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髖關節的生物力學特征范文第1篇

【關鍵詞】 髖假體 應力 物理 生物力學 有限元

Abstract［Objective］To study the stress distribution rule of artificial hip prothesis combined with different materials under the stress condition， with the help of three-dimesional (3D) finite element analysis (FEA) ［Methods］1Three-dimesional (3D) finite element analysis was used to test biomechanics of total hip replacement by single pelvic standing Global stress mode of femur and acetabular of prosthesis implantation and stress disposition of prosthesis exertion on the bone interface were also measured ［Results］Equivalent stress peak value all located at the distal end of corresponding femoral bone area after various kinds of prosthetic replacement， but decreased to some extent， most obviously in the calear femorale， with the maximum dodge rate The dodge rate of femur was lower in corresponding area that used CFR/PSF as handle which elastic modulus was lower than that of Ti alloy 2Stress of different kinds of prosthesis increased gradually on femoral bone interface from proximal to remote end， but the stress value of corresponding interface had no difference in the same area with the same material prosthesis(P>005) The corresponding interface showed higher stress when use CFR/PSF as handle 3 Before the replacement， higher stress force was found in the fornix of acetabular top， and decreased gradually toward around After the replacement， the stress force concentrated in the perimeter area of acetabular， and decreased from top area to posteroinferior to anteroinferior The stress value of corresponding interface in different combination in the same area had no difference (P>005) ［Conclusion］1 It showes a higher stress dodge in the calcar femorale after using various kinds of prosthesis implantation After using CFR/PSF of lower elastic modulus as handle， the stress dodge rate is lower in femur， but the interface stress is higher， and this is the main factor and reason for the prosthesis loosening 2 The stress force rule meets the design principle that the stress force decreases gradually in the bone interface from proximal to distal The stress value in different combination of same prosthesis handle has no significant difference， that showes mechanical factor is not the main standard for selecting prosthesis combination

Key words：hip prosthesis;stress force/physics;biomechanics/finite element

全髖關節置換術（total hip replacement，簡稱THR）是公認的治療髖關節疾病的安全有效的方法。但是，無菌性松動仍然是影響人工關節長期使用的主要原因。人們先后提出"骨水泥病、微粒病"的概念。學者們發現在眾多的相關因素中，機械力學因素是造成假體松動的主要原因之一［1］。然而，對于相同的假體柄而言，使用金屬對金屬、陶瓷對陶瓷、陶瓷對聚乙烯或者金屬對聚乙烯組合，其假體對骨界面的應力是如何呢？這些力學因素是否是我們選擇不同組合的標準呢？這將是本文研究的重點內容。

三維有限元法作為生物力學一種先進的實驗方法，可以測量骨與假體的應力分布，并能對實驗條件進行控制和模擬人體的生物力學條件，并且已有眾多學者采用此種方法成功進行全髖置換的研究［2~4］。因此，作者采用三維有限元分析方法，來探討不同材料假體組合對非骨水泥型人工髖關節置換術后骨界面的應力分布規律，為人工髖關節的臨床應用和設計制造提供有益的參考。

1材料與方法

11模型的設計與建立

選擇一例50~60歲的股骨頸骨折行人工髖關節置換術的病例，術前先行患髖及相應股骨中上段CT平掃，采用Super-sap軟件建立全髖置換前三維有限元模型。普魯斯(Plus)公司提供假體樣品，以EP-FIT壓配式球形臼、PE標準襯、鈷鉻鉬合金球頭、SL鈦合金柄為原模型。用千分卡尺對假體進行坐標測繪，模擬骨整合后的界面狀態，將假體與骨界面節點的自由度進行耦合，建立假體植入后的三維有限元模型。通過改變假體的材料參數，彈性模量、泊松比制造8種置換后模型。整個實驗共建立9個模型。節點和單元數如表1所示。

表1模型節點單元劃分情況（個）髖臼骨部分股骨部分假體部分節點單元節點單元節點單元置換前5204122102198100置換后478382189714593267301512模型命名分組

按照不同材料組合，分別命名為PCA（PE-鈷鉻鉬合金；其中P代表超高分子量聚乙烯內襯、C代表鈷鉻鉬合金球頭、T代表Al2O3陶瓷、A代表鈦合金柄，以下類同）、PTA（PE-陶瓷）、TTA（陶瓷-陶瓷）、CCA（鈷鉻鉬合金-鈷鉻鉬合金）。另假設以復合材料CFR/PSF作為柄的各種組合，分別命名為PCF（F代表CFR/PSF）、PTF、TTF、CCF；而置換前命名為ZHQ。

13材料參數

上述各模型涉及的各種材料均簡化為同性的均質線彈性材料。由于SL柄與股骨髓腔相匹配，近端（大粗隆附近）主要與松質骨接觸，柄下端使假體柄表面與股骨小粗隆以下的皮質骨相接觸，與骨腔固定的位置主要在髓腔的狹部及骨干髓腔。因此對股骨嚴格區分皮質骨與松質骨。而髖臼只考慮與臼杯接觸的部分，置換前主要是髖臼軟骨和軟骨下骨（皮質骨）；置換后主要是松質骨。為了較真實模擬置換后人工股骨頭與內襯間相互運動情況，在其兩者之間應加一種接近髖關節滑液性質的物質，作者以泊松比為0499［5］的組織替代。各材料參數均采用相關文獻［4、6］及由Plus公司提供。表2所示。表2組織材料參數組成彈性模量向

人工髖關節置換后，承受的載荷有兩類，即人體的體重及運動時的載荷，單足站立時的情況是比較典型的［7~9］。該患者體重為72 kg，單髖站立位時為60 kg（5/6×72），經骶髂關節向下作用于股骨頭，關節合力通過股骨頭中心。根據骨盆力學原理，作用于股骨大轉子上的外展肌力Fm’，其載荷大小為Fm’=3 bw，外展肌力Fm與水平軸大約為60°（圖1）。據力矩平衡作用在股骨頭上的力T2=Ty+Tz；Ty=Fm’+bw；Tz= cos60Fm；Fm=Fm’／sin60。根據等效應力原理我們將髖關節載荷加載于模型中髖臼骨表面及大粗隆相應區域，從而將力均勻的傳遞至髖關節。

圖1單髖受力示意圖及股骨分區簡圖15統計方法

為量化分析假體對骨界面應力及股骨近端應力，將髖臼分為臼頂、后壁、前壁三個象限；將假體及相應股骨分成5個水平節段，每個節段再分成內外（冠狀面）2個象限，內側象限由近至遠分別為A1、B1、C1、D1、E1，與之相應的外側象限分別為A2、B2、C2、D2、E2（圖1）。取每個象限所有節點的應力均值作為該區域的骨質應力水平。各組間均數比較用單因素方差分析后繼以多樣本均數間差異的顯著性檢驗（F檢驗），ONE-WAY ANOVA。

2結果

獲得了髖關節置換前后的三維有限元模型（圖2-3）。同時獲得了髖關節在單足站立時的股骨應力和假體對骨界面的應力。

圖2置換前髖關節三維模型側位圖圖3置換后髖關節三維模型側位圖

21置換前后的應力結果

211以鈦合金為柄

212以CFR/PSF為柄

213置換后股骨的應力遮擋率（η）

應力遮擋率η=1－σ/σ0（式中σ為術后等效應力，σ0為術前等效應力）［3］

綜合圖4-8可以看出，各種假體置換后沒有改變股骨總體的應力模式，等效應力（von Mises）峰值均位于假體遠端相應股骨區域，但應力峰值有所下降，以股骨距區下降最為明顯，遮擋率最大，而以彈性模量較鈦合金低的CFR/PSF作為柄的股骨相應區域的遮擋率均較小。對于相同的柄比較而言，不管是金屬-金屬、陶瓷-陶瓷、陶瓷-聚乙烯還是金屬-聚乙烯組合，其置換后股骨相同區域的應力大小無明顯差異（P>005）。

22置換后假體對骨界面的應力

221股骨側

圖9-10可見：各種組合的假體對股骨界面的應力從近端至遠端均呈逐漸增高趨勢，且在B1C1（B2C2）變化幅度較大，然后在假體中下段界面趨向緩和。而相同假體柄的不同組合其相應界面應力值無明顯差別（P>005），但彈性模量低的CFR/PSF較鈦合金柄在股骨相應界面存在較高的應力，在A1、A2象限兩者有顯著差異（P

