦手指對弓產(chǎn)生拉弓力。所以拉弓力 也稱開弓、繼續(xù)用力動作的動力。拉弓力也可以分解為沿著拉弓臂上臂的縱軸，背向肩關(guān)節(jié) 的一個分力來抵抗弓的彈性力的壓力的作用，另一個分力與上臂縱軸垂直，它是克服和抵抗 內(nèi)合作用，其作用是使弓的拉距不斷地增大，所以該力是開弓、繼續(xù)用力動作中起主要作用 ，也是開弓的動力。由解剖學(xué)知識，不難了解到，前一分力主要由前鋸肌收縮力產(chǎn)生的。后 一分力主要由三角肌后份收縮力產(chǎn)生的。

2.2.2拉弦手運動 圖6所示4名運動員固勢階段拉弦手在水平面和矢狀面的運動情況。圖中看出， 在水平面內(nèi)，雖然拉弦手一直保持向后運動，但仍同時具有向左或右（即向內(nèi)或向外）的運 動，有的運動員還十分明顯。拉弦手在向后運動的同時還伴隨著向下 運動。在固勢時拉弦手需要繼續(xù)用力，人弓系統(tǒng)在動態(tài)中瞄準(zhǔn)撒放，但拉弦手幅度過大或不 平緩的運動顯然是不合理的，特別是在左右和上下方向的運動，將影響箭線的方向，給瞄準(zhǔn) 造成困難。圖6固勢階段拉弦手水平面上、矢狀面的位移情況

2.2.3持弓臂的運動 開弓、繼續(xù)用力動作階段，弓的拉距是在不斷擴大的。因此作用于運動員兩臂的弓的彈性力 也相應(yīng)增大。

射箭時運動員的持弓臂手會在前后方向、左右方向及上下方向上產(chǎn)生位移。從圖7中可以看 出，多數(shù)運動員的弓在固勢階段有向后運動的現(xiàn)象，說明運動員前撐用力并不積極。有的運 動員在固勢階段后期弓還有忽前忽后、左右晃動的現(xiàn)象。例如F運動員雖然向后運動幅度很 小，但整個固勢階段出現(xiàn)了兩次向前向后和向左向右的反復(fù)。運動員A的弓一直較大幅度的 向后運動，聯(lián)系圖6中其拉弦手的運動狀況可以發(fā)現(xiàn)，在固勢階段該運動員具有整體向后運 動的趨勢。以上情況說明，持弓臂的前撐用力技術(shù)尚有待完善。

除運動員F外（圖7），多數(shù)運動員弓在上下方向的運動幅度很小。顯然，F(xiàn)運動員在固勢 過程中弓晃動明顯。

在運動幅度上，運動員在左右方向平均移動56 mm，最大70 mm，最小43 mm；在前后方向上 平均移動4.2 mm，最大5.5 mm，最小3.1 mm；在上下方向上平均移動8.7 mm，最大為105mm，最小為6.7 mm。顯然在運動員主要為箭線方向的移動。這一結(jié)果可說明兩方面情況：一 方面說明瞄準(zhǔn)開始時，準(zhǔn)星在上下方向較靠近靶心，而在左右方向上則較遠(yuǎn)離靶心。因此瞄 準(zhǔn)動作在左右方向上的移動要大于上下方向上的移動；另一方面說明，依據(jù)肩部肌肉配布情 況，決定了持弓臂在上下方向上容易穩(wěn)定，而在左右方向上，活動較大，不易穩(wěn)定。所以測 試結(jié)果表明，左右方向上位移量要大于上下方向上的位移量。以上狀況是否合理，有待進一 步分析。

另外從對弓上下兩個標(biāo)志點之間的相對位移研究發(fā)現(xiàn)，在固勢瞄準(zhǔn)階段弓上下兩點之間相對 位移極小，說明弓在這一階段的變形可以忽略不計。綜合弓在三個方向的位移可以說明，固 勢階段影響弓的穩(wěn)定性的因素主要是平動，它對箭的準(zhǔn)確性產(chǎn)生一定影響。而弓的轉(zhuǎn)動和變 形對穩(wěn)定性的影響極小，幾乎可以忽略。

2.2.4軀干運動 軀干保持穩(wěn)定是固勢瞄準(zhǔn)的基礎(chǔ)。圖8所示固勢階段運動員軀干扭轉(zhuǎn)情況。聯(lián)系開弓階段運 動員軀干扭轉(zhuǎn)情況和圖8中曲線變化可以看出，開弓階段軀干發(fā)生扭轉(zhuǎn)的運動員在固勢階 段繼續(xù)保持扭轉(zhuǎn)動作，但在固勢階段后期扭轉(zhuǎn)停止，而開弓階段軀干沒有扭轉(zhuǎn)的運動員在固 勢階段依然保持軀干無扭轉(zhuǎn)運動。

在固勢階段，本研究運動員軀干扭轉(zhuǎn)幅度平均為1.5°，最大為2.3°，最小為0.3°。

圖9是本研究兩名運動員固勢瞄準(zhǔn)階段軀干在前后和上下方向的運動情況。不同運 動 員軀干運動方向并不相同，運動幅度也有一定差別。瞄準(zhǔn)動作是通過身體多環(huán)節(jié)精細(xì)、協(xié)調(diào) 配合運動情況下完成的。它并不要求運動員在瞄準(zhǔn)的一開始就力求“對準(zhǔn)”靶心并穩(wěn)住不動 地等待撒放。如果這么做，會使瞄準(zhǔn)動作僵化。由于人體生理、心理、肌肉收縮等多方面因 素的影響，要想保持軀干絕對不動是不可能的，與其肌肉緊張身體僵硬的試圖保持軀干固定 ，不如使其平穩(wěn)的運動，并在運動中瞄準(zhǔn)、撒放。因此，固勢階段軀干向某一方向平穩(wěn)的運 動是提高瞄準(zhǔn)質(zhì)量的基礎(chǔ)，合理的做法，是要求運動員在瞄準(zhǔn)的開始時，有規(guī)律對準(zhǔn)靶心附 近某一位置，然后用平穩(wěn)的動作，較快的速度、準(zhǔn)確地向靶心逼近，并在運動中進行撒放。

同開弓階段一樣，運動員軀干在其前后方向（X方向）運動的幅度要遠(yuǎn)大于在其左右方向（Y 方向）上的運動。本研究中運動員在固勢階段身體在前后（X方向）移動的幅度平均為8.6 m m，最大為11.5 mm，最小為6.1 mm，在左右（Y方向）移動的幅度平均4.7 mm，最大為6 .3 mm，最小為3.4 mm。圖9兩名運動員固姿瞄準(zhǔn)階段軀干在X、Y方向上的位移

