髋关节的生物力学特征

前言：想要写出一篇令人眼前一亮的文章吗？我们特意为您整理了5篇髋关节的生物力学特征范文，相信会为您的写作带来帮助，发现更多的写作思路和灵感。

髋关节的生物力学特征范文第1篇

【关键词】 髋假体 应力 物理 生物力学 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

全髋关节置换术（total hip replacement，简称THR）是公认的治疗髋关节疾病的安全有效的方法。但是，无菌性松动仍然是影响人工关节长期使用的主要原因。人们先后提出"骨水泥病、微粒病"的概念。学者们发现在众多的相关因素中，机械力学因素是造成假体松动的主要原因之一［1］。然而，对于相同的假体柄而言，使用金属对金属、陶瓷对陶瓷、陶瓷对聚乙烯或者金属对聚乙烯组合，其假体对骨界面的应力是如何呢？这些力学因素是否是我们选择不同组合的标准呢？这将是本文研究的重点内容。

三维有限元法作为生物力学一种先进的实验方法，可以测量骨与假体的应力分布，并能对实验条件进行控制和模拟人体的生物力学条件，并且已有众多学者采用此种方法成功进行全髋置换的研究［2~4］。因此，作者采用三维有限元分析方法，来探讨不同材料假体组合对非骨水泥型人工髋关节置换术后骨界面的应力分布规律，为人工髋关节的临床应用和设计制造提供有益的参考。

1材料与方法

11模型的设计与建立

选择一例50~60岁的股骨颈骨折行人工髋关节置换术的病例，术前先行患髋及相应股骨中上段CT平扫，采用Super-sap软件建立全髋置换前三维有限元模型。普鲁斯(Plus)公司提供假体样品，以EP-FIT压配式球形臼、PE标准衬、钴铬钼合金球头、SL钛合金柄为原模型。用千分卡尺对假体进行坐标测绘，模拟骨整合后的界面状态，将假体与骨界面节点的自由度进行耦合，建立假体植入后的三维有限元模型。通过改变假体的材料参数，弹性模量、泊松比制造8种置换后模型。整个实验共建立9个模型。节点和单元数如表1所示。

表1模型节点单元划分情况（个）髋臼骨部分股骨部分假体部分节点单元节点单元节点单元置换前5204122102198100置换后478382189714593267301512模型命名分组

按照不同材料组合，分别命名为PCA（PE-钴铬钼合金；其中P代表超高分子量聚乙烯内衬、C代表钴铬钼合金球头、T代表Al2O3陶瓷、A代表钛合金柄，以下类同）、PTA（PE-陶瓷）、TTA（陶瓷-陶瓷）、CCA（钴铬钼合金-钴铬钼合金）。另假设以复合材料CFR/PSF作为柄的各种组合，分别命名为PCF（F代表CFR/PSF）、PTF、TTF、CCF；而置换前命名为ZHQ。

13材料参数

上述各模型涉及的各种材料均简化为同性的均质线弹性材料。由于SL柄与股骨髓腔相匹配，近端（大粗隆附近）主要与松质骨接触，柄下端使假体柄表面与股骨小粗隆以下的皮质骨相接触，与骨腔固定的位置主要在髓腔的狭部及骨干髓腔。因此对股骨严格区分皮质骨与松质骨。而髋臼只考虑与臼杯接触的部分，置换前主要是髋臼软骨和软骨下骨（皮质骨）；置换后主要是松质骨。为了较真实模拟置换后人工股骨头与内衬间相互运动情况，在其两者之间应加一种接近髋关节滑液性质的物质，作者以泊松比为0499［5］的组织替代。各材料参数均采用相关文献［4、6］及由Plus公司提供。表2所示。表2组织材料参数组成弹性模量向

人工髋关节置换后，承受的载荷有两类，即人体的体重及运动时的载荷，单足站立时的情况是比较典型的［7~9］。该患者体重为72 kg，单髋站立位时为60 kg（5/6×72），经骶髂关节向下作用于股骨头，关节合力通过股骨头中心。根据骨盆力学原理，作用于股骨大转子上的外展肌力Fm’，其载荷大小为Fm’=3 bw，外展肌力Fm与水平轴大约为60°（图1）。据力矩平衡作用在股骨头上的力T2=Ty+Tz；Ty=Fm’+bw；Tz= cos60Fm；Fm=Fm’／sin60。根据等效应力原理我们将髋关节载荷加载于模型中髋臼骨表面及大粗隆相应区域，从而将力均匀的传递至髋关节。

图1单髋受力示意图及股骨分区简图15统计方法

为量化分析假体对骨界面应力及股骨近端应力，将髋臼分为臼顶、后壁、前壁三个象限；将假体及相应股骨分成5个水平节段，每个节段再分成内外（冠状面）2个象限，内侧象限由近至远分别为A1、B1、C1、D1、E1，与之相应的外侧象限分别为A2、B2、C2、D2、E2（图1）。取每个象限所有节点的应力均值作为该区域的骨质应力水平。各组间均数比较用单因素方差分析后继以多样本均数间差异的显著性检验（F检验），ONE-WAY ANOVA。