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222髖臼側

圖11、12可見：各種組合的假體（臼杯）對髖臼骨界面應力較大范圍分布在髖臼四周，但從髖臼頂部后下前下呈逐漸遞減趨勢，且髖臼頂部與其它區域相比有非常顯著差異（P005）。而置換前在髖臼頂穹部存在較高應力，最大應力值為161 Mpa，然后向四周逐漸減少（圖13）。

3討論

31骨吸收，松動與應力遮擋

在自然狀態下，髖關節力是通過股骨頭傳遞到整個股骨上的；手術后假體和股骨構成了一個新的力學系統，髖關節力的傳遞改由植入的假體來共同完成，這樣兩種或兩種以上材料組成一個機械系統時，彈性模量較大的材料承擔更多的負荷［10］，即所謂的應力遮擋。根據Wolff定律，應力刺激增加時，骨應變量增加，骨代謝中骨形成成份增加；應力刺激減少時，骨應變量減少，骨代謝以吸收增加為主。

由于應力遮擋作用，一般股骨近端骨量丟失明顯。LMolfetta［11］報告1和7區的骨密度丟失最明顯，在術后4個月內丟失為12 7 %，2和6區在術后7個月內骨量丟失為5 4 %，3和5區術后7個月骨量增加50%，4區在整個2年隨訪中骨量沒有明顯變化。

上述發生骨量變化的原因主要在于應力分布不均勻，假體柄尖端應力過度集中并反復作用，造成局部骨硬化、骨質增生和骨膜肥厚等增生改變，同時使近端應力減少甚至消失，則造成骨質脫鈣吸收。本試驗證明置換后股骨遠端應力比正常應力略小，而近端應力明顯減少，使柄尖端處產生骨膜增生與近端處產生骨質吸收與其相一致，并且以彈性模量較鈦合金低的CFR/PSF作為柄的股骨應力值較接近生理范圍，相應區域的遮擋率較小，從力學角度給予證實。林劍浩等報告了股骨假體周圍骨丟失由近及遠呈遞減梯度改變。體外光彈性應力測試及有限元分析表明股骨假體周圍骨質應力遮擋現象由近端向遠端呈逐漸減弱趨勢。本試驗得出相同的結果，符合骨反應改變。圖4股骨內側各象限等效應力VMS均值圖5股骨外側各象限等效應力VMS均值圖6股骨內側各象限等效應力VMS均值圖7股骨外側各象限等效應力VMS均值圖8置換后股骨應力遮擋率圖9假體對股骨內側界面應力圖10假體對股骨外側界面的應力圖11各種假體（臼杯）對髖臼骨界面的應力圖12置換后假體對髖臼應力圖圖13置換前髖臼應力圖32界面應力問題探討

假體對骨界面的力可分解為兩個部分，一部分為切向應力，稱為剪應力，一部分為法向應力，稱為正應力。由于假體和骨的剪切模量不同，假體的剪切模量大，剪應變小；骨的剪切模量小，剪應變大，因此同樣的應力下兩者在界面處的變形不同，這就使兩者發生相對移動。

有學者認為［12］間充質細胞在受到壓應力時可分化為成骨細胞，促使骨代謝向骨形成轉換；在受到張應力或剪切應力時又可向成纖維細胞轉變，促使纖維組織形成。亦有人提出，垂直壓力有利于關節的穩定，但過大的垂直壓力會造成骨松質的吸收。有關壓應力促進骨生長的認識源于骨折的加壓治療，剪應力一直被認為不利于骨折愈合，是發生骨不連的重要原因，但用有限元分析方法計算出骨骺的次級骨化區中心區域及軟骨生長板處均處于剪切應力狀態下，而此處是骨生長的鈣化區，同時計算出關節軟骨表面處于靜水壓力狀態，此處的關節軟骨永不鈣化，據此提出，剪應力可促進軟骨細胞的分化和基質的鈣化，由此得出壓、剪切應力均對骨生長具有明顯作用。

因此，假體置換的成功及長期穩定取決于骨界面有一個良好的應力環境及骨組織的正常生理代謝。骨組織應力適應性有一定的范圍，如果低于或超出這一范圍，都將會導致骨組織吸收，但究竟何種形式的應力分布及大小對假體一骨界面有損害作用則很難界定。目前，由于對活體骨組織承受壓力的生理限度并不十分清楚，所以只能盡量降低載荷，從而避免假體一骨界面應力的過分集中導致界面骨組織的病理性損傷。

本實驗結果表明：對于股骨側，界面應力從近端至遠端呈逐漸增高趨勢的規律符合該假體的設計原理。同時，我們還發現柔軟的柄可以降低應力遮擋，卻增加了界面應力，而界面應力過大是產生假體微動主要因素，這一點與Huiskes的研究結果相符。對于髖臼側，置換前，應力集中發生在髖臼軟骨下骨的頂穹部，最大應力（VMS）為161Mpa，應力以放射狀分布向周邊逐漸減弱，這證實了先前的髖關節經關節軟骨的壓力分布結果，也與許多研究表明的在髖臼的頂穹部存在較高的軟骨退變發生率相一致［6］。置換后，各種組合的假體（臼杯）對髖臼骨界面應力較大范圍分布在髖臼四周，但從髖臼頂部后下前下呈逐漸遞減趨勢。根據骨重建理論，當骨受到應力時，這些位置的成骨細胞處于應力集中區。骨處于應力區內會增加其密度和硬度，而處于力學刺激較弱的區域則會弱化密度乃至失去鈣化特征，從而出現上述的臨床結果［11］。而文立成等根據Amstutz的分區方法對25例28個H/G非骨水泥型人工全髖關節進行髖臼側X線隨訪觀察，隨訪時間36～76個月，平均48個月，發現骨吸收部位均在1區。應力遮擋理論固然能夠部分解釋股骨吸收現象，但無法用來解釋髖臼側的骨質吸收、假體松動現象。

綜上所述：對于相同的柄比較而言，不管是金屬-金屬、陶瓷-陶瓷、陶瓷-聚乙烯還是金屬-聚乙烯組合，其股骨和髖臼相應界面應力值無明顯差別（P>005）。因此，從生物力學角度考慮，當使用相同的柄時，醫生可以為患者選擇不同的假體組合，從而有更大的選擇空間；換而言之，力學因素并不是選擇假體組合的主要標準。但為何使用不同的材料其遠期效果會如此大的差別呢？當然這與假體的制作水平、患者的骨質條件及醫生的手術技術等密切相關，然而磨損碎屑是導致晚期假體無菌性松動最為關鍵的因素。人工關節磨損顆粒可激活巨噬細胞釋放IL-1，2，6、TNF-a、PDGF-2等多種溶骨因子，從而介導了骨-假體界面骨溶解。

因此，材料的耐磨損性和生物相容性是評定人工髖假體材料的基本條件。同時，應結合術者的經驗、患者的骨質條件及經濟狀況等，為不同的患者選擇適合的假體。

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髖關節的生物力學特征范文第2篇

關鍵詞：汽車安全；乘員下肢；有限元模型；生物力學；損傷機理

中圖分類號：U461.91文獻標文獻標識碼：A文獻標DOI：10.3969/j.issn.2095-1469.2016.02.04

汽車正面碰撞事故中，下肢是乘員最容易受到傷害的部位之一。據統計，當乘員系上安全帶以及汽車配有安全氣囊時，下肢損傷所占比例約為頭部損傷的兩倍，而下肢損傷中55%的AIS2+損傷為KTH部位的損傷[1]。正面碰撞事故中KTH部位的損傷類型主要包括髕骨骨折、股骨骨折（包括股骨髁部、頭頸部和骨干骨折）以及髖關節損傷等，盡管不會直接危及生命，但致殘率高，且康復期長，給傷者和社會帶來沉重的負擔。因此，乘員KTH部位損傷研究是汽車乘員保護領域的重要課題。