2.2.5人弓整體運動情況 固勢瞄準(zhǔn)階段雖然要求身體相對“固定”，但不是絕對不動，相反，在瞄準(zhǔn)時還要強調(diào) 繼續(xù)用力不能停頓。因此，身體與弓的運動形式將對能否高質(zhì)量瞄準(zhǔn)撒放產(chǎn)生重要影響。圖 10顯示了本研究中一名運動員在開弓、固勢瞄準(zhǔn)和撒放過程中兩髖中點、兩肩中點、 頭和弓中部點四個位置在不同方向上的運動情況。從圖中可以看出該運動員在各個方向均沒 有做到人弓運動同步。在X方向弓和兩髖中點運動基本同步，但卻與頭和兩肩中點的運動方 向相反。在Y方向，開弓階段頭與其他三點運動方向相反，在固勢前半階段四點運動同步， 但到后半段兩髖中點的運動方向與其他三點運動相反。在Z方向，人體上三點運動基本同步 ，但弓的運動呈波浪式下降。本研究其他運動員人弓運動情況與其近似，只是在運動幅度上 略有差異。

圖11是A運動員持弓臂各關(guān)節(jié)點和弓在整個開弓、固勢階段在三個方向上的位移情況 。在X方向和Y方向開弓和固勢前半段各點運動同步性較差，但固勢后半段已基本做到同步運 動，說明該運動員能及時調(diào)整持弓臂各肌肉力量的分配，保持持弓的穩(wěn)定。在Z方向除肩關(guān) 節(jié)外，持弓臂肘、腕、手和弓四點位移基本同步，都是呈波浪式下降。這說明該運動員持弓 臂腕肘關(guān)節(jié)固定良好，但肩關(guān)節(jié)穩(wěn)定性較差。本研究其他運動員也有類似的現(xiàn)象發(fā)生，但幅 度稍小。圖11A運動員持弓臂固姿階段X、Y、Z方向位移

2.3撒放動作 由于紅外光點運動分析系統(tǒng)不能記錄運動員動作技術(shù)影像，因此本研究無法準(zhǔn)確判定固勢瞄 準(zhǔn)與撒放動作之間的特征畫面，同理也不能準(zhǔn)確判定撒放瞬間畫面。因此，本研究反復(fù)觀察 研究運動員動作技術(shù)和紅外光點記錄數(shù)據(jù)之間的關(guān)系，以弓上標(biāo)志點位移的突然變化作為撒 放時刻。

觀察拉弓臂勾弦手上的紅外光點檢測資料發(fā)現(xiàn)，拉弦手撒放過程中普遍存在短暫的向前，即 向拉弓動作相反方向的移動。其位移幅度平均為4.5 mm，最多為9.7 mm，最少為1.3 mm，經(jīng) 歷時間平均為50 ms。圖12中是本研究兩名運動員撒放前后鉤弦手在前后方向的位移曲線。 從中可以看出，瞄準(zhǔn)階段鉤弦手平穩(wěn)持續(xù)地向后運動，但在撒放前后卻有短暫且明顯的向前 運動，之后才是撒放后手的向后運動。由于不能準(zhǔn)確判斷撒放時刻，因此我們也不能判定鉤 弦手的這種運動是撒放前特別忌諱的“松撒”錯誤，還是撒放后“反向”運動。圖12拉弦手撒放前后在前后方向的位移

“松撒”不但會減少箭發(fā)射的能量，而且破壞了原先的瞄準(zhǔn)狀態(tài)，對箭命中環(huán)位造成不利影 響。但從對射箭動作的不利影響來講，“反向”運動與“松撒”的不良影響的性質(zhì)是一樣的 ，只不過是在動作的大小程度上有差異而已。因此“反向”運動與“松撒”是同類性質(zhì)的不 良動作，但它卻普遍存在，因此這一現(xiàn)象應(yīng)引起我們的重視 與研究。

3結(jié)論

1) 本研究應(yīng)用Qualisys紅外光點測試系統(tǒng)對射箭技術(shù)中人、弓微小運動進行了細(xì)致的記錄 與描述。由于紅外光點測量系統(tǒng)的測量采樣頻率及分辨率極高，測試誤差小，因此該測量手 段可作為射箭技術(shù)特別是運動員和弓穩(wěn)定性的測量與研究的理想手段。

2) 固勢階段影響弓的穩(wěn)定性的因素主要是平動，它對箭的準(zhǔn)確性產(chǎn)生一定影響。而轉(zhuǎn)動對 穩(wěn)定性的影響極小，幾乎可以忽略。

3) 受試運動員在撒放前后普遍出現(xiàn)“松撒”和“反向”運動的現(xiàn)象。

4) 多數(shù)運動員在固勢階段很難做到人弓整體，持弓臂和身體的運動并不同步。

篇7

【關(guān)鍵詞】  心肌保護;電-機械耦聯(lián);鉀

    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

體外循環(huán)(cardiopulmonary bypass,cpb)心臟直視手術(shù)的患者，在圍術(shù)期會受到不同程度的干擾和損傷。為減輕術(shù)后臟器功能不全的發(fā)生，學(xué)者們曾應(yīng)用不同實驗動物進行了大量的實驗研究，但我們發(fā)現(xiàn)，有些在動物實驗中應(yīng)用的方法和技術(shù)在臨床應(yīng)用時結(jié)果不盡相同。本實驗通過比較大鼠和人體動脈血管的生物力學(xué)特性，揭示不同種屬間組織結(jié)構(gòu)和功能方面的差異，從而為臨床應(yīng)用提供幫助。

1 材料與方法

1.1 實驗材料 wistar 大鼠(清潔級，購自中國軍事醫(yī)學(xué)科學(xué)院實驗動物中心 );人頸總動脈血管條(取自腦死亡供體)。

1.2 實驗儀器 powerlab 4 腔張力檢測儀;sartorius basicplus bp211d天平;jb-3型磁力攪拌器。

1.3 實驗步驟

1.3.1 液體的配制 實驗當(dāng)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培養(yǎng)液：在無菌條件下配制m199 溶液(購自gibco brl公司)，放置于4℃冰箱中備用。

1.3.2 標(biāo)本的制備 wistar 大鼠(體重250±10g，n=10)，10% 水合氯醛375 mg/kg 腹腔注射麻醉。取雙側(cè)頸總動脈血管，用眼科剪將血管條剪成3 mm長的血管環(huán)。取自人尸體的頸總動脈血管備用(n=10)，用眼科剪將血管條剪成3 mm長的血管環(huán)。