2结果

获得了髋关节置换前后的三维有限元模型（图2-3）。同时获得了髋关节在单足站立时的股骨应力和假体对骨界面的应力。

图2置换前髋关节三维模型侧位图图3置换后髋关节三维模型侧位图

21置换前后的应力结果

211以钛合金为柄

212以CFR/PSF为柄

213置换后股骨的应力遮挡率（η）

应力遮挡率η=1－σ/σ0（式中σ为术后等效应力，σ0为术前等效应力）［3］

综合图4-8可以看出，各种假体置换后没有改变股骨总体的应力模式，等效应力（von Mises）峰值均位于假体远端相应股骨区域，但应力峰值有所下降，以股骨距区下降最为明显，遮挡率最大，而以弹性模量较钛合金低的CFR/PSF作为柄的股骨相应区域的遮挡率均较小。对于相同的柄比较而言，不管是金属-金属、陶瓷-陶瓷、陶瓷-聚乙烯还是金属-聚乙烯组合，其置换后股骨相同区域的应力大小无明显差异（P>005）。

22置换后假体对骨界面的应力

221股骨侧

图9-10可见：各种组合的假体对股骨界面的应力从近端至远端均呈逐渐增高趋势，且在B1C1（B2C2）变化幅度较大，然后在假体中下段界面趋向缓和。而相同假体柄的不同组合其相应界面应力值无明显差别（P>005），但弹性模量低的CFR/PSF较钛合金柄在股骨相应界面存在较高的应力，在A1、A2象限两者有显著差异（P

转贴于

222髋臼侧

图11、12可见：各种组合的假体（臼杯）对髋臼骨界面应力较大范围分布在髋臼四周，但从髋臼顶部后下前下呈逐渐递减趋势，且髋臼顶部与其它区域相比有非常显著差异（P005）。而置换前在髋臼顶穹部存在较高应力，最大应力值为161 Mpa，然后向四周逐渐减少（图13）。

3讨论

31骨吸收，松动与应力遮挡

在自然状态下，髋关节力是通过股骨头传递到整个股骨上的；手术后假体和股骨构成了一个新的力学系统，髋关节力的传递改由植入的假体来共同完成，这样两种或两种以上材料组成一个机械系统时，弹性模量较大的材料承担更多的负荷［10］，即所谓的应力遮挡。根据Wolff定律，应力刺激增加时，骨应变量增加，骨代谢中骨形成成份增加；应力刺激减少时，骨应变量减少，骨代谢以吸收增加为主。

由于应力遮挡作用，一般股骨近端骨量丢失明显。LMolfetta［11］报告1和7区的骨密度丢失最明显，在术后4个月内丢失为12 7 %，2和6区在术后7个月内骨量丢失为5 4 %，3和5区术后7个月骨量增加50%，4区在整个2年随访中骨量没有明显变化。

上述发生骨量变化的原因主要在于应力分布不均匀，假体柄尖端应力过度集中并反复作用，造成局部骨硬化、骨质增生和骨膜肥厚等增生改变，同时使近端应力减少甚至消失，则造成骨质脱钙吸收。本试验证明置换后股骨远端应力比正常应力略小，而近端应力明显减少，使柄尖端处产生骨膜增生与近端处产生骨质吸收与其相一致，并且以弹性模量较钛合金低的CFR/PSF作为柄的股骨应力值较接近生理范围，相应区域的遮挡率较小，从力学角度给予证实。林剑浩等报告了股骨假体周围骨丢失由近及远呈递减梯度改变。体外光弹性应力测试及有限元分析表明股骨假体周围骨质应力遮挡现象由近端向远端呈逐渐减弱趋势。本试验得出相同的结果，符合骨反应改变。图4股骨内侧各象限等效应力VMS均值图5股骨外侧各象限等效应力VMS均值图6股骨内侧各象限等效应力VMS均值图7股骨外侧各象限等效应力VMS均值图8置换后股骨应力遮挡率图9假体对股骨内侧界面应力图10假体对股骨外侧界面的应力图11各种假体（臼杯）对髋臼骨界面的应力图12置换后假体对髋臼应力图图13置换前髋臼应力图32界面应力问题探讨

假体对骨界面的力可分解为两个部分，一部分为切向应力，称为剪应力，一部分为法向应力，称为正应力。由于假体和骨的剪切模量不同，假体的剪切模量大，剪应变小；骨的剪切模量小，剪应变大，因此同样的应力下两者在界面处的变形不同，这就使两者发生相对移动。

有学者认为［12］间充质细胞在受到压应力时可分化为成骨细胞，促使骨代谢向骨形成转换；在受到张应力或剪切应力时又可向成纤维细胞转变，促使纤维组织形成。亦有人提出，垂直压力有利于关节的稳定，但过大的垂直压力会造成骨松质的吸收。有关压应力促进骨生长的认识源于骨折的加压治疗，剪应力一直被认为不利于骨折愈合，是发生骨不连的重要原因，但用有限元分析方法计算出骨骺的次级骨化区中心区域及软骨生长板处均处于剪切应力状态下，而此处是骨生长的钙化区，同时计算出关节软骨表面处于静水压力状态，此处的关节软骨永不钙化，据此提出，剪应力可促进软骨细胞的分化和基质的钙化，由此得出压、剪切应力均对骨生长具有明显作用。

因此，假体置换的成功及长期稳定取决于骨界面有一个良好的应力环境及骨组织的正常生理代谢。骨组织应力适应性有一定的范围，如果低于或超出这一范围，都将会导致骨组织吸收，但究竟何种形式的应力分布及大小对假体一骨界面有损害作用则很难界定。目前，由于对活体骨组织承受压力的生理限度并不十分清楚，所以只能尽量降低载荷，从而避免假体一骨界面应力的过分集中导致界面骨组织的病理性损伤。