鑒于乘員KTH部位損傷的多發性和嚴重性，相關學者對正面碰撞事故中乘員KTH部位的損傷機理和耐受極限等進行了大量的生物力學試驗研究。Powell[2-3]、Melvin[4]和Viano[5-6]等通過膝部撞擊試驗研究了KTH部位的損傷閾值，美國聯邦機動車安全標準FMVSS 208法規以此為依據，將股骨軸向壓縮力（10 kN）作為乘員下肢的損傷評價標準。而Rupp等[7]通過19組KTH部位正面碰撞試驗得知：乘員骨盆的耐受極限遠低于股骨，其損傷閾值僅為5.70（±1.38）kN。因此，正面碰撞事故中乘員KTH部位的損傷機理和耐受極限存在較大爭議，目前尚無定論。

為研究交通事故中乘員KTH部位的損傷機理，建立了一個高仿真度的中國乘員下肢生物力學有限元模型，著重對其KTH部位的有效性進行了驗證，并通過計算機仿真模擬，研究了正面碰撞事故中汽車乘員艙前端碰撞面與KTH部位的相對位置關系對乘員KTH部位損傷程度的影響，為汽車安全性設計提供參考。

1 乘員下肢模型的建立

根據國標GB 10000中50百分位中國成年男性的身體尺寸標準（身高1 678 mm，體重59 kg），選定一位30歲，身高1 680 mm，體重約60 kg的中國成年男性志愿者進行下肢螺旋CT掃描，獲得人體下肢的醫學影像數據，并重建下肢骨骼的三維幾何模型。在此基礎上，利用ANSYS ICEM CFD軟件及其獨特的Block-Controlled網格劃分法建立下肢骨骼的有限元模型。由于肌肉、韌帶等下肢軟組織難以從CT影像中提取，本文通過研究其解剖學結構確定下肢各軟組織的形態特征，在下肢骨骼模型的基礎上利用HyperMesh有限元前處理軟件構建下肢軟組織的有限元模型。

建立的中國乘員下肢生物力學有限元模型如圖1所示。該模型具有完整的下肢解剖學結構，包括下肢骨骼、關節以及皮膚、肌肉等軟組織。

下肢骨骼模型包括骨盆、股骨、髕骨以及小腿骨等，均采用六面體單元劃分，區分了皮質骨和松質骨。皮質骨除長骨骨骺區域采用一層實體單元模擬外，其余部位如長骨骨干、髕骨等均采用兩層單元劃分，以獲得較好的計算精度和效率，且皮質骨模型厚度按照CT影像中皮質骨的真實厚度連續變化，最大程度再現下肢骨骼的解剖學特征。

關節模型則包括下肢兩個重要關節――膝關節和髖關節。在交通事故中，乘員膝關節往往首先與汽車乘員艙前部發生碰撞，首當其沖。膝關節軟組織模型包括韌帶、關節囊、半月板以及關節軟骨等，其中膝關節韌帶主要包括內側副韌帶（Medial Collateral Ligament，MCL）、外側副韌帶（lateral collateral ligment，LCL）、前交叉韌帶（Anterior cruciate Ligament，ACL）、后交叉韌帶（Premature Capacity Lose，PCL）以及髕韌帶。除關節囊采用殼單元外，膝關節其余軟組織均采用實體單元模擬。髖關節模型由髖臼和股骨頭構成，髖臼內覆有一層軟骨實體單元，關節周圍由殼單元韌帶模型進行加固。關節軟骨和韌帶模型的厚度參考文獻中相關解剖學數據設定[8-9]。各關節面之間定義為自動面-面接觸（Automatic_Surface_to_Surface），關節軟組織間為單面接觸（Automatic_Single _Surface）。

肌肉與皮膚能夠吸收碰撞能量，改變骨骼的受力分布情況，具有一定的緩沖作用。肌肉采用六面體單元模擬，與長骨模型共節點連接，并在表面附上一層殼單元模擬皮膚，厚度定義為1 mm。

乘員下肢有限元模型共包括177 101個單元，197 949個節點，最小單元尺寸0.7 mm，最小雅克比0.5，滿足計算要求。骨骼采用彈塑性材料模擬，肌肉、韌帶等采用粘彈性材料模擬，其它軟組織則定義為線彈性材料。骨骼和韌帶均定義了失效，以模擬骨折和韌帶撕裂。乘員下肢模型的材料參數參考相關文獻獲得，并進行了一定的修正，見表1[10-11]。

2 KTH模型的驗證

乘員KTH部位主要包括膝關節、大腿和髖關節三大部分，而大腿AIS2+損傷多為股骨骨折，因此模型驗證的對象分別為膝關節、股骨和髖關節。本文通過模擬Haut等[12]的獨立膝關節沖擊試驗和Kerrigan等[13]的股骨動態三點彎曲試驗分別針對乘員膝關節模型和股骨模型進行了驗證，并參考Rupp等[7]的沖擊試驗，綜合驗證了膝關節-大腿模型的有效性。骨盆模型來自于本研究團隊成果[14]，髖關節模型驗證過程在此不再贅述。

2.1 獨立膝關節沖擊驗證

為了研究乘員膝關節的耐受極限，Haut等對獨立的膝關節進行了軸向撞擊試驗。試驗中將大腿從距膝關節約15 mm處截斷并剛性固定股骨截面，并用繩索系住股四頭肌腱使膝關節呈90°彎曲。質量約為4.5 kg的剛性圓柱撞錘在兩根導軌的引導下加速到3.4 m/s軸向撞擊膝關節部位，并記錄載荷-時間歷程。本文通過模擬Haut等的試驗，對乘員KTH模型中的膝關節模型進行了動態沖擊驗證，仿真參考試驗設置，如圖2所示。

獨立膝關節沖擊驗證仿真與試驗結果對比如圖3所示。Haut等的試驗中，60歲以下年齡段尸體樣本膝關節的平均骨折極限為6.7±1.7 kN，仿真過程中出現的碰撞力峰值為5.4 kN，位于試驗結果區間，且載荷上升趨勢與試驗曲線相吻合。60歲以下年齡段的10組試驗中，共有9組試驗出現骨折，其中7處骨折發生在髕骨部位。仿真過程中髕骨模型最大應力達到105 MPa，髕骨下端發生單元失效，如圖4所示，與試驗骨折部位相對應。因此，本文建立的乘員膝關節生物力學模型能夠準確模擬乘員膝關節的損傷。

2.2 股骨動態三點彎曲驗證

股骨模型參考Kerrigan等的股骨動態三點彎曲試驗進行驗證，如圖5所示。試驗中將股骨兩端塞入下方帶有弧形金屬板的金屬方盒內，以提供一個簡單的支撐條件，并保持股骨姿態與其在人體中的姿態一致。試驗中金屬盒采用聚氨酯泡沫填充塞實，仿真時通過定義長骨兩端與金屬盒的剛性連接（Constrained_Extra_Nodes_Set）來模擬。前端為弧形的剛性沖擊器以1.2 m/s的恒定速度從L-M方向加載于股骨中部直至骨折。

在動態三點彎曲加載條件下，股骨中部彎矩-位移曲線仿真與試驗對比如圖6所示。股骨模型中部承受的彎矩隨加載處位移的增加而增加，直至發生骨折，耐受極限為417 N?m，與Kerrigan等的試驗結果412±102 N?m相接近。仿真曲線位于試驗曲線范圍內，因此股骨模型能較好地反映股骨的動態生物力學響應。

2.3 乘員膝部沖擊驗證

為了研究軸向沖擊條件下乘員KTH部位的耐受限度，Rupp等對不含骨盆和大腿肌肉的下肢進行了膝部軸向沖擊試驗，如圖7所示。膝關節呈90°彎曲，股骨頭頂部由固定剛性杯狀裝置支撐，剛性沖擊塊在氣動裝置的加速下軸向加載于乘員膝部位置，加載速率約為300 N/ms。為使沖擊塊穩定地傳遞沖擊載荷，沖擊塊前端接觸面按膝部形狀塑造。仿真參考試驗設置，如圖8所示。

仿真輸出沖擊塊接觸力-時間歷程曲線，并與試驗結果對比，如圖9所示。仿真曲線與試驗曲線能較好地吻合，試驗中股骨骨折的耐受極限為7.59±1.58 kN，而模型仿真得到的耐受極限為7.03 kN，位于試驗結果區間內。