1.3.3 頸總動脈血管電-機械耦聯(lián)反應(yīng)測定 將制備好的大鼠、人頸總動脈血管分別懸掛于powerlab 4 腔張力檢測儀的器官室掛鉤上，調(diào)定大鼠血管基礎(chǔ)張力為1.5 g，人頸總動脈血管基礎(chǔ)張力為3.0 g，維持基礎(chǔ)張力平衡1 h。分別在器官室內(nèi)加入68 mmol/l k+溶液，連續(xù)記錄血管張力，觀測動脈血管對高鉀的反應(yīng)性，直至最大張力達(dá)平衡。使用k-h 液進行換液，使得血管張力降至基礎(chǔ)水平。重復(fù)上述刺激3次。

1.3.4 頸總動脈血管α受體介導(dǎo)的血管收縮及非內(nèi)皮依賴性舒張反應(yīng)測定 血管平衡1 h后，大鼠血管使用68 mmol/l k+溶液進行預(yù)處理3次，人頸總動脈血管無須預(yù)處理，分別在器官室內(nèi)加入10-5 mol/l的去甲腎上腺素。血管張力達(dá)平臺期后加入10-5mol/l的硝普鈉。

1.4 統(tǒng)計學(xué)處理 應(yīng)用spss 13.0統(tǒng)計軟件進行統(tǒng)計分析，記錄兩組不同血管材料在不同刺激條件下張力隨時間的變化值。兩組數(shù)據(jù)進行t檢驗，用±標(biāo)準(zhǔn)差(±s)表示。p<0.05為差異有統(tǒng)計學(xué)意義。

2 結(jié) 果

2.1 頸總動脈血管電-機械耦聯(lián)反應(yīng)結(jié)果 加入電-機械耦聯(lián)收縮刺激劑68 mmol/l k+溶液后，大鼠頸總動脈血管張力緩慢上升，并在1 h內(nèi)達(dá)峰值。以k-h液沖洗3次后，血管張力迅速下降，并在30 min內(nèi)恢復(fù)至原有基礎(chǔ)張力水平(1.52±0.03)g，與基礎(chǔ)張力(1.52±0.02)g相比，p>0.05。再次加入68 mmol/l k+溶液，血管張力再次上升。電-機械耦聯(lián)反應(yīng)刺激具有可重復(fù)性，見圖1。而人頸總動脈血管張力緩慢上升，并在1 h內(nèi)達(dá)峰值。以k-h液沖洗3次后，血管張力無改變(7.51±0.19)g，與基礎(chǔ)張力(2.52±0.04)g相比，p< 0.01，見圖2。

2.2 頸總動脈血管α受體介導(dǎo)的血管收縮及非內(nèi)皮依賴性舒張反應(yīng)結(jié)果 受到10-5 mol/l的去甲腎上腺素刺激后，大鼠頸總動脈血管張力急速上升，20 min內(nèi)即基本達(dá)峰值，之后緩慢上升，連續(xù)性觀測1 h血管張力無衰減。加入硝普鈉后，血管張力急速下降，在20 min左右即達(dá)基礎(chǔ)張力水平(1.43±0.13) g，與基礎(chǔ)張力(1.53±0.05)g相比，p>0.05，見圖3。人頸總動脈在去甲腎上腺素作用下血管張力緩慢上升，30 min內(nèi)達(dá)峰值。加入硝普鈉后，血管張力緩慢下降，在30 min達(dá)基礎(chǔ)張力水平(3.21±0.28)g，與基礎(chǔ)張力(3.06±0.13)g相比，p>0.05，見圖4。

3 討 論

在心臟直視手術(shù)中，cpb和心臟停搏為心臟和大血管手術(shù)提供了安全的保證。但在心臟停搏期間，心肌的缺血缺氧導(dǎo)致再灌注損傷的產(chǎn)生，部分患者在體外循環(huán)后發(fā)生心功能低下、心律失常等，影響了手術(shù)的順利恢復(fù)。為此，學(xué)者們在心肌保護方面展開了大量的研究和探索，包括心臟停搏液的改良、灌注方式的改進、心肌損傷機制的探索等[1-6]。但是文獻中有關(guān)心肌保護的研究結(jié)果并不一致。在動物實驗中得到較好結(jié)果的一些心肌保護藥物(如腺苷等)，在臨床觀察中并沒有明顯增強心肌保護的效果[7-8]。動物實驗中發(fā)現(xiàn)的缺血預(yù)處理技術(shù)，在動物實驗中可以明顯改善之后心肌耐受缺血缺氧的能力，但在臨床實驗中也是不能得到驗證[9]。這種動物實驗與臨床觀察結(jié)果之間的巨大差異越來越受到學(xué)者們的重視，但具體機制尚不明確[10-11]。

本研究選擇大鼠和人類動脈血管作為實驗材料，從血管生物力學(xué)角度研究可能造成心肌保護基礎(chǔ)實驗與臨床觀察差異的可能原因。本組實驗由于采用了powerlab 4 腔張力檢測系統(tǒng)，壓力傳感器的設(shè)置較傳統(tǒng)電生理檢測裝置有很大改進，采用了計算機模擬量到數(shù)字量轉(zhuǎn)換(a/d)系統(tǒng)，敏感度大大提高。

血管平滑肌細(xì)胞受到刺激興奮后，通過肌細(xì)胞特有的興奮-收縮耦聯(lián)機制產(chǎn)生收縮反應(yīng)。在基礎(chǔ)實驗中，一般采用高鉀作為電機械耦聯(lián)反應(yīng)的刺激劑，其濃度從30 ～ 100 mmol/l不等，68 mmol/l k+溶液是比較常用的一種。據(jù)報道，68 mmol/l k+溶液可以在不同動物的不同血管產(chǎn)生強烈的收縮效應(yīng)，并且沒有脫敏現(xiàn)象。去甲腎上腺素作用于α腎上腺素能受體，受體分布廣泛，因此是藥理機械耦聯(lián)反應(yīng)實驗中最常用的試劑之一，因此，選用這兩種試劑作為生物力學(xué)實驗的刺激劑。加入硝普鈉觀察血管的非內(nèi)皮依賴性舒張反應(yīng)。在電機械耦聯(lián)實驗中發(fā)現(xiàn)，大鼠對高鉀有較強的耐受和調(diào)節(jié)能力，大鼠血管張力在去除刺激因素后迅速下降，說明細(xì)胞內(nèi)存在快速的鈣通道調(diào)節(jié)機制，從而降低細(xì)胞內(nèi)鈣離子濃度，引起血管張力下降。但其具體機制尚需要進一步的實驗證實。在藥理機械耦聯(lián)反應(yīng)實驗中，人體血管與大鼠具有相似的α受體介導(dǎo)收縮反應(yīng)和非內(nèi)皮依賴性舒張曲線。但是人體血管上升(收縮)和下降(舒張)曲線更為平緩，說明收縮和舒張強度低于大鼠。這可能提示人體對藥物具有一定的抵抗和適應(yīng)能力。