本实验结果表明：对于股骨侧，界面应力从近端至远端呈逐渐增高趋势的规律符合该假体的设计原理。同时，我们还发现柔软的柄可以降低应力遮挡，却增加了界面应力，而界面应力过大是产生假体微动主要因素，这一点与Huiskes的研究结果相符。对于髋臼侧，置换前，应力集中发生在髋臼软骨下骨的顶穹部，最大应力（VMS）为161Mpa，应力以放射状分布向周边逐渐减弱，这证实了先前的髋关节经关节软骨的压力分布结果，也与许多研究表明的在髋臼的顶穹部存在较高的软骨退变发生率相一致［6］。置换后，各种组合的假体（臼杯）对髋臼骨界面应力较大范围分布在髋臼四周，但从髋臼顶部后下前下呈逐渐递减趋势。根据骨重建理论，当骨受到应力时，这些位置的成骨细胞处于应力集中区。骨处于应力区内会增加其密度和硬度，而处于力学刺激较弱的区域则会弱化密度乃至失去钙化特征，从而出现上述的临床结果［11］。而文立成等根据Amstutz的分区方法对25例28个H/G非骨水泥型人工全髋关节进行髋臼侧X线随访观察，随访时间36～76个月，平均48个月，发现骨吸收部位均在1区。应力遮挡理论固然能够部分解释股骨吸收现象，但无法用来解释髋臼侧的骨质吸收、假体松动现象。

综上所述：对于相同的柄比较而言，不管是金属-金属、陶瓷-陶瓷、陶瓷-聚乙烯还是金属-聚乙烯组合，其股骨和髋臼相应界面应力值无明显差别（P>005）。因此，从生物力学角度考虑，当使用相同的柄时，医生可以为患者选择不同的假体组合，从而有更大的选择空间；换而言之，力学因素并不是选择假体组合的主要标准。但为何使用不同的材料其远期效果会如此大的差别呢？当然这与假体的制作水平、患者的骨质条件及医生的手术技术等密切相关，然而磨损碎屑是导致晚期假体无菌性松动最为关键的因素。人工关节磨损颗粒可激活巨噬细胞释放IL-1，2，6、TNF-a、PDGF-2等多种溶骨因子，从而介导了骨-假体界面骨溶解。

因此，材料的耐磨损性和生物相容性是评定人工髋假体材料的基本条件。同时，应结合术者的经验、患者的骨质条件及经济状况等，为不同的患者选择适合的假体。

【参考文献】

［1］Van Rietbergen B，Huiskes RLoad transfer and stress shieding of the hydroxyapatite-ABG hip：a study of stem length and proximal fixation［J］J Arthroplasty，2001，16:55-63

［2］严世贵，何荣新，陈维善，等全髋关节置换前后股骨应力变化的有限元分析［J］中华骨科杂志，2004，24:561-565

［3］俞能宝，董天华，孙俊英复合材料股骨头假体三维有限元分析［J］医用生物力学，2001，16:155-159

［4］李伟，陆皓，孙康，等复合材料与金属材料髋关节假体应力分布的三维有限元分析［J］生物骨科材料与临床研究，2005，2:1-4

［5］杜东鹏，于进祥，葛宝丰腰椎间盘膨隆的有限元分析［J］颈腰痛杂志，2000，21:6

［6］李长有，王禹祥，范广宇髋臼发育不良性髋关节的三维有限元非线性接触压力分析［J］医用生物力学，2005，20:19

［7］桂鉴超，，顾湘杰，等股骨质量对人工髋关节置换之影响的三维有限元分析［J］骨与关节损伤杂志，2000，15:213

［8］盂和骨伤科生物力学［M］第2版北京:人民卫生出版社，2000，273-275

［9］张怡元，李超雄，林焱斌，等重建髋臼前后柱完整性的生物力学研究［J］骨与关节损伤杂志，2003，18:607

髋关节的生物力学特征范文第2篇

关键词：汽车安全；乘员下肢；有限元模型；生物力学；损伤机理

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

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

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

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

1 乘员下肢模型的建立

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

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

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

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

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

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

2 KTH模型的验证

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

2.1 独立膝关节冲击验证

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

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

2.2 股骨动态三点弯曲验证

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

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

2.3 乘员膝部冲击验证

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

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

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

3 正面碰撞乘员KTH部位的损伤分析

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

3.1 撞击面水平旋转对KTH部位的损伤影响

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

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

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

3.2 撞击面前倾及乘员坐姿对KTH部位的损伤影响

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

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

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

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

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

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

-10°，股骨颈部应力最大；当（θ-β）偏离-10°时，股骨应力递减。

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

时的髌骨应力略高于β=20°或30°时。

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

4 结论

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

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

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

参考文献（References）：

KUPPA S，Wang Jing，HAFFNER M，et al. Lower Extremity Injuries and Associated Injury Criteria [C]//International Technical Conference on the Enhanced Safety of Vehicles，Washington DC：National Highway Traffic Safety Administration，2001.

POWELL W R，ADVANI S H，CLARK R N，et al. Investigation of Femur Response to Longitudinal Impact [C]// SAE Technical Paper 741190，1974.

POWELL W R，OJALA S J，ADVANI S H，et al. Cadaver Femur Responses to Longitudinal Impacts [C]//Stapp Car Crash Conference，Ann Arbor：Society of Automotive Engineers，1975：561-579.

MELVIN J W，STALNAKER R L，ALEM N M，et al. Impact Response and Tolerance of the Lower Extremities [C]// Stapp Car Crash Conference，Ann Arbor：Society of Automotive Engineers，1975： 543-559.