圖10為膝部軸向沖擊載荷下仿真與試驗骨折部位對比。在Rupp等的沖擊試驗中，股骨均于股骨頸處發生骨折，如圖10d所示。仿真模擬過程中，下肢模型最大應力均出現在股骨頸部。且頸部應力隨時間逐漸增大。當仿真進行到20 ms時，股骨頸部應力達到最大值121 MPa，23 ms時股骨頸部單元失效發生骨折，如圖10c所示，與試驗骨折部位相同，因此模型生物仿真度較好。

3 正面碰撞乘員KTH部位的損傷分析

汽車乘員艙前端碰撞面設計角度，以及乘員坐姿的差異會導致乘員艙碰撞面與乘員KTH部位的相對位置關系有所不同。本文在Haut及Rupp等的試驗基礎上，運用建立的乘員KTH生物力學有限元模型，基于汽車正面碰撞事故，仿真模擬研究了上述相對位置關系對乘員KTH生物力學響應及損傷的影響。

3.1 撞擊面水平旋轉對KTH部位的損傷影響

撞擊面水平旋轉對乘員KTH部位的損傷影響分析如圖11所示，定義撞擊面水平碰撞角α為撞擊塊撞擊面法線與股骨軸線投影到水平面上的夾角，且向旋轉為正，向外側旋轉為負。參考Rupp等的試驗方法，利用固定剛性杯狀裝置支撐股骨頭部以模擬髖關節，采用類似于Haut等試驗中的撞擊塊（4.5 kg）并水平旋轉α角度后軸向撞擊乘員下肢膝關節部位，撞擊速度設為3 m/s。仿真過程中，保持膝關節模型呈90°彎曲，并用剛性墻模擬地面對足部的支撐。

本文分別進行了-30°、-15°、0°、15°、30°五組不同水平角的碰撞仿真模擬，不同水平角碰撞下股骨軸向力對比如圖12所示。撞擊塊處于中性位置時（α=0°），股骨軸向力峰值約為4.74 kN；當α=15°時，股骨軸向力為4.36 kN，相對于中性位置略有下降，而當α=-15°時，股骨軸向力為3.25 kN，僅為撞擊塊中性位置時的69%。當撞擊塊向內、外側旋轉30°時，股骨軸向力下降更為明顯，尤其是向外側旋轉30°時（α=-30°），股骨軸向力峰值僅為1.84 kN，降幅高達61%。由此可見，無論撞擊塊向內側或者外側旋轉，股骨軸向力均會出現下降，且水平碰撞角越大，股骨軸向力越小，尤其是當撞擊塊向外側旋轉時，載荷降幅較大。內、外側旋轉相同角度而導致的載荷差異，可能是由于股骨頭偏離股骨軸線內伸的緣故。

圖13所示為不同水平角碰撞下KTH各部位的最大應力值對比。不同碰撞角度下，最大應力值均出現在股骨頸部，其次為髕骨和股骨髁部。當撞擊塊處于中性位置時，股骨頸部最大應力為98.8 MPa，而當沖擊器分別向內、外側旋轉時，應力值均出現下降，且當撞擊塊向外側旋轉時，各部位應力值較低。撞擊塊向外側水平旋轉15°和30°時，股骨頸部應力最大值分別為73.9 MPa和52.0 MPa，相對中性位置分別下降25%和47%。因此，撞擊塊從中性位置向兩側小角度水平旋轉有利于降低乘員下肢的沖擊載荷，尤其是向大腿外側旋轉適當角度可在一定程度上降低乘員下肢的損傷風險。

3.2 撞擊面前傾及乘員坐姿對KTH部位的損傷影響

對于汽車內部的真實環境，為了滿足人機工程學和乘坐舒適性的要求，乘員艙前端面設計時往往向乘員膝部傾斜一定角度。此外，由于車內座椅相對于乘員艙地板高度較低，乘坐時乘員膝部相對于髖關節會稍稍抬起，且乘員坐姿的不同也會導致大腿“上抬”角度有所差異。而撞擊面法線和股骨軸線在矢狀面上的角度關系直接影響到乘員KTH部位的受力特征。本文基于下肢生物力學模型研究了正面碰撞事故中上述因素對乘員KTH部位損傷的影響，如圖14所示。保持膝關節模型呈90°彎曲，并用剛性墻模擬地面對足部的支撐，將撞擊塊向前傾斜一定角度，定義撞擊面法線與水平基準的夾角為撞擊面前傾角θ，并調整下肢模型姿勢使乘員大腿稍稍向上抬起，定義股骨軸線與水平基準的夾角為β。股骨頭支撐方式、撞擊塊類型與上節相同，撞擊塊以3 m/s的速度水平撞擊膝關節部位。β和θ分別取值0°、10°、20°和30°，排列組合進行4×4共16組碰撞仿真模擬，并對仿真結果進行分析。

表2為β角和θ角不同組合下股骨軸向力仿真結果。16組仿真結果表明，當β=10°且θ=0°時，股骨軸向力最大，為4.81 kN；而當β=0°且

θ=30°時，股骨軸向力最小，僅為1.62 kN，降幅為66%。由此可見，適當的β角和θ角組合能夠顯著降低乘員大腿在正面碰撞過程中的載荷。此外，僅從單一因素進行分析，股骨軸向力隨β角或θ角的變化規律并不明顯，體現出乘員KTH部位在正面碰撞過程中損傷機理的復雜性。

為了分析股骨軸向力與撞擊面前傾角θ和乘員坐姿角β的相關性，以（θ-β）為橫坐標，股骨軸向力為縱坐標，如圖15所示。當β=0°或10°時，（θ-β）≥-10°，股骨軸向力隨（θ-β）值的增大而減少。當（θ-β）一定時，股骨軸向力隨β或θ的變化并不明顯。當β=20°或30°時，股骨軸向力先隨著（θ-β）的增大而遞增，當（θ-β）=

-10°時，股骨軸向力達到最大值，隨后股骨軸向力隨著（θ-β）的增大而遞減。當（θ-β）一定時，β=20°或30°時的股骨軸向力相差不大，但明顯低于β=0°或10°時的股骨軸向力。

在圖14所示的約束和加載條件下，股骨應力最大值多出現在頸部，股骨頸部應力隨（θ-β）的變化關系如圖16所示。16組仿真結果表明，當β=10°且θ=0°時，股骨頸部應力值最大，達104.6 MPa；而當β=0°且θ=30°時，股骨頸部應力值最小，僅為39.8 MPa，降幅達62%，如圖17所示。股骨頸部應力變化趨勢與股骨軸向力變化趨勢相同，當（θ-β）=

-10°，股骨頸部應力最大；當（θ-β）偏離-10°時，股骨應力遞減。

圖18為髕骨應力隨（θ-β）的變化關系。髕骨最大應力出現在β=0°且θ=10°時，最大應力為97.7 MPa；最小應力仍出現在β=0°且θ=10°時，僅為45.5 MPa，降幅54%。髕骨應力變化趨勢與股骨有所不同，當β或θ一定，（θ-β）在（-10°，20°）之間變化時，髕骨應力較大但變化較小；而（θ-β）20°時，髕骨應力下降明顯。此外，當（θ-β）一定時，β=0°或10°

時的髕骨應力略高于β=20°或30°時。

綜上所述，乘員膝部正面碰撞時，KTH部位的損傷風險和撞擊面法線與乘員股骨軸線在矢狀面上投影的夾角（θ-β）關系緊密，適當的θ與β組合能夠有效改善乘員KTH部位的受力和損傷情況。

4 結論

（1）建立了具有精細解剖學結構的50百分位中國成年乘員下肢生物力學有限元模型，該模型包括下肢骨骼、關節以及皮膚、肌肉等軟組織，其中下肢骨骼模型包括骨盆、股骨、髕骨以及小腿骨等，關節模型包括髖關節和膝關節。該模型有助于研究汽車正面碰撞事故中乘員下肢的損傷風險和損傷機理，為汽車安全性設計提供參考。

（2）模擬相關生物力學試驗，對乘員KTH模型的仿真可靠性進行了全面的驗證。結果表明，模型具有較好的生物仿真度，能夠準確模擬正面碰撞事故中乘員KTH部位的生物力學響應和損傷細節。