盡管動物實驗中經(jīng)常采用高鉀進行反復(fù)刺激，進行血管生物力學(xué)的檢測。但是檢測也顯示，暴露于20 mmol/l的高鉀溶液，冠狀動脈內(nèi)皮細(xì)胞一氧化氮的釋放并未受到影響，但是內(nèi)皮細(xì)胞衍生的超級化因子(edhf)介導(dǎo)的舒張作用減弱[12]。本組實驗則通過生物力學(xué)的角度直接證實了高鉀的這種不利影響。人頸總動脈受到68mmol/l k+溶液刺激后，血管張力持續(xù)增高，改變細(xì)胞外k+濃度并不能使張力降低。這說明高鉀對人體血管的不良影響較大鼠更為明顯，人與動物血管調(diào)節(jié)鉀代謝的機制存在明顯差異。這種現(xiàn)象在臨床上將會明顯影響心肌保護的效果，表現(xiàn)在：① 高鉀引起心肌血管痙攣，影響心臟停搏液的均勻分布，使部分心肌代謝活動持續(xù)存在，加重心肌缺血。② 鈣內(nèi)流導(dǎo)致細(xì)胞內(nèi)鈣超載。由于心肌收縮最終都是改變細(xì)胞內(nèi)ca2+的濃度。高鉀刺激引起的血管張力持續(xù)增加說明，細(xì)胞內(nèi)ca2+濃度較高，細(xì)胞會調(diào)動質(zhì)膜上的通道或通過耗能的ca2+泵，從而調(diào)節(jié)細(xì)胞內(nèi)的鈣濃度。但這些過程大多數(shù)都是耗能過程，會加重細(xì)胞缺氧。③ 心肌血管的攣縮影響復(fù)灌后血液的復(fù)流。④ 影響復(fù)灌后正常電機械活動的恢復(fù)。由于細(xì)胞外高鉀本身對心肌電活動的產(chǎn)生和傳導(dǎo)有影響，如果復(fù)灌后血運恢復(fù)不暢，也會間接導(dǎo)致心律失常的發(fā)生。

因此，根據(jù)本實驗結(jié)果，有必要在進一步的實驗中探索大鼠和人體血管電機械耦聯(lián)反應(yīng)差異的內(nèi)在因素，將對心臟停搏液的改良起到有益的指導(dǎo)作用。在選擇心肌保護的實驗?zāi)Ｐ秃蛯嶒炘O(shè)計時，應(yīng)考慮不同種屬的差異性。

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篇8

【摘要】 目的 分析不同螺紋深度微小種植體骨界面的生物力學(xué)變化，為微小種植體的設(shè)計和臨床應(yīng)用提供科學(xué)的理論依據(jù)。 方法 采用ANSYSWorkbench有限元軟件，建立不同螺距深度的六個三維有限元模型，分別在模型上計算出不同螺紋深度的微小種植體骨界面的VonMises應(yīng)力及位移分布狀況。 結(jié)果 不同螺紋深度的微小種植體VonMises應(yīng)力及位移的分布均集中于種植體頸部骨皮質(zhì)區(qū)，種植體的VonMises應(yīng)力值及位移值均較小。螺紋深度的不同對微小種植體骨界面VonMises應(yīng)力值、位移值有影響，螺紋深度為0.2 mm的微小種植體VonMises應(yīng)力峰值、位移峰值最小。 結(jié)論 本實驗建立的微小種植體骨組織三維有限元模型具有良好的幾何相似性，可對微小種植體及其支持骨組織進行精確的生物力學(xué)分析，螺紋深度為0.2 mm的微小種植體具有較好生物力學(xué)特性。

【關(guān)鍵詞】 模型，解剖學(xué); 牙應(yīng)力分析; 生物力學(xué); 牙種植; 牙種植體; 有限元分析

A ThreeDimensional Finite Element Analysis on the Influence of Different Depth of Thread on Biomechanical Properties of MicroImplantBone 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，F(xiàn)ujian 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 threedimensional finite element models for microimplantbone and to analyze the influence of different depth of thread on the biomechanical characteristics of microimplantbone interface， with the purpose of providing scientific theoretical basis for the design and clinical application of microimplants. Methods By using the commercial code of ANSYSWorkbench software， threedimensional finite element models of microimplantbone complex were built up to analyze the influence of thread of different depth on the biomechanical properties of microimplantbone interface. Results In all the cases， both the VonMises and displacement focused on the cortical area of cervix of the microimplants. The values of VonMises stress and displacement were very small. Different depth of thread influenced the values of VonMises stress and displacement. The depth of the threaded implant of 0.2 mm resulted in the minimum stress and displacement values. Conclusion The threedimensional finite element models for microimplantbone established in the study show favourable geometrical similarity， which can help to make a detailed biomechanical analysis of microimplants and their supporting bone tissue. The microimplant 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

目前臨床上使用的微小種植體多為螺紋型種植體，對于微小種植體螺紋形態(tài)的研究較少。本文運用三維有限元法探討不同螺紋深度微小種植體骨界面的VonMises應(yīng)力和位移分布的特點，以期尋找出微小種植體適宜的螺紋深度，為種植體的設(shè)計和臨床應(yīng)用做參考。

1 材料和方法

1.1 微小種植體

骨組織三維有限元模型建立

1.1.1 微小種植體三維實體模型建立

參照文獻[1] 設(shè)定微小種植體外形：微小種植體為外徑1.5 mm，長度11 mm，螺紋頂角60°，螺距1.0 mm的刃狀螺紋圓柱形螺釘，設(shè)定種植體植入骨組織長度為8 mm。按照上述尺寸，以螺紋深度為變量，利用SOLIDWORKS畫圖軟件繪出螺紋深度為0.1 mm、0.15 mm、0.20 mm、0.25 mm、0.3 mm、0.35 mm6個微小種植體三維實體模型。

1.1.2 骨組織三維實體模型建立

骨組織外形的設(shè)定將其簡化為長方體骨塊尺寸：長度10 mm，寬度10 mm，高度15 mm。長方體骨塊上部設(shè)置為皮質(zhì)骨層，下部設(shè)置為松質(zhì)骨層，皮質(zhì)骨層厚度為1.6 mm、松質(zhì)骨層厚度為13.4 mm。按照上述尺寸，利用SOLIDWORKS畫圖軟件繪出骨塊三維立體幾何模型。并在骨塊中以六個微小種植體實體模型的螺紋形態(tài)分別繪制出包含不同螺紋形態(tài)的種植窩的6個骨組織三維實體模型。