VIANO D C. Considerations for a Femur Injury Criterion [C]// SAE Technical Paper 770925，1977.

VIANO D C，CULVER C C，HAUT R C，et al. Bolster Impacts to the Knee and Tibia of Human Cadavers and an Anthropomorphic Dummy [C]// Stapp Car Crash Conference，Ann Arbor：Society of Automotive Engineer，1978：169-207.

RUPP J D，REED M P，VAN E C，et al. The Tolerance of the Human Hip to Dynamic Knee Loading [J]. Stapp Car Crash Journal，2002，46（46）：211-228.

董跃福，董英海，胡广洪，等. 准确构建个体化膝关节有限元解剖模型的方法 [J]. 临床骨科杂志，2011， 14（2）：198-203.

Dong Yuefu，Dong Yinghai，Hu Guanghong，et al. A Method for Accurate Reconstruction of Subject-Specific Anatomical Finite Element Model of Knee Joint [J]. Journal of Clinical Orthopaedics，2011，14（2）：198-203. （in Chinese）

张冠军，曹立波，官凤娇，等. 行人膝关节韧带的建模及验证研究 [J]. 汽车工程，2012，34（1）：57-61.

Zhang Guanjun，Cao Libo，Guan Fengjiao，et al. A Study on the Modeling and Its Validation for Pedestrian's Knee Ligaments [J]. Automotive Engineering，2012， 34（1）：57-61. （in Chinese）

张冠军. 行人下肢的碰撞损伤特性及相关参数研究 [D]. 长沙：湖南大学，2009.

Zhang Guanjun. A study on Characteristics of Lower Extremity and Related Parameters in Vehicle-Pedestrian Crashes [D]. Changsha：Hunan University，2009. （in Chinese）

李海岩，顾玉龙，阮世捷，等. 人体膝关节有限元动力学分析模型的建立与验证 [J]. 生物医学工程学杂志， 2012，29（1）：97-101.

Li Haiyan，Gu Yulong，Ruan Shijie，et al. Development and Validation of a Finite Element Model of Human Knee Joint for Dynamic Analysis [J]. Journal of Biomedical Engineering，2012，29（1）：97-101. （in Chinese）

HAUT R C，ATKINSON P J. Insult to the Human Cadaver Patellofemoral Joint：Effects of Age on Fracture Tolerance and Occult Injury [C]//SAE Technical Paper 952729， 1995.

髋关节的生物力学特征范文第3篇

关键词：短跑技术；屈蹬技术；髋动力；放松技术；综述

中图分类号：G808.1；G82　文献标识码：A　文章编号：1006-7116(2009)03-0077-06

从1896年第一届现代奥运会，美国运动员伯克以11.8s夺得100m跑桂冠，到2008年牙买加人博尔特创造了9.69s的世界记录，100m跑成绩提高了2.1s。除了科学化训练及场地器械更新等因素外，短跑技术的不断完善与发展，也是重要因素。源于短跑实践的短跑技术理论，对短跑技术的发展起预测及导向作用，是短跑技术发展的理论基础。我国短跑技术理论的发展，经历了20世纪五六十年代的引进与借鉴，七八十年代的补充与修订。在发展过程中，原来被公认的技术理论，由于不能适应现代短跑运动发展的需要逐渐被舍弃，而有些技术理论则在争论过程中逐渐得到大家的认可。在世界短跑水平稳固发展而我国短跑水平却停滞不前的关键时期，有必要对那些曾经是大家争论的焦点问题进行回顾与总结。

1　前蹬阻力――动力问题

传统的短跑技术理论以重心相对于支撑点的空间位置，将一个完整的单步分成着地缓冲(前蹬)与后蹬两个阶段，并根据经典力学理论分析支撑过程中的人体受力情况。其主要观点是，在缓冲阶段，由于重心在支撑点后方，支撑反作用力与人体跑进的方向相反。因此，支撑反作用力是阻力，人体做减速运动。在重心移过支撑上方后，此时支撑腿蹬伸发力，支撑反作用力与人体跑进的方向一致，是动力。所以，该理论认为在前蹬阶段只能被动缓冲以减少制动阻力；在后蹬阶段要积极蹬伸，以加强后蹬效果。这一技术理论对我国短跑运动的发展曾起到重大作用。然而，随着场地器材的更新，相关学科成果的渗透以及分析手段、方法的进步，许多学者对这一理论产生了怀疑。前蹬阶段问题的焦点主要集中在两个方面：先进的着地技术能否有效地减小制动力；前蹬阶段是否存在阻力，为减小制动力而加快小腿回摆速度的技术是否正确。