（3）研究了正面碰撞事故中汽車乘員艙前端碰撞面與乘員KTH部位相對碰撞角度對乘員KTH部位的損傷影響。仿真分析表明，乘員膝部正面碰撞時，KTH部位的損傷風險和撞擊面法線與乘員股骨軸線在水平面和矢狀面上的投影角緊密相關，其損傷風險隨水平面投影角絕對值的增大而降低，水平面投影角為0°時損傷風險最大，碰撞面向兩側水平旋轉適當角度有利于降低乘員KTH部位的損傷風險。當矢狀面投影角（θ-β）位于-10°附近時，大腿（股骨）損傷風險較高；當（θ-β）偏離-10°時，損傷風險遞減；而當（θ-β）位于（-10°，20°）之間時，髕骨損傷幾率較大。

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髖關節的生物力學特征范文第3篇

關鍵詞：短跑技術；屈蹬技術；髖動力；放松技術；綜述

中圖分類號：G808.1；G82　文獻標識碼：A　文章編號：1006-7116(2009)03-0077-06

從1896年第一屆現代奧運會，美國運動員伯克以11.8s奪得100m跑桂冠，到2008年牙買加人博爾特創造了9.69s的世界記錄，100m跑成績提高了2.1s。除了科學化訓練及場地器械更新等因素外，短跑技術的不斷完善與發展，也是重要因素。源于短跑實踐的短跑技術理論，對短跑技術的發展起預測及導向作用，是短跑技術發展的理論基礎。我國短跑技術理論的發展，經歷了20世紀五六十年代的引進與借鑒，七八十年代的補充與修訂。在發展過程中，原來被公認的技術理論，由于不能適應現代短跑運動發展的需要逐漸被舍棄，而有些技術理論則在爭論過程中逐漸得到大家的認可。在世界短跑水平穩固發展而我國短跑水平卻停滯不前的關鍵時期，有必要對那些曾經是大家爭論的焦點問題進行回顧與總結。

1　前蹬阻力――動力問題

傳統的短跑技術理論以重心相對于支撐點的空間位置，將一個完整的單步分成著地緩沖(前蹬)與后蹬兩個階段，并根據經典力學理論分析支撐過程中的人體受力情況。其主要觀點是，在緩沖階段，由于重心在支撐點后方，支撐反作用力與人體跑進的方向相反。因此，支撐反作用力是阻力，人體做減速運動。在重心移過支撐上方后，此時支撐腿蹬伸發力，支撐反作用力與人體跑進的方向一致，是動力。所以，該理論認為在前蹬階段只能被動緩沖以減少制動阻力；在后蹬階段要積極蹬伸，以加強后蹬效果。這一技術理論對我國短跑運動的發展曾起到重大作用。然而，隨著場地器材的更新，相關學科成果的滲透以及分析手段、方法的進步，許多學者對這一理論產生了懷疑。前蹬階段問題的焦點主要集中在兩個方面：先進的著地技術能否有效地減小制動力；前蹬階段是否存在阻力，為減小制動力而加快小腿回擺速度的技術是否正確。

蘇仕君通過三維測力臺對短跑支撐階段人體受力情況的測量，從數值上定量地確定了前蹬階段阻力存在的事實。李誠志指出，這種阻力的大小取決于腳著地瞬間相對地面的水平速度，腳著地瞬間正向水平速度越大，前蹬制動力就越大，反之則小。因此，在腳著地前，加快小腿的回擺速度對減小制動力是非常有益的。大多數學者對此著地技術稱為“后扒式”或“鞭打式”著地技術。黃香伯對此技術的數理分析表明，鞭打扒地動作可使人體在前支撐期間獲得動力，前支撐期間動力的大小取決于多種因素，但最主要的因素是鞭打速度。金發倉用三維測力臺對“戳地式”、“正常式”和“后扒式”3種落地技術的動力學參數的研究表明，“扒地式”落地技術能加強后蹬階段的水平分力，用力方向較為合理，并能縮短支撐時間。朱謙通過教學實驗發現，注重“后扒式”著地技術的教學和發展與“后扒式”動作技術有關肌群的力量訓練，能優化支撐階段各運動學參數，并有效提高運動成績。同時他指出，腳主動積極“后扒”產生的地面反作用力的水平分力與運動方向一致，能減弱由支撐地面產生的與運動方向相反的反作用力的影響，因而能變前蹬減速為加速。此外，主動“后扒”的技術還能減輕支撐腿負擔，節省能量，利用已有的慣性和肌肉收縮力量，提高速度和后程的跑速。駱建等對短跑途中跑著地緩沖技術的生物力學研究結果表明，著地緩沖開始瞬間的“扒地式”著地技術的好壞，不僅對減小人體在著地緩沖時受到與人體運動方向相反的支撐反作用力的水平分力大小有重要作用，而且對增大步長也有關鍵性影響。張仲景等認為，后蹬扒地是短跑運動中支撐腳扒地技術中的一個重要環節，也是推動人體快速向前運動的主要動力。在快速跑動中，如果忽視支撐腳后蹬扒地的用力動作，就會間斷支撐腳扒地式著地技術的連續性，延長支撐時間，從而喪失跑動動作協調配合的整體效益，影響人體前移的速度。此外，在途中跑過程中，正確的后蹬扒地技術可以防止支撐腿膝關節過度伸展，縮小大腿后擺的幅度，有利于使髖屈肌群、股后肌群所產生的收縮力量和擺動力量得到充分的發揮與利用，從而加大大腿前擺的速度。王志強等對不同水平短跑運動員途中跑支撐反作用力的研究結果表明，制動力效應不僅與著地前腳相對于地面的水平速度有關，而且著地的動作效果對其的影響可能更大。較小的著地水平速度和合理的前支撐段技術可以在不增加制動效應的基礎上增加前支撐距離，從而增加支撐步長，提高技術效果。

從上述眾多學者對“后扒式”著地技術的分析可知，該技術的主要優點是能有效地減小制動效應。而著地前小腿的回擺速度對降低腳的水平速度起關鍵性作用。因此，在著地瞬間，擺動腿大腿應積極下壓，小腿做向后的加速運動。但是，也有學者對此觀點進行了反駁。早在1982年蔡國鈞就提出，過分地追求小腿的回擺速度是不對的。此后，陳有源對“后扒式”著地技術也進行了否定。他從轉動力學角度對支撐過程進行分析后認為，著地后人體是以支撐腳為軸向前轉動，著地反沖力始終通過轉軸，力矩為零。因此，無論它的大小如何，都不能成為支撐腿繞足或關節向前轉動的阻力。所以，把鞭打、扒地和小腿后屈作為減小著地反沖力對人體的制動作用，將不具有任何意義。

綜上所述，大多數學者對“后扒式”著地技術持肯定態度，但也有學者從不同角度提出相反的意見。盡管還沒有研究報道有優秀運動員腳向后的速度大于或等于人體質心向前的速度，但大量的研究結果證明，優秀運動員的小腿后屈速度明顯大于一般運動員。因此，盡量減小腳相對于地面的速度是短跑運動員應努力的方向。同時我們也要認識到，短跑是一項要求肢體環節高度協調的運動項目，各環節間的運動應視為一個系統，在其它環節運動沒有達到一定要求之前過分追求小腿的回擺速度會導致整個系統功能的破壞，從而影響跑速。所以，對不同水平運動員，根據其身體形態及各環節生物力學參數來定量評價其著地技術的優劣，以及對“后扒式”著地技術對整個支撐階段重要影響的研究應引起大家的關注。

2　屈蹬技術

所謂的“屈蹬技術”，是相對傳統的基于后蹬理論下的髖、膝、踝3關節充分蹬直的技術而言的短跑技術。在20世紀80年代初期，李誠志、黃宗成對短跑技術分析時發現，世界優秀短跑選手的后蹬腿膝關節的屈曲度，明顯大于我國選手。他們多采用“屈蹬式”的蹬地動作。即蹬地階段不強調蹬地腿充分蹬伸，如美國運動員蹬離時的膝角為151°，而我國運動員較直，為161°。此后，關于“屈蹬式”短跑技術的報道大量出現，眾多學者分別從運動解剖學、肌肉生理學、運動生物力學等對此技術的優越性進行了深入探討。