1.1.3 微小種植體

骨組織三維實體模型的建立 微小種植體的實體模型與骨實體模型在SOLIDWORKS軟件內(nèi)裝配形成微小種植體骨組織的三維實體模型，利用ANSYS軟件的CAD數(shù)據(jù)接口，將SOLIDWORKS軟件生成的實體模型文件直接導(dǎo)入ANSYSWorkbench有限元軟件進行有限元分析。

1.2 實驗設(shè)計

微小種植體及骨皮質(zhì)材料均設(shè)置為線性、彈性、各向同性的均質(zhì)連續(xù)材料，材料受力變形為小變形，種植體和骨組織之間為100%的骨結(jié)合。

1.3 材料力學(xué)參數(shù)

微小種植體材料設(shè)為鈦，其彈性模量為103 400 MPa，泊松比為0.34，骨皮質(zhì)彈性量為13 700 MPa，泊松比為0.33，骨松質(zhì)彈性模量為1 500 MPa，泊松比為0.30。

1.4 邊界條件

在簡化的模型上設(shè)定邊界條件，由于微小種植體周圍硬組織設(shè)定為連續(xù)體，所以在約束中，除了微小種植體植入的1個面以外，骨模型長方體的其余5個面節(jié)點全部約束。

1.5 定義單元屬性及網(wǎng)格劃分

種植體及骨的單元類型均設(shè)置為solid187。用ANSYS自適應(yīng)網(wǎng)格劃分功能對模型進行智能尺寸網(wǎng)格劃分，結(jié)合手動調(diào)節(jié)單元大小數(shù)值，使種植體、骨塊幾何尺寸不受單元劃分的影響，生成微小種植體骨組織三維有限元模型。

1.6 載荷條件

在距微小種植體頭部1.25 mm處加載載荷為150 g，與微小種植體長軸夾角為60°的斜向下的力。

2 結(jié) 果

2.1 微小種植體應(yīng)力值

微小種植體的VonMises應(yīng)力主要集中在種植體骨界面的頸部1.6 mm骨皮質(zhì)處，VonMises應(yīng)力值較大，應(yīng)力衰減明顯，在松質(zhì)骨區(qū)內(nèi)應(yīng)力值很小，應(yīng)力衰減緩慢，螺紋深度為0.2 mm的微小種植體VonMises應(yīng)力峰值最小（表1）。表1 不同螺紋深度微小種植體骨界面VonMises應(yīng)力值（略）

2.2 微小種植移值

微小種植體頸部骨皮質(zhì)區(qū)有較大的位移值，位移值衰減明顯，在松質(zhì)骨區(qū)位移值較小，位移值衰減緩慢， 螺紋深度為0.2 mm的微小種植移峰值最?。ū?）。'表2 不同螺紋深度微小種植體—骨界面位移值（略）

3 討 論

國內(nèi)外學(xué)者圍繞著何種形態(tài)結(jié)構(gòu)的種植體才具有最佳的生物力學(xué)效應(yīng)做了較多研究，大部分學(xué)者傾向于選擇螺紋型種植體[13]。與傳統(tǒng)的柱狀種植體相比，螺紋型種植體具有機械鎖結(jié)固位作用、表面積大的特點，有利于骨愈合。對已發(fā)生骨結(jié)合的種植體，螺紋設(shè)計能將軸向的拉或壓應(yīng)力載荷，通過螺紋斜面以壓應(yīng)力方式傳遞到周圍骨質(zhì)，有利于骨結(jié)合界面的長期維持穩(wěn)定[4]。Hurson等對螺紋種植體進行了工程力學(xué)分析，系統(tǒng)闡述了螺紋設(shè)計原則、材料強度、力學(xué)疲勞分析并提出了螺紋的設(shè)計標(biāo)準(zhǔn)[5]。蘭則棟等認(rèn)為刃狀螺紋種植體的骨界面應(yīng)力最小，刃狀螺紋型種植體比較適合做口腔支抗種植體[6]。研究表明，種植體的螺紋形態(tài)對種植體骨界面應(yīng)力分布有較大的影響。以往的研究多以牙種植體作為研究對象，牙種植體的直徑3～5 mm、長度7～18 mm，微小種植體臨床應(yīng)用直徑一般在1.2～2.3 mm、長度5～14 mm，兩者在直徑上存在巨大差異，在載荷方面牙種植體承載的是咀嚼力，力值較大，而微小種植體多為持續(xù)水平向力和斜向力，力值較小。

本組結(jié)果提示，隨著微小種植體螺紋深度的增大，種植體的VonMises應(yīng)力峰值未呈明顯的線性遞增趨勢。但最大應(yīng)力峰值與最小應(yīng)力峰值相差1.296倍，說明不同的螺紋深度對微小種植體骨界面VonMises應(yīng)力有影響。以螺紋深度0.2 mm種植體的VonMises應(yīng)力峰值為最低。隨著微小種植體螺紋深度的增大，種植體的位移峰值未呈明顯的線性遞增趨勢，但最大位移峰值與最小位移峰值相差1.17倍，說明螺紋深度的不同對微小種植體骨界面位移值有影響。以螺紋深度0.2 mm的位移峰值為最低點。臨床上種植體松動、脫落是種植失敗的常見結(jié)果。微小種植體與牙種植體相比種植失敗最大的不同是折斷，這是由于微小種植體體積小，應(yīng)力集中所造成的。從機械力學(xué)的角度來看，微小種植體在直徑不變的情況下，隨著種植體螺紋深度的增大，種植體的內(nèi)徑將減少，其抗折性就減小。從實驗結(jié)果上看，微小種植體螺紋深度的改變對微小種植體骨界面VonMises應(yīng)力值和位移值有影響。由此可見無論從生物力學(xué)還是從機械力學(xué)的角度上看，臨床上不宜選用螺紋深度過大的微小種植體。但螺紋深度過小種植體應(yīng)力和位移也會增加，而且也減少了螺紋種植體與骨組織的機械固位作用。本實驗表明，不同螺紋深度微小種植體在150 g正畸力作用下，微小種植體VonMises應(yīng)力及位移的分布均集中于種植體頸部骨皮質(zhì)區(qū)，種植體的VonMises應(yīng)力值及位移值均較小，螺紋深度為0.2 mm的微小種植體的VonMises應(yīng)力峰值和位移峰值最小，具有較好生物力學(xué)特性。

參考文獻

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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):515527.