苏仕君通过三维测力台对短跑支撑阶段人体受力情况的测量，从数值上定量地确定了前蹬阶段阻力存在的事实。李诚志指出，这种阻力的大小取决于脚着地瞬间相对地面的水平速度，脚着地瞬间正向水平速度越大，前蹬制动力就越大，反之则小。因此，在脚着地前，加快小腿的回摆速度对减小制动力是非常有益的。大多数学者对此着地技术称为“后扒式”或“鞭打式”着地技术。黄香伯对此技术的数理分析表明，鞭打扒地动作可使人体在前支撑期间获得动力，前支撑期间动力的大小取决于多种因素，但最主要的因素是鞭打速度。金发仓用三维测力台对“戳地式”、“正常式”和“后扒式”3种落地技术的动力学参数的研究表明，“扒地式”落地技术能加强后蹬阶段的水平分力，用力方向较为合理，并能缩短支撑时间。朱谦通过教学实验发现，注重“后扒式”着地技术的教学和发展与“后扒式”动作技术有关肌群的力量训练，能优化支撑阶段各运动学参数，并有效提高运动成绩。同时他指出，脚主动积极“后扒”产生的地面反作用力的水平分力与运动方向一致，能减弱由支撑地面产生的与运动方向相反的反作用力的影响，因而能变前蹬减速为加速。此外，主动“后扒”的技术还能减轻支撑腿负担，节省能量，利用已有的惯性和肌肉收缩力量，提高速度和后程的跑速。骆建等对短跑途中跑着地缓冲技术的生物力学研究结果表明，着地缓冲开始瞬间的“扒地式”着地技术的好坏，不仅对减小人体在着地缓冲时受到与人体运动方向相反的支撑反作用力的水平分力大小有重要作用，而且对增大步长也有关键性影响。张仲景等认为，后蹬扒地是短跑运动中支撑脚扒地技术中的一个重要环节，也是推动人体快速向前运动的主要动力。在快速跑动中，如果忽视支撑脚后蹬扒地的用力动作，就会间断支撑脚扒地式着地技术的连续性，延长支撑时间，从而丧失跑动动作协调配合的整体效益，影响人体前移的速度。此外，在途中跑过程中，正确的后蹬扒地技术可以防止支撑腿膝关节过度伸展，缩小大腿后摆的幅度，有利于使髋屈肌群、股后肌群所产生的收缩力量和摆动力量得到充分的发挥与利用，从而加大大腿前摆的速度。王志强等对不同水平短跑运动员途中跑支撑反作用力的研究结果表明，制动力效应不仅与着地前脚相对于地面的水平速度有关，而且着地的动作效果对其的影响可能更大。较小的着地水平速度和合理的前支撑段技术可以在不增加制动效应的基础上增加前支撑距离，从而增加支撑步长，提高技术效果。

从上述众多学者对“后扒式”着地技术的分析可知，该技术的主要优点是能有效地减小制动效应。而着地前小腿的回摆速度对降低脚的水平速度起关键性作用。因此，在着地瞬间，摆动腿大腿应积极下压，小腿做向后的加速运动。但是，也有学者对此观点进行了反驳。早在1982年蔡国钧就提出，过分地追求小腿的回摆速度是不对的。此后，陈有源对“后扒式”着地技术也进行了否定。他从转动力学角度对支撑过程进行分析后认为，着地后人体是以支撑脚为轴向前转动，着地反冲力始终通过转轴，力矩为零。因此，无论它的大小如何，都不能成为支撑腿绕足或关节向前转动的阻力。所以，把鞭打、扒地和小腿后屈作为减小着地反冲力对人体的制动作用，将不具有任何意义。

综上所述，大多数学者对“后扒式”着地技术持肯定态度，但也有学者从不同角度提出相反的意见。尽管还没有研究报道有优秀运动员脚向后的速度大于或等于人体质心向前的速度，但大量的研究结果证明，优秀运动员的小腿后屈速度明显大于一般运动员。因此，尽量减小脚相对于地面的速度是短跑运动员应努力的方向。同时我们也要认识到，短跑是一项要求肢体环节高度协调的运动项目，各环节间的运动应视为一个系统，在其它环节运动没有达到一定要求之前过分追求小腿的回摆速度会导致整个系统功能的破坏，从而影响跑速。所以，对不同水平运动员，根据其身体形态及各环节生物力学参数来定量评价其着地技术的优劣，以及对“后扒式”着地技术对整个支撑阶段重要影响的研究应引起大家的关注。

2　屈蹬技术

所谓的“屈蹬技术”，是相对传统的基于后蹬理论下的髋、膝、踝3关节充分蹬直的技术而言的短跑技术。在20世纪80年代初期，李诚志、黄宗成对短跑技术分析时发现，世界优秀短跑选手的后蹬腿膝关节的屈曲度，明显大于我国选手。他们多采用“屈蹬式”的蹬地动作。即蹬地阶段不强调蹬地腿充分蹬伸，如美国运动员蹬离时的膝角为151°，而我国运动员较直，为161°。此后，关于“屈蹬式”短跑技术的报道大量出现，众多学者分别从运动解剖学、肌肉生理学、运动生物力学等对此技术的优越性进行了深入探讨。