在1981年B?B丘巴等就注意到了蹬伸階段的“屈蹬現象”。隨后他們從生理解剖學上也證實了膝關節從164°伸展到168°，髖、踝關節間的距離縮短的事實。劉建生在1983年通過三角函數也推算出膝關節大于一定角度時再伸展，其長度增加是很微小的結論。這就在功能解剖學上證明了傳統后蹬理論欲通過充分蹬直3關節來追求做功距離的設想是不正確的。趙杰認為，屈蹬技術一方面沒有發揮最大肌肉力量因而可以保持較高的收縮速度，另一方面能保持較大的肌拉力角和肌拉力矩，從而提高大小腿折疊的力量，縮短前擺半徑，提高擺動腿前擺速度。王魯克報道，“屈蹬式”與傳統的后蹬型技術相比較，更具有經濟性、實效性。具體表現在，屈蹬式技術支撐腿后蹬時膝角變化小，支撐后蹬時間短，小腿傾角及后蹬角小，利于增大向前水平速度，減小重心波動差，增大步幅，提高跑的實效性。于湘澤認為“屈蹬技術”能縮短支撐時間，提高步頻。代進軍等提出，后蹬過程中過度伸直膝關節會導致后蹬角度增大。而后蹬角度一旦增大，就會引起騰空高度的增加和騰空時間的延長。這雖然能起到增大步長作用，卻貽誤了跑的頻率、損害了步長與頻率的合理配置，從而影響了提高跑速的綜合效益。而“屈蹬技術”不僅適應跑道的性能，而且服從跑的整體技術需要。這對保持跑的向前性、連續性、平穩直線性十分有益，從而可以獲得步長、步頻的雙重效益。徐萱俊的肌電圖實驗顯示，后蹬過程中，膝關節角度超過155°，肌肉活動強度明顯下降。李強從解剖學和肌肉生理學對“屈蹬技術”優越性的描述為，“屈蹬技術”能避免髖關節出現主動不足的現象，能充分發揮主要關節的力量；短跑技術有利于減小后蹬角，并可協調步幅與步頻的關系；有利于肌肉的彈性成分儲存能量，使收縮成分產生的張力變化趨于緩和，防止肌肉的損傷。

綜上所述，“屈蹬技術”不僅能更好地適應并充分利用塑膠跑道的物理性能，而且能更有效地提高跑速。相對于“后蹬式”短跑技術，其優越性主要表現在3個方面：一是有利于蹬離地后的折疊擺動，提高擺腿速度，這符合現代短跑的技術特征要求；二是能減小重心波動，有利于速度的保持和增加；三是能優化步頻和步長的關系，從整體上提高跑的綜合效應。此外，相關研究者從其它角度對“屈蹬技術”現象做了不同的解釋。王志強等嘲提出，膝、踝關節的主要作用是起堅固的支撐，膝關節緩沖和蹬伸幅度過大不利于髖動力作用的實現。而駱建則認為，蹬伸后段所獲得的有效反作用力小于人體前進中的阻力，屬于無效蹬伸，因此應提前結束蹬伸過程。王保成認為，支撐腿膝角變化過大，就增加了腿的支撐時間，降低整條腿在身體下的擺動速度。

因此，無論是“屈蹬技術”帶來短跑成績顯著提高的事實，還是大家從各方面對此技術優越性的合理解釋，我們都有理由相信，“屈蹬式”短跑技術符合場地器材發展的需要，有利于運動員充分發揮其競技能力，代表現代短跑技術的發展方向。而我國目前的實際情況是，很多少年兒童只能在煤渣跑道甚至是泥土場地上接受短跑初級訓練，為了取得訓練效果或競賽名次，“后蹬式”短跑技術仍是他們的主流技術。毫無疑問，這將會給他們日后更高層次的訓練帶來了不利影響。因此，如何銜接不同場地上的短跑技術，使這些少年兒童更快地適應塑膠跑道，或者是如何在煤渣跑道和泥土場地上提高“屈蹬式”短跑技術的適用性等方面的問題應引起大家的重視。

3　短跑核心動力來源――髖動力

隨著運動生物力學研究的進展，人們逐漸發現支撐階段髖關節的運動幅度與速度比膝關節的要大得多。結合現代短跑技術特點及髖關節的解剖結構，人們逐漸認識到髖關節才是跑進的動力來源。髖關節的運動參數表現在兩個方面，一是支撐階段支撐腿的伸髖參數；二是支撐過程中擺動腿的屈髖參數，由擺動腿的速度、幅度體現。

丘巴的研究結果表明，在短跑中身體質量中心速度損耗的減小是由髖關節的伸展力矩所決定的。J?瓦澤爾認為，對跑速起決定作用的是髖部伸肌的工作能力。宮本莊指出，途中跑蹬地過程中股四頭肌收縮強度不高，僅起支撐作用，而股后肌群才是最后完成后蹬動作的關鍵肌肉。朱謙在研究中指出，髖所擁有的肌纖維數量和力量比膝、踝大得多，髖伸展幅度達70°左右，膝17°左右，踝25°左右，表明髖是取得跑速動力的主要關節。K?維曼通過髖角從支撐階段開始即始終處于伸展狀態這一現象認為，髖股部肌肉能夠單獨地完成短跑支撐階段所需的伸髖一伸膝活動。如果收縮速度相同，髖股部肌肉作用產生的動作速度比膝部伸肌大得多。依藤章對東京世界田徑錦標賽的研究結果表明，在起跑和途中跑中髖關節的伸展速度越快，跑速越快。王衛星認為，快速伸髖對跑速的影響遠大于快速伸膝。王志強等提出，短跑途中跑中髖是人體水平加速的關鍵環節，兩大腿的剪絞速度及支撐腿伸髖的角速度是影響支撐階段人體水平速度的主要因素。狩野豐通過核磁共振技術研究發現，大腿上70％部位的內收肌群和股后肌群的橫截面積與100m跑成績成正相關，而股四頭肌及50％部位符肌群橫截面積卻不具有統計學意義的相關性。

大家除了對支撐腿伸髖技術及其作用作了深入分析外，對擺動腿參數對短跑速度的影響也展開了廣泛的研究：Winfried認為，產生較高跑速的原因是有力的擺腿而不是快速的蹬地。金原勇、阿江通良提出，大腿運動的角速度及擺動幅度是衡量短跑技術的最好尺度。劉建生認為，當肌肉牽動人體某部分運動時，必須要同時牽引人體的另外一部分做相反的運動。因此，只有擺動腿積極前擺，才能使支撐腿迅速后劃。金發倉曾指出，我國短跑運動員步頻慢的主要原因是擺動腿速度慢，加快擺動腿前擺與下壓速度并重視擺腿高度是提高我國短跑成績的主要途徑。阿江通良。通過身體各部分之間能量傳遞利用的想法對短跑技術進行分析認為，髖部的屈伸肌群是短跑水平運動的主要動力源。關于擺動腿迅速上擺的作用，蘇仕君認為，高抬大腿能增加勢能，加快腳的扒地速度，拉長大腿后群肌肉，加長工作距離，增大步幅；吳太平指出，快速前擺大腿能對人體產生向前上方的拉力，減少制動，使身體快速前移，縮短支撐時間，并帶動同側髖關節前移從而增大步長。徐開春的研究結果表明，快速擺動大腿可以加大支撐腿對地面的壓力，使支撐

腿具有更大的勢能，加快兩腿的交換頻率，達到增加步速，加快重心前移的作用。王志強等在研究中指出，擺動腿快速前擺對支撐階段人體水平速度的保持和增加有著重要的意義。徐茂典認為，擺動腿最大的擺動速度是影響支撐時間的關鍵，并直接影響途中跑的步頻和速度。緩沖期加快擺動腿的擺動速度能有效地加快重心的前移速度。

綜上所述，大家在對支撐階段髖關節的運動特點進行描述時，也對快速伸髖和擺腿對保持和提高跑速的重要作用進行了論證，從兩方面證實了髖是人體加速的關鍵環節，髖關節是跑進過程中的重要動力來源。在實踐中，髖關節的運動幅度與速度對動力效果的提高、身體重心的快速前移、支撐時間的縮短等積極作用已得到人們認可。因此，很多運動員希望通過加大支撐過程中髖的運動幅度與速度來提高跑速。但是，我們應注意，一方面短跑要求運動過程中人體的各環節必須高度協調統一，髖關節的運動特征必須服從于整個運動系統。為了求大而增大的做法必然要導致動作系統的連續性和平衡性遭到破壞，影響整體動作結構的功能，勢必影響跑速的保持和提高。另一方面，過大的伸髖及伸膝所獲得的微小利益，相對于此舉導致的低效支撐時間過長、后繼折疊不力、后蹬角過大等問題而言是得不償失的。因此，在對不同等級運動員做技術診斷和指導時，必須根據其自身的特點及同等水平運動員的共同技術特征來進行。脫離運動員的實際競技能力去要求其做相關的技術改進，必將事倍功半。