篇9

【摘要】 目的 通過應(yīng)用解剖型股骨粗隆鎖定鉤板內(nèi)固定系統(tǒng)（ALHP）固定股骨粗隆間不穩(wěn)定性骨折的生物力學(xué)研究，探討老年性股骨粗隆間骨折ALHP的生物力學(xué)性能和臨床應(yīng)用。方法 8具國人新鮮股骨標(biāo)本進行ALHP和動力髖螺釘（DHS）固定后的生物力學(xué)對比測試。結(jié)果 兩者載荷應(yīng)變、載荷位移、強度和剛度、扭轉(zhuǎn)力學(xué)性能、極限載能等統(tǒng)計學(xué)顯示有顯著性差異（P＜0.05）。結(jié)論 生物力學(xué)實驗結(jié)果證明ALHP在抗張、抗壓、抗彎、抗剪切方面明顯優(yōu)于DHS。ALHP設(shè)計合理，立體固定，整體穩(wěn)定性高，有利于老年患者早期功能鍛煉，防止各種并發(fā)癥的發(fā)生。

【關(guān)鍵詞】 股骨骨折；股骨粗??；內(nèi)固定；生物力學(xué)；鋼板

Abstract： Objective To study the biomechanics of anatomical locked hookplate(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 hookplate 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 hookplate and DHS in loadstrain，loaddisplacement，strength and rigidity，the ability of antitorsion and ultimate bearing capacity（P＜0.05）.Conclusion ALHP has remarkable advantages over DHS in the ability of antitension，anticompression，antibending and anticut.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

股骨粗隆間骨折多發(fā)于骨質(zhì)疏松的老年人，近年來其發(fā)病率呈顯著上升趨勢。其保守治療需長期臥床，容易導(dǎo)致墜積性肺炎、泌尿系統(tǒng)感染及褥瘡等嚴(yán)重并發(fā)癥。國外文獻報道老年股骨粗隆間骨折患者保守治療的死亡率高達(dá)50%［1］，也有報告老年股骨粗隆間骨折非手術(shù)治療組的死亡率要比手術(shù)治療組高4.5倍［2］，而采用手術(shù)切開復(fù)位器械固定，則效果更佳［3］。作者于2006年開始研制解剖型股骨粗隆鎖定鉤鋼板內(nèi)固定系統(tǒng)（anatomical locked hook-plate internal fixation system，ALHP），經(jīng)臨床應(yīng)用療效滿意，極大地降低了髖內(nèi)翻畸形、肢體短縮和髖部疼痛等并發(fā)癥的發(fā)病率。為了進一步論證本器械在治療股骨粗隆不穩(wěn)定骨折的優(yōu)點，本文通過生物力學(xué)實驗論證動力髖螺釘（DHS）和ALHP的生物力學(xué)性能，為臨床提供科學(xué)的基礎(chǔ)理論依據(jù)。

材料與方法

1 一般資料

采集老年骨質(zhì)疏松標(biāo)本8具，男性5例，女性3例；平均年齡70歲，體重68kg。標(biāo)本先行剝離軟組織，經(jīng)X射線證實無病理缺陷、畸形、骨折或腫瘤病患者。標(biāo)本封裝儲存于-40℃冰柜內(nèi)保存。實驗時逐級解凍。

2 標(biāo)本的實驗力學(xué)模型制作

所有標(biāo)本用NORLAND公司生產(chǎn)的XR36型雙能X線吸收骨質(zhì)密度儀測定股骨粗隆間的骨質(zhì)密度值。本文取骨質(zhì)密度值0.76g/cm2以下者為骨質(zhì)疏松標(biāo)本，仿Evans股骨粗隆間骨折類型人工形成Ⅳ型骨折。將標(biāo)本隨機分為實驗組（ALHP）和對照組（DHS）。模擬單足站立負(fù)重，考慮外展肌參與作用，在股骨頭部及股骨干部布置應(yīng)變片6枚（見圖1）。

圖1 股骨粗隆間骨折Evans分型及內(nèi)固定

生物力學(xué)實驗?zāi)Ｐ蛨D標(biāo)本在WE5生物力學(xué)實驗機上加載，載荷級別分別為0、600、1200、1800N，加載速度為1.4mm/min。測量股骨粗隆部位及股骨干上應(yīng)力分布及頭部移位情況，以比較不同器械固定的生物力學(xué)性能。所有的標(biāo)本模型、結(jié)構(gòu)、材料力學(xué)性能、加載及手術(shù)創(chuàng)傷和固定方法盡量保持一致，以提高測量精度，并事先對股骨頭的機械力學(xué)性能進行測量。

3 ALHP結(jié)構(gòu)

在深入研究股骨近端解剖、復(fù)雜受力特征和治療股骨粗隆間骨折各種內(nèi)固定物優(yōu)缺點的基礎(chǔ)上，筆者設(shè)計了ALHP（見圖2）。其結(jié)構(gòu)包括：鉤板、拉力螺釘、壓定螺釘、鎖定螺釘、加壓螺釘。鉤板主體為鉤板體和粗隆鉤，粗隆鉤設(shè)有2個，以解剖形態(tài)鉤抱粉碎的骨折塊，壓定螺釘可防止拉力螺釘松動退出。拉力螺釘為3枚空心螺釘，遠(yuǎn)端設(shè)置外螺紋，具有自攻功能。組合螺釘孔設(shè)有3～5個。本內(nèi)固定系統(tǒng)特點為3根拉力螺釘固定于股骨頭頸，把持力強，具有明顯的分散應(yīng)力的作用，防止螺釘應(yīng)力集中對股骨頭頸的切割。兩個股骨粗隆鉤固定股骨大粗隆粉碎性骨塊，復(fù)位理想，固定堅強。股骨外側(cè)鋼板具有張力帶作用，有效對抗剪切和旋轉(zhuǎn)應(yīng)力。各部分鎖定裝置維系整個系統(tǒng)的穩(wěn)定性，防止骨折移位導(dǎo)致髖內(nèi)翻畸形，有利于早期功能鍛煉，防止各種并發(fā)癥。

4 數(shù)據(jù)處理

應(yīng)用統(tǒng)計軟件SPSS 10.0進行統(tǒng)計學(xué)最小二乘法處理、t檢驗和方差分析，設(shè)顯著性水平為P＜0.05。

結(jié) 果

1 載荷應(yīng)變變化

股骨上的正常組（N）、ALHP固定組和DHS固定組載荷應(yīng)變變化經(jīng)生物力學(xué)測量（見表1）結(jié)果表明：（1）股骨張力側(cè)（OS）ALHP系統(tǒng)固定比DHS系統(tǒng)平均應(yīng)變小12%，統(tǒng)計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）；（2）在股骨壓力側(cè)（IS）平均應(yīng)變兩者比較同樣小11%，統(tǒng)計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）；（3）股骨上壓力側(cè)的應(yīng)變明顯比張力側(cè)大26%。