在1981年B・B丘巴等就注意到了蹬伸阶段的“屈蹬现象”。随后他们从生理解剖学上也证实了膝关节从164°伸展到168°，髋、踝关节间的距离缩短的事实。刘建生在1983年通过三角函数也推算出膝关节大于一定角度时再伸展，其长度增加是很微小的结论。这就在功能解剖学上证明了传统后蹬理论欲通过充分蹬直3关节来追求做功距离的设想是不正确的。赵杰认为，屈蹬技术一方面没有发挥最大肌肉力量因而可以保持较高的收缩速度，另一方面能保持较大的肌拉力角和肌拉力矩，从而提高大小腿折叠的力量，缩短前摆半径，提高摆动腿前摆速度。王鲁克报道，“屈蹬式”与传统的后蹬型技术相比较，更具有经济性、实效性。具体表现在，屈蹬式技术支撑腿后蹬时膝角变化小，支撑后蹬时间短，小腿倾角及后蹬角小，利于增大向前水平速度，减小重心波动差，增大步幅，提高跑的实效性。于湘泽认为“屈蹬技术”能缩短支撑时间，提高步频。代进军等提出，后蹬过程中过度伸直膝关节会导致后蹬角度增大。而后蹬角度一旦增大，就会引起腾空高度的增加和腾空时间的延长。这虽然能起到增大步长作用，却贻误了跑的频率、损害了步长与频率的合理配置，从而影响了提高跑速的综合效益。而“屈蹬技术”不仅适应跑道的性能，而且服从跑的整体技术需要。这对保持跑的向前性、连续性、平稳直线性十分有益，从而可以获得步长、步频的双重效益。徐萱俊的肌电图实验显示，后蹬过程中，膝关节角度超过155°，肌肉活动强度明显下降。李强从解剖学和肌肉生理学对“屈蹬技术”优越性的描述为，“屈蹬技术”能避免髋关节出现主动不足的现象，能充分发挥主要关节的力量；短跑技术有利于减小后蹬角，并可协调步幅与步频的关系；有利于肌肉的弹性成分储存能量，使收缩成分产生的张力变化趋于缓和，防止肌肉的损伤。

综上所述，“屈蹬技术”不仅能更好地适应并充分利用塑胶跑道的物理性能，而且能更有效地提高跑速。相对于“后蹬式”短跑技术，其优越性主要表现在3个方面：一是有利于蹬离地后的折叠摆动，提高摆腿速度，这符合现代短跑的技术特征要求；二是能减小重心波动，有利于速度的保持和增加；三是能优化步频和步长的关系，从整体上提高跑的综合效应。此外，相关研究者从其它角度对“屈蹬技术”现象做了不同的解释。王志强等嘲提出，膝、踝关节的主要作用是起坚固的支撑，膝关节缓冲和蹬伸幅度过大不利于髋动力作用的实现。而骆建则认为，蹬伸后段所获得的有效反作用力小于人体前进中的阻力，属于无效蹬伸，因此应提前结束蹬伸过程。王保成认为，支撑腿膝角变化过大，就增加了腿的支撑时间，降低整条腿在身体下的摆动速度。

因此，无论是“屈蹬技术”带来短跑成绩显著提高的事实，还是大家从各方面对此技术优越性的合理解释，我们都有理由相信，“屈蹬式”短跑技术符合场地器材发展的需要，有利于运动员充分发挥其竞技能力，代表现代短跑技术的发展方向。而我国目前的实际情况是，很多少年儿童只能在煤渣跑道甚至是泥土场地上接受短跑初级训练，为了取得训练效果或竞赛名次，“后蹬式”短跑技术仍是他们的主流技术。毫无疑问，这将会给他们日后更高层次的训练带来了不利影响。因此，如何衔接不同场地上的短跑技术，使这些少年儿童更快地适应塑胶跑道，或者是如何在煤渣跑道和泥土场地上提高“屈蹬式”短跑技术的适用性等方面的问题应引起大家的重视。

3　短跑核心动力来源――髋动力

随着运动生物力学研究的进展，人们逐渐发现支撑阶段髋关节的运动幅度与速度比膝关节的要大得多。结合现代短跑技术特点及髋关节的解剖结构，人们逐渐认识到髋关节才是跑进的动力来源。髋关节的运动参数表现在两个方面，一是支撑阶段支撑腿的伸髋参数；二是支撑过程中摆动腿的屈髋参数，由摆动腿的速度、幅度体现。

丘巴的研究结果表明，在短跑中身体质量中心速度损耗的减小是由髋关节的伸展力矩所决定的。J・瓦泽尔认为，对跑速起决定作用的是髋部伸肌的工作能力。宫本庄指出，途中跑蹬地过程中股四头肌收缩强度不高，仅起支撑作用，而股后肌群才是最后完成后蹬动作的关键肌肉。朱谦在研究中指出，髋所拥有的肌纤维数量和力量比膝、踝大得多，髋伸展幅度达70°左右，膝17°左右，踝25°左右，表明髋是取得跑速动力的主要关节。K・维曼通过髋角从支撑阶段开始即始终处于伸展状态这一现象认为，髋股部肌肉能够单独地完成短跑支撑阶段所需的伸髋一伸膝活动。如果收缩速度相同，髋股部肌肉作用产生的动作速度比膝部伸肌大得多。依藤章对东京世界田径锦标赛的研究结果表明，在起跑和途中跑中髋关节的伸展速度越快，跑速越快。王卫星认为，快速伸髋对跑速的影响远大于快速伸膝。王志强等提出，短跑途中跑中髋是人体水平加速的关键环节，两大腿的剪绞速度及支撑腿伸髋的角速度是影响支撑阶段人体水平速度的主要因素。狩野丰通过核磁共振技术研究发现，大腿上70％部位的内收肌群和股后肌群的横截面积与100m跑成绩成正相关，而股四头肌及50％部位符肌群横截面积却不具有统计学意义的相关性。