4　放松技術

從短跑的項目特征來看，它是距離最短、強度最大的極限體能類項目，要求運動員在極度缺氧的情況下，能充分發揮人體的速度、爆發力。這就在神經肌肉的功能特點上對短跑運動員提出了較高的要求，一方面，要求神經靈活性高、興奮與抑制轉換快；另一方面，肌肉的收縮與放松能力強，并高度協調。因此，從短跑項目的生理特點上我們就能看出，放松技術對于提高跑速具有十分重要的作用。美國著名短跑教練溫特曾說過，教會任何一個田徑運動員掌握放松技術，會取得好的甚至驚人的效果，特別是對短跑運動員的成績起很大的作用。美國著名學者維蘇茨金對世界優秀短跑運動員研究表明，短跑運動員的100m跑成績由10.9s提高到10s的諸因素中，爆發力的提高占20.57％，力量的增加占12.34％，肌肉放松能力的改善占21.57％。這一成果有力地證明了高速跑中放松技術對提高成績的重要作用。所謂短跑的放松技術是指住短跑過程中，運動員通過心理、生理等因素的合理調節，以保持在高速跑中身體的協調放松，使神經系統與肌肉系統高度配合，肌肉的收縮與舒張得以按照技術要求協調進行，人體以最大限度發揮肌體的能量并獲得最高速度的一種提高運動成績的有效方法。沈紅斌提出，放松技術有利于減少高速跑時的多余動作，有效地降低運動員賽前的焦慮程度，穩定情緒并改善神經系統的沖動，減輕高速跑時大腦皮質的負擔，加快大腦皮質中樞興奮和抑制的轉換速度，有利于步頻的提高。王魯克報道，放松技術有利于減小肌肉本身對抗肌的阻力，增大肌肉收縮前的初長度，加快動作速度，提高肌肉工作效率，改善肌肉工作的能量供應過程，減少能量消耗，有利于提高能量利用率和速度耐力。于湘澤認為，放松技術能增強技術動作的節奏感，使短跑技術更加完善；能提高肌肉、關節的靈活性和柔韌性，可加大運動幅度，有效地增加步長。宋廣林等報告，肌肉的協調放松能力對于提高速度素質，經濟高效地利用無氧代謝中的ATP-CP系統供能具有重要的意義。

根據上述相關研究可知，放松技術對提高跑速有以下4個方面的作用：一是能減輕神經系統的負擔，加快大腦皮質興奮與抑制的轉換，有利于提高步頻；二是能增強神經對肌肉系統的控制能力，增加主動肌的收縮力量，減小對抗肌的阻力；三是增大肌肉、關節的運動幅度，有效地提高步幅；四是增強技術動作的節奏感，減小神經系統和肌肉系統的能量消耗。因此，可以說放松技術是現代短跑技術的重要特征之一，是高水平運動員取得勝利的必備技能。但是，對如何提高放松技術的訓練方法和手段的研究卻相對滯后。只有相關學者對放松大步跑、下坡跑、柔韌性練習等方法對放松技術訓練的作用作了一定的探討，而在技術和力量訓練方法和手段等方面的研究顯得十分薄弱。因此，加強短跑放松訓練方法手段的研究，是豐富我國短跑技術理論的重要內容。

髖關節的生物力學特征范文第4篇

摘 要 本文將對排球運動員在上步和扣球起跳過程中身體各部分的力量變化進行研究。對在攝影、足底壓力和肌電多機同步測試的情況下獲得的數據進行分析。分析和研究表明，排球運動員在起跳過程中下肢的伸肌群完成的是拉長―伸縮的周期性收縮。

關鍵詞 排球 扣球起跳 專項力量

現在，排球運動員的體能訓練已經成為了排球研究中的重點，其中關于彈跳力的訓練更是重點。20世紀90年代古巴女排的成功主要就是依賴其自身出色的彈跳來實現的，這就足以見得彈跳力的訓練和研究重要性。我國關于排球運動員的彈跳的研究主要是對不同項目運動員的肌力特征、不同關節的肌力表現特征等。

一、扣球起跳中的緩沖環節特征

在此我們將對運動員在起跳過程中右側下肢在各個環節中的變化為主要分析的內容。運動員的關節角度在關節緩沖階段逐漸減小。在緩沖幅度上，髖關節緩沖的幅度明顯比較小，主要是由于運動員雙腳在著地的過程中，髖關節角度已經比較小了，在較短時間內的緩沖后就需要做加速蹬伸的動作。關于最大緩沖角度上，在排球比賽中，很多動作都發生在下蹲幅度較小的情況下，因此緩沖的幅度較大會影響動作完成的效果[1]。膝關節較長的緩沖時間會抑制彈跳力，因為肌肉的粘彈性體，它的彈性形變和時間有著緊密的聯系，在起跳時間延長的作用下，在肌肉的變形中會儲存一部分能量，其余的部分主要以熱能形式散發出去，進而對收縮的效果產生一定的影響。肌肉在收縮時間中，在一定的范圍下，肌梭對牽拉的速度和長度會比較敏感，膝關節的幅度會比較接近一些，在比較短的時間內完成相應的工作距離，可以很好的說明膝關節的伸縮肌的離心收縮力量比較強。

二、扣球起跳的蹬伸環節特征

蹬伸角主要指運動員在起跳的過程中雙腳離地的時刻下肢各個關節的角度。蹬伸幅度指的是重心的最低點的那一刻到雙腳離開地面的那一刻下肢各個關節角度發生的變化值。

運動員身體得到起跳初速度的關鍵就在于蹬伸，蹬伸質量對運動員重心的騰起高度有著重要影響，在起跳上步中運動員的髖關節首先實現蹬伸加速，該過程中膝關節、踝關節的角度仍舊減小，在將膝關節的角度減為最小時，進行蹬伸動作，此時踝關節的角度會減小，直到最后踝關節的角度才會增大。運動員在起跳的過程中，髖關節、踝關節等都是呈現遞減的趨勢，但此時的髖關節、膝關節、踝關節依次是增大的。以上分析充分顯示了運動員在起跳的過程中需要具有大關節肌群首發力以及末端環節的共同作用下實現蹬伸來得到一定的加速度，在大關節的運動下對小關節進行帶動，在髖關節、膝關節和踝關節的相應順序下實現蹬伸加速，最終實現較為理想的起跳效果，并不是單靠對膝關節的蹬伸來實現加速，這就要求排球運動員在扣球起跳的過程中下肢要合理的按照蹬伸順序完成加速度用力，特別是踝關節的加速度蹬伸是蹬伸效果匯總最主要的影響因素。

經過分析我們知道了運動員在上步扣球起跳的階段中右腿下肢三個關節的角度的變化中可以知道，在運動員的起跳中膝關節、踝關節的角度變化呈現的都是：先減小、后增大的趨勢。著充分說明了伸―拉肌群主要完成的是拉長和縮短的周期[2]，上步扣球的起跳是為了獲得更大的垂直向上的速度，如果肌肉按照上述的順序進行收縮，會很好的發揮肌肉的力量，進而有利于轉換助跑的水平，使得運動員獲得更大的垂直速度。由此可見排球運動員下肢關節伸縮肌群的力量主要是靠拉長和收縮的收縮能力來實現的，因此在對運動員轉向力量的測量和訓練時，要將其考慮在內。