2 載荷位移變化

股骨粗隆間骨折在髖載荷作用下引起的位移為股骨頭的下沉位移u和水平位移μ，測量結(jié)果見表2。

結(jié)果表明：（1）ALHP的下沉位移比DHS的位移小17%，水平位移小21%，并接近于正常組N，統(tǒng)計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）；（2）粗隆間骨折斷面張開角α，即使在1800N力作用下，ALHP系統(tǒng)只有2.31°，而DHS要產(chǎn)生3.36°，兩者相差31%（P＜0.05）。

3 股骨粗隆間骨折固定的強度和剛度

股骨粗隆間骨折固定后的強度和剛度變化結(jié)果見表3。強度指股骨抵抗破壞能力的大小，剛度指股骨抵抗變形能力的大小。結(jié)果表明：（1）股骨粗隆間骨折固定后在髖載荷P=1200N力的作用下在股骨的外側(cè)應(yīng)力強度，ALHP系統(tǒng)比DHS高14%，內(nèi)側(cè)強度高13%，統(tǒng)計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）；（2）從股骨粗隆間骨折固定后的軸向剛度（EF）和彎曲剛度（EJ）來比較，ALHP內(nèi)固定系統(tǒng)比DHS分別高17%和23%，統(tǒng)計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）。

4 剪斷（cutout）試驗結(jié)果

股骨粗隆間骨折固定最大的危險是在髖關(guān)節(jié)剪切應(yīng)力作用下往往會產(chǎn)生剪斷的危險，即在剪切力作用下產(chǎn)生剪切破壞、骨折部塌陷現(xiàn)象。根據(jù)所有樣本在髖關(guān)節(jié)力500N時的剪斷試驗結(jié)果（見表4）表明：（1）ALHP剪切應(yīng)力、粗隆間界面剪切力高于DHS的15%，統(tǒng)計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）；（2）在相同載荷作用下，從股骨粗隆界面剪切位移來看，ALHP的移位與DHS的移位相差29%，即前者剪切剛度高于后者約40%。

5 抗扭強度試驗結(jié)果

股骨由于前傾角的存在，會產(chǎn)生髖內(nèi)翻、旋轉(zhuǎn)松動和移位，根據(jù)所有標(biāo)本的試驗結(jié)果得到粗隆間骨折內(nèi)固定的扭矩-扭角關(guān)系（見表5）。結(jié)果表明：（1）采用ALHP內(nèi)固定系統(tǒng)其最大破壞扭矩為4.11N.M，相應(yīng)扭角為3.45°，而采用DHS內(nèi)固定系統(tǒng)其最大破壞扭矩為3.48N.M，相應(yīng)扭角為4.10°，統(tǒng)計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）。表1 股骨粗隆間骨折兩種不同內(nèi)固定載荷應(yīng)變變化關(guān)系表2 股骨粗隆間骨折兩種不同內(nèi)固定載荷位移、轉(zhuǎn)角變化關(guān)系表3 股骨粗隆間骨折兩種不同內(nèi)固定的強度 和剛度(P=1200N) 表4 股骨粗隆間骨折固定剪斷(cutout)試驗結(jié)果（髖關(guān)節(jié)力P=500N時，±s）

6 極限力學(xué)性能試驗

股骨粗隆間骨折采用兩種不同內(nèi)固定后，按Evans分型進行極限力學(xué)性能試驗。

結(jié)果表明：（1）股骨粗隆間不穩(wěn)定性骨折，若以最嚴(yán)重的一種Evans IV型股骨粗隆間粉碎性骨折比較，采用ALHP內(nèi)固定的極限能力為2160N，極限位移10.48mm，相對應(yīng)DHS內(nèi)固定的極限承載能力1768N，相應(yīng)位移為11.32mm。兩者比較相差18%，具有顯著性差異（P＜0.05）。（2）按股骨粗隆間Evans分型不穩(wěn)定性骨折分別試驗結(jié)果為：Ⅱ型AALHP為3628N，DHS為2924N；Ⅲ型分別為2916N和2300N；Ⅳ型分別為2160N和1768N，均顯示具有顯著性差異（P＜0.05）。表5 股骨粗隆間骨折兩種不同內(nèi)固定扭矩扭角關(guān)系

討 論

股骨粗隆間骨折尤其是老年人不穩(wěn)定骨折手術(shù)后常常會出現(xiàn)髖內(nèi)翻、下肢短縮及外旋畸形的并發(fā)癥，究其原因大多為內(nèi)固定器械不理想。如以前常用的鵝頭三翼釘術(shù)后并發(fā)癥高達(dá)30%～40%，角鋼板釘也有不少并發(fā)癥，髖內(nèi)翻、松動移位時有發(fā)生［4］。國內(nèi)常常將DHS動力髖螺釘視作為金標(biāo)準(zhǔn)，DHS通過股骨頸的拉力螺釘固定骨折近端，另一端為板狀結(jié)構(gòu)固定骨折遠(yuǎn)端，具有靜力加壓與動力加壓的雙重功效，能保持良好的股骨頸干角，結(jié)構(gòu)牢固，抗彎能力強，治療穩(wěn)定性粗隆間骨折成功率達(dá)95%，因此臨床上較為常用。但是對于粉碎性不穩(wěn)定股骨粗隆間骨折，由于股骨頸后內(nèi)側(cè)皮質(zhì)缺損，應(yīng)力難以通過股骨距傳導(dǎo)，內(nèi)置物上應(yīng)力增大，螺釘切割股骨頭易導(dǎo)致鋼板疲勞斷裂、骨折不愈合或畸形愈合等并發(fā)癥的發(fā)生，尤其是DHS有難以抗旋轉(zhuǎn)的結(jié)構(gòu)弱點，對骨折累及大粗隆、嚴(yán)重粉碎性粗隆下骨折，骨折線位于DHS進釘處時則更不適用。Simpson等［5］通過回顧性研究證實DHS的并發(fā)癥為15%，尤其對于骨質(zhì)疏松Evans IV型骨折的老年患者失敗率更高。對此也有人采用改良型的雙釘DHS，但有手術(shù)復(fù)雜，難度大，在同一股骨頭頸內(nèi)難以固定的缺點。