大家除了对支撑腿伸髋技术及其作用作了深入分析外，对摆动腿参数对短跑速度的影响也展开了广泛的研究：Winfried认为，产生较高跑速的原因是有力的摆腿而不是快速的蹬地。金原勇、阿江通良提出，大腿运动的角速度及摆动幅度是衡量短跑技术的最好尺度。刘建生认为，当肌肉牵动人体某部分运动时，必须要同时牵引人体的另外一部分做相反的运动。因此，只有摆动腿积极前摆，才能使支撑腿迅速后划。金发仓曾指出，我国短跑运动员步频慢的主要原因是摆动腿速度慢，加快摆动腿前摆与下压速度并重视摆腿高度是提高我国短跑成绩的主要途径。阿江通良。通过身体各部分之间能量传递利用的想法对短跑技术进行分析认为，髋部的屈伸肌群是短跑水平运动的主要动力源。关于摆动腿迅速上摆的作用，苏仕君认为，高抬大腿能增加势能，加快脚的扒地速度，拉长大腿后群肌肉，加长工作距离，增大步幅；吴太平指出，快速前摆大腿能对人体产生向前上方的拉力，减少制动，使身体快速前移，缩短支撑时间，并带动同侧髋关节前移从而增大步长。徐开春的研究结果表明，快速摆动大腿可以加大支撑腿对地面的压力，使支撑

腿具有更大的势能，加快两腿的交换频率，达到增加步速，加快重心前移的作用。王志强等在研究中指出，摆动腿快速前摆对支撑阶段人体水平速度的保持和增加有着重要的意义。徐茂典认为，摆动腿最大的摆动速度是影响支撑时间的关键，并直接影响途中跑的步频和速度。缓冲期加快摆动腿的摆动速度能有效地加快重心的前移速度。

综上所述，大家在对支撑阶段髋关节的运动特点进行描述时，也对快速伸髋和摆腿对保持和提高跑速的重要作用进行了论证，从两方面证实了髋是人体加速的关键环节，髋关节是跑进过程中的重要动力来源。在实践中，髋关节的运动幅度与速度对动力效果的提高、身体重心的快速前移、支撑时间的缩短等积极作用已得到人们认可。因此，很多运动员希望通过加大支撑过程中髋的运动幅度与速度来提高跑速。但是，我们应注意，一方面短跑要求运动过程中人体的各环节必须高度协调统一，髋关节的运动特征必须服从于整个运动系统。为了求大而增大的做法必然要导致动作系统的连续性和平衡性遭到破坏，影响整体动作结构的功能，势必影响跑速的保持和提高。另一方面，过大的伸髋及伸膝所获得的微小利益，相对于此举导致的低效支撑时间过长、后继折叠不力、后蹬角过大等问题而言是得不偿失的。因此，在对不同等级运动员做技术诊断和指导时，必须根据其自身的特点及同等水平运动员的共同技术特征来进行。脱离运动员的实际竞技能力去要求其做相关的技术改进，必将事倍功半。

4　放松技术

从短跑的项目特征来看，它是距离最短、强度最大的极限体能类项目，要求运动员在极度缺氧的情况下，能充分发挥人体的速度、爆发力。这就在神经肌肉的功能特点上对短跑运动员提出了较高的要求，一方面，要求神经灵活性高、兴奋与抑制转换快；另一方面，肌肉的收缩与放松能力强，并高度协调。因此，从短跑项目的生理特点上我们就能看出，放松技术对于提高跑速具有十分重要的作用。美国著名短跑教练温特曾说过，教会任何一个田径运动员掌握放松技术，会取得好的甚至惊人的效果，特别是对短跑运动员的成绩起很大的作用。美国著名学者维苏茨金对世界优秀短跑运动员研究表明，短跑运动员的100m跑成绩由10.9s提高到10s的诸因素中，爆发力的提高占20.57％，力量的增加占12.34％，肌肉放松能力的改善占21.57％。这一成果有力地证明了高速跑中放松技术对提高成绩的重要作用。所谓短跑的放松技术是指住短跑过程中，运动员通过心理、生理等因素的合理调节，以保持在高速跑中身体的协调放松，使神经系统与肌肉系统高度配合，肌肉的收缩与舒张得以按照技术要求协调进行，人体以最大限度发挥肌体的能量并获得最高速度的一种提高运动成绩的有效方法。沈红斌提出，放松技术有利于减少高速跑时的多余动作，有效地降低运动员赛前的焦虑程度，稳定情绪并改善神经系统的冲动，减轻高速跑时大脑皮质的负担，加快大脑皮质中枢兴奋和抑制的转换速度，有利于步频的提高。王鲁克报道，放松技术有利于减小肌肉本身对抗肌的阻力，增大肌肉收缩前的初长度，加快动作速度，提高肌肉工作效率，改善肌肉工作的能量供应过程，减少能量消耗，有利于提高能量利用率和速度耐力。于湘泽认为，放松技术能增强技术动作的节奏感，使短跑技术更加完善；能提高肌肉、关节的灵活性和柔韧性，可加大运动幅度，有效地增加步长。宋广林等报告，肌肉的协调放松能力对于提高速度素质，经济高效地利用无氧代谢中的ATP-CP系统供能具有重要的意义。

根据上述相关研究可知，放松技术对提高跑速有以下4个方面的作用：一是能减轻神经系统的负担，加快大脑皮质兴奋与抑制的转换，有利于提高步频；二是能增强神经对肌肉系统的控制能力，增加主动肌的收缩力量，减小对抗肌的阻力；三是增大肌肉、关节的运动幅度，有效地提高步幅；四是增强技术动作的节奏感，减小神经系统和肌肉系统的能量消耗。因此，可以说放松技术是现代短跑技术的重要特征之一，是高水平运动员取得胜利的必备技能。但是，对如何提高放松技术的训练方法和手段的研究却相对滞后。只有相关学者对放松大步跑、下坡跑、柔韧性练习等方法对放松技术训练的作用作了一定的探讨，而在技术和力量训练方法和手段等方面的研究显得十分薄弱。因此，加强短跑放松训练方法手段的研究，是丰富我国短跑技术理论的重要内容。