三、足底壓力

足底壓力是保持運動員身體重心高度以及豎直方向上運動速度獲得的重要因素。運動員在起跳中右足的足底壓力在研究圖表中顯示的是兩個波峰和一個波谷，其中第一個波峰是對地面給予人的最大沖擊力的大小，在起跳腳著地后，起跳腿的伸肌肌群出現了退讓型收縮，實現了對快速助跑起跳中造成的強大沖擊力的抗衡，在伸肌肌群產生的肌力同外力相同的情況下形成波谷。波谷的值反映了起跳腿的緩沖能力，這個點和人體在起跳中向上加速度最小值，第二波峰出現在膝關節開始發生蹬伸之前，這個力的獲得主要是在人體中心前移，雙腿的擺動以及雙臂向上的作用下產生的。根據牛頓定律可知，這個點和加速度的最大值是對應的，這個時候起跳的腿所承受的力量在整個過程中是最大的，因此這個值對起跳腿的支撐力的變化有著真實的反映。

四、起跳動作中肌電學的特點

關于起跳動作中的肌電學的特點，排球運動員在完成緩沖動作中，股直肌的做功百分比為29%，半腱肌的做功百分比為27%，這兩部分明顯高于臀大肌和腓腸肌。在蹬伸的階段中，股直肌以及半腱肌的做功百分比有一定的下降，但是腓腸肌卻出現了極大的提升。著充分說明了在起跳中半腱肌的作用十分法，因此在訓練中要注意對該肌肉的針對聯系，同時還要重視股后肌群的訓練，保證最終達到各種力量相互協調的目的。

五、小結

根據以上對排球運動員在排球扣球起跳和專項力量的分析中得知了關于排球運動員身體力量變化的一些特征。排球運動員在起跳中髖關節、膝關節、踝關節的變化很好的說明了下肢伸肌群完成的是伸長和收縮，在運動員平時的訓練中要強化對下肢伸肌群力量和素質的訓練。

參考文獻：

髖關節的生物力學特征范文第5篇

【關鍵詞】 骨水泥型髖關節； 非骨水泥型髖關節； 髖關節置換術； 應用比較

在股骨頸骨折后，最常發生的并發癥是股骨頭的缺血壞死，但對于股骨頭的缺血性壞死，目前還沒確切療效的治療方案，特別是對于Ⅲ期以上的股骨頭壞死[1-3]。曾有文獻報道，用旋轉截骨、髓內減壓及帶血管或不帶血管骨移植等方法把股骨頭保留下來并讓它生存下去，但以上的治療效果均不太理想[4-5]。對于股骨頭壞死，人工全髖關節置換術是臨床上選擇的最終治療方法，在掌握好了恰當的手術指征后，再選擇合適的髖關節假體，加上正確的手術操作手法及術后進行有效的康復鍛煉，獲得了良好的療效。

1 骨水泥型和非骨水泥型髖關節置換術

骨水泥型和非骨水泥型髖關節置換術均是治療股骨頸骨折的方法。其中，骨水泥由粉劑和液劑（丙烯酸粘固劑、聚甲基丙烯酸甲酯）雙組分構成的黏結劑或骨填充劑。骨水泥型髖關節置換術是用骨水泥對骨折后的置換人工髖關節進行粘接固定，對骨折進行固定及作為藥物控釋載體等，骨水泥型假體對髖關節的固定是屬于“機械固定”。而非骨水泥中生物固定型的假體常用Zweymuller人工關節假體，它是由鈦合金鍛造出來的，具有良好的生物間相容性，能把髖關節假體與自身骨組織之間進行直接的固定。且非骨水泥型假體的表面有多個孔，當植入到人體后，骨組織會發生刺激生長的反應，促使骨與假體的表面密切結合，從而形成緊密的生物固定[6-8]。對于非骨水泥型假體中對髖臼的固定，目前有使用螺釘固定和不使用螺釘固定兩種方法，此兩種方法的效果何如，學術上一直爭論不定。

2 骨水泥型和非骨水泥型治療股骨頸骨折的進展

對于使用骨水泥型人工髖關節進行置換的應用，曾水平等[9-11]曾報道使用骨水泥型假體來治療19例老年性股骨頸骨折，患者經治療術后的Harris評分有明顯的改善，也明顯提高了患者的生活質量。他在原文中認為老年人出現股骨頸骨折的同時往往會伴有骨質疏松和髖關節的周圍軟組織出現松弛，此時就很難對骨折的股骨頸進行良好的固定及軟組織維持平衡。Friendly的股骨假體是采用第4代的骨水泥技術及多種可選擇髖關節假體組成，作為了一種新的方法來解決假體股骨頸不牢固及軟組織難維持平衡的困難。而Nakano等 [12-14]也報道了，利用Friendly骨水泥的股骨假體來置換老年的骨折后股骨頸骨，也取得了良好的療效。張曉崗[15]對23例術前仍有行走能力的大于70歲的老年患者進行骨水泥型的全髖關節置換術，獲得了滿意的效果，隨訪2年后，根據在1980年召開的第一屆全國骨科學術的會議上擬訂的髖關節置換評定效果標準，對其所選的23例進行評定，其中20例優，2例良，1例好，患者均滿意。而李奇志[16]也曾選擇了26例年齡在76～96歲的老年患者來進行骨水泥型的人工股骨頭的置換術。取得結果有：術后的傷口為Ⅰ期愈合，在1～3 d內便可下床活動，且并沒肺部及泌尿系的感染，沒出現深靜脈栓塞和壓瘡等。對26例進行隨訪3個月～3年后，有24例能恢復滿意，滿意率為92.31%。

隨著對治療髖關節疾病日益廣泛使用的人工髖關節置換術的發展，非骨水泥型的人工髖關節置換也開始在臨床上使用，并也獲得了良好的療效。自20世紀90年代開始，我國內便開始陸續引進使用新一代人工關節，非骨水泥型人工置換髖關節，此種髖關節不但在制造的材料上或者是設計的理念上都跟以往的置換髖關節有很大的不同。樓險峰等[17]對新一代非骨水泥型的雙極人工的股骨頭置換術中期療效進行了觀察，對46例股骨頸的骨折患者及3例股骨頭出現無菌性壞死的患者進行了非骨水泥型的雙極人工的股骨頭置換術治療，術后其中的33例患者的Harris評分在97分以上，其優良率可達97%。

3 骨水泥型及非骨水泥型髖關節使用的情況

3.1 使用年限長短 對于人工髖關節的使用年限長短，受到多方面的影響，材料的耐磨損度只是其中主要的一方面，其他方面比如說患者體重，平時運動量，平時負重量等等都有關聯。對于不同材料的髖關節的理論壽命均不相同，分別為：鈦合金為10～15年，鈷鉻鉬合金為10～15年，超低碳不銹鋼材料為4～6年，最新型金屬對金屬在20年以上，第四代納米復合陶瓷為30～40年。

3.2 舒適程度 現普遍認為使用骨水泥型的假體在置換后很少會出現肢體的疼痛，且較少發生股骨干劈裂，置換后可獲得很好的髖部活動功能，并且降低了假體的翻修率。但骨水泥會對骨組織產生熱的損傷及易形成磨損顆粒、出現疲勞老化等導致骨水泥的界面出現骨溶解、假體松動等而影響其穩定。而非骨水泥型的人工全髖關節置換術的手術，其費用低，時間較短，且手術安全性高，手術的創傷性小等優點，其中假體的固定屬于生物學的固定，對患者的影響較小，此就避免如骨水泥髖關節置換術中注入骨水泥過程中所產生不良的反應，不會因骨水泥而引起類似的并發癥，及避免了術后假體需反復修復更換所帶來的麻煩，避免了再次取出髖關節而導致對骨質過多破壞的損害[18]。

3.3 適合人群 由于骨水泥型置換后可獲得很好的髖部活動功能，且其使用時間比非骨水泥時間長，但其需要對假體進行定期翻修，且易因骨水泥會對骨組織產生熱的損傷及易形成磨損顆粒、出現疲勞老化等并發癥。而非骨水泥型髖關節置換術，其費用低，手術時間短，手術安全性高，手術的創傷性小，且不會因注入骨水泥而產生不良的反應，避免了術后假體需反復修復更換所帶來的麻煩，減少再次取出更換髖關節而對骨質破壞損害[19-20]。故對于中老年性的患者，追求使用的時間過長，十幾年甚至幾十年的患者，適合選擇骨水泥型假體進行髖關節的置換，以獲得更好的生活質量。而對于年齡過大，使用的時間不長，身體基礎狀態不算很好的患者，則適合選用非骨水泥型假體進行髖關節的置換，以便減少手術帶來的二次傷害。

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