為此，我們設(shè)計了ALHP，有效地克服了上述DHS的不足，發(fā)揮整體結(jié)構(gòu)的力學(xué)優(yōu)勢，形成幾何不變的內(nèi)固定系統(tǒng)，以拉力螺釘-鎖定螺釘-鉤板形成立體框架結(jié)構(gòu)，加上鎖定系統(tǒng)，堅強有力地構(gòu)成了三維立體內(nèi)固定系統(tǒng)。三根前傾10°、仰角135°松質(zhì)骨拉力螺釘固定在股骨近端張力側(cè)，恢復(fù)了張力骨小梁的連續(xù)性，靜力加壓使骨折斷端嵌緊錨固，發(fā)揮了抗張力作用，相當(dāng)于DHS動力髖優(yōu)點，斜孔旋入尾端鎖定的拉力螺釘使其緊貼股骨距，發(fā)揮了它的抗壓作用，同時兩鉤合抱股骨大粗隆能提高抗彎能力達(dá)7～8倍之多，所以在這個意義上ALHP形成了立體錨固結(jié)構(gòu)，發(fā)揮了股骨張力骨小梁、壓力骨小梁、彎曲骨小梁的各自抗張、抗壓、抗彎的作用。鉤、板、釘共同承重使整個內(nèi)固定系統(tǒng)達(dá)到了最優(yōu)的重建力學(xué)體系。載荷應(yīng)變和載荷位移變化實驗證明ALHP內(nèi)固定應(yīng)力、應(yīng)變分布均勻合理，而且固定牢固，對抗張應(yīng)力、抗剪切、防止旋轉(zhuǎn)的能力較強，并接近正常組，具有明顯的優(yōu)勢，有效防止了股骨頭旋轉(zhuǎn)位移和髖內(nèi)翻。加上我們設(shè)計了壓定螺釘，有效地防止了退釘、松動、滑移的弊端。而在釘板的近端增加了兩個錨鉤，將不穩(wěn)定骨折碎片牢牢合抱，發(fā)揮了整體力學(xué)優(yōu)勢，完整地重建了承重力學(xué)體系。股骨粗隆間骨折固定的強度和剛度以及抗扭強度試驗證明ALHP維持股骨粗隆間骨折內(nèi)固定的穩(wěn)定性是有保證的，抗扭強度接近于正常組，明顯高于DHS內(nèi)固定系統(tǒng)。由于整體結(jié)構(gòu)堅強、牢固，尤其防止股骨粗隆間骨折剪力cut－out的破壞，發(fā)揮了積極的對抗作用，剪斷（cutout）試驗結(jié)果說明ALHP抗剪能力強于對照組，有明顯優(yōu)勢。極限力學(xué)性能試驗證明使用ALHP內(nèi)固定系統(tǒng)整體力學(xué)性能有較大的提高，充分證明使用本內(nèi)固定系統(tǒng)具有整體力學(xué)性能優(yōu)勢，對股骨粗隆間骨折穩(wěn)定性具有很好的支撐作用。ALHP立體固定結(jié)構(gòu)有效地防止了髖內(nèi)翻和旋轉(zhuǎn)畸形并發(fā)癥的發(fā)生。

ALHP上述一系列的整體結(jié)構(gòu)經(jīng)生物力學(xué)實驗證實優(yōu)于DHS，符合“AO”堅強固定原則，保障了老年性股骨粗隆間骨折術(shù)后的穩(wěn)定性，使得老年性骨質(zhì)疏松患者能早期功能鍛煉，恢復(fù)肢體功能，有效地防止各種并發(fā)癥的發(fā)生，具有廣闊的臨床應(yīng)用前景。

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篇10

生物物理學(xué)生理研究方法

國內(nèi)的生物物理學(xué)教材， 多適用于物理、化學(xué)專業(yè)背景的學(xué)生。生命科學(xué)背景的學(xué)生，往往畏難于其中的公式，同時也由于公式和理論與生命現(xiàn)象的聯(lián)系缺乏具體闡述，往往讓人摸不著頭腦。本書避免了以上缺憾，并且圖文并茂，既可以作為教材，也可以用來自學(xué)。

本書共有12章，每章有4-10小節(jié)。各章的內(nèi)容分別是：1. 我們身邊的能量，能量的形式、環(huán)境能量、分子能量、分子能量吸收、能量傳遞、離子輻射、磁共振、聲波；2. 分子相互作用，解離常數(shù)、啟動子位置和自身免疫病、測量解離常數(shù)的方法、金屬-分子配位鍵、氫鍵、非鍵分子相互作用；3. 擴散與直接轉(zhuǎn)運，力與流體本文由收集整理、菲克擴散定律、布朗運動、離子和分子的生理擴散、分子馬達(dá)、胞間物質(zhì)轉(zhuǎn)運；4. 能量生發(fā)，人體效能熱力學(xué)、能量分子atp、adp和pi、磷酸肌酸、糖酵解、線粒體；5. 力與運動，肌肉長度-張力關(guān)系、應(yīng)力飽和時的肌肉收縮、心肌和平滑肌的長度-張力關(guān)系、橫橋循環(huán)的希爾方程、肌肉收縮、伸長與力量、鈣依賴的肌肉傳導(dǎo)速率、平滑肌銷、肌肉張力瞬態(tài)、空腔器官的拉普拉斯定律、非肌肉運動；6. 負(fù)荷的承受，應(yīng)力與限制、牙齒和骨骼、血管、肌腱、關(guān)節(jié)和軟骨；7. 流體和空氣的流動，流體特性、關(guān)節(jié)滑膜液、動脈血流、小動脈血流、粘度和凝血、動脈狹窄、動脈失對稱：動脈硬化和閉鎖，肺內(nèi)氣流；8. 生物物理界面：表面張力和膜結(jié)構(gòu)特性，表面張力、表面活性劑與肺泡張力、膜磷脂、膜的曲率、膜蛋白與碳酸微環(huán)境、膜蛋白轉(zhuǎn)運子、膜的組裝、超聲波成孔、膜擴散和粘彈性、膜的乙醇效應(yīng)；9. 膜的電學(xué)特性，膜電勢、戈德曼和能斯特方程、水的介電常數(shù)和表面結(jié)合、溶液中的誘導(dǎo)偶極矩取向、膜電場復(fù)合物解離、膜的電導(dǎo)性、心電圖、通道離子選擇性；10. 激動劑活性與藥物分析，膜受體蛋白、藥代動力學(xué)、量效曲線和希爾方程、胞內(nèi)分子擴散與清除、統(tǒng)計分析、藥物研發(fā)和罕見??；11. 穩(wěn)定性、復(fù)雜性和非線性系統(tǒng)，系統(tǒng)控制、負(fù)反饋和代謝調(diào)控、正反饋、穩(wěn)態(tài)模型、狀態(tài)轉(zhuǎn)換、非線性系統(tǒng)：分形和混沌，細(xì)胞凋亡；12. 總結(jié)。

本書作者patrick f. dillon是密西根州立大學(xué)自然學(xué)院的教授，具有30多年的教學(xué)經(jīng)驗，教授的學(xué)生涵蓋了高中生到醫(yī)學(xué)院研究生等多個層次，他因教學(xué)上的突出成就被授予大學(xué)杰出員工。

本書適合生命科學(xué)領(lǐng)域的大學(xué)生、教師及其他感興趣的學(xué)者。