髋关节的生物力学特征范文第4篇

摘 要 本文将对排球运动员在上步和扣球起跳过程中身体各部分的力量变化进行研究。对在摄影、足底压力和肌电多机同步测试的情况下获得的数据进行分析。分析和研究表明，排球运动员在起跳过程中下肢的伸肌群完成的是拉长―伸缩的周期性收缩。

关键词 排球 扣球起跳 专项力量

现在，排球运动员的体能训练已经成为了排球研究中的重点，其中关于弹跳力的训练更是重点。20世纪90年代古巴女排的成功主要就是依赖其自身出色的弹跳来实现的，这就足以见得弹跳力的训练和研究重要性。我国关于排球运动员的弹跳的研究主要是对不同项目运动员的肌力特征、不同关节的肌力表现特征等。

一、扣球起跳中的缓冲环节特征

在此我们将对运动员在起跳过程中右侧下肢在各个环节中的变化为主要分析的内容。运动员的关节角度在关节缓冲阶段逐渐减小。在缓冲幅度上，髋关节缓冲的幅度明显比较小，主要是由于运动员双脚在着地的过程中，髋关节角度已经比较小了，在较短时间内的缓冲后就需要做加速蹬伸的动作。关于最大缓冲角度上，在排球比赛中，很多动作都发生在下蹲幅度较小的情况下，因此缓冲的幅度较大会影响动作完成的效果[1]。膝关节较长的缓冲时间会抑制弹跳力，因为肌肉的粘弹性体，它的弹性形变和时间有着紧密的联系，在起跳时间延长的作用下，在肌肉的变形中会储存一部分能量，其余的部分主要以热能形式散发出去，进而对收缩的效果产生一定的影响。肌肉在收缩时间中，在一定的范围下，肌梭对牵拉的速度和长度会比较敏感，膝关节的幅度会比较接近一些，在比较短的时间内完成相应的工作距离，可以很好的说明膝关节的伸缩肌的离心收缩力量比较强。

二、扣球起跳的蹬伸环节特征

蹬伸角主要指运动员在起跳的过程中双脚离地的时刻下肢各个关节的角度。蹬伸幅度指的是重心的最低点的那一刻到双脚离开地面的那一刻下肢各个关节角度发生的变化值。

运动员身体得到起跳初速度的关键就在于蹬伸，蹬伸质量对运动员重心的腾起高度有着重要影响，在起跳上步中运动员的髋关节首先实现蹬伸加速，该过程中膝关节、踝关节的角度仍旧减小，在将膝关节的角度减为最小时，进行蹬伸动作，此时踝关节的角度会减小，直到最后踝关节的角度才会增大。运动员在起跳的过程中，髋关节、踝关节等都是呈现递减的趋势，但此时的髋关节、膝关节、踝关节依次是增大的。以上分析充分显示了运动员在起跳的过程中需要具有大关节肌群首发力以及末端环节的共同作用下实现蹬伸来得到一定的加速度，在大关节的运动下对小关节进行带动，在髋关节、膝关节和踝关节的相应顺序下实现蹬伸加速，最终实现较为理想的起跳效果，并不是单靠对膝关节的蹬伸来实现加速，这就要求排球运动员在扣球起跳的过程中下肢要合理的按照蹬伸顺序完成加速度用力，特别是踝关节的加速度蹬伸是蹬伸效果汇总最主要的影响因素。

经过分析我们知道了运动员在上步扣球起跳的阶段中右腿下肢三个关节的角度的变化中可以知道，在运动员的起跳中膝关节、踝关节的角度变化呈现的都是：先减小、后增大的趋势。着充分说明了伸―拉肌群主要完成的是拉长和缩短的周期[2]，上步扣球的起跳是为了获得更大的垂直向上的速度，如果肌肉按照上述的顺序进行收缩，会很好的发挥肌肉的力量，进而有利于转换助跑的水平，使得运动员获得更大的垂直速度。由此可见排球运动员下肢关节伸缩肌群的力量主要是靠拉长和收缩的收缩能力来实现的，因此在对运动员转向力量的测量和训练时，要将其考虑在内。

三、足底压力

足底压力是保持运动员身体重心高度以及竖直方向上运动速度获得的重要因素。运动员在起跳中右足的足底压力在研究图表中显示的是两个波峰和一个波谷，其中第一个波峰是对地面给予人的最大冲击力的大小，在起跳脚着地后，起跳腿的伸肌肌群出现了退让型收缩，实现了对快速助跑起跳中造成的强大冲击力的抗衡，在伸肌肌群产生的肌力同外力相同的情况下形成波谷。波谷的值反映了起跳腿的缓冲能力，这个点和人体在起跳中向上加速度最小值，第二波峰出现在膝关节开始发生蹬伸之前，这个力的获得主要是在人体中心前移，双腿的摆动以及双臂向上的作用下产生的。根据牛顿定律可知，这个点和加速度的最大值是对应的，这个时候起跳的腿所承受的力量在整个过程中是最大的，因此这个值对起跳腿的支撑力的变化有着真实的反映。

四、起跳动作中肌电学的特点

关于起跳动作中的肌电学的特点，排球运动员在完成缓冲动作中，股直肌的做功百分比为29%，半腱肌的做功百分比为27%，这两部分明显高于臀大肌和腓肠肌。在蹬伸的阶段中，股直肌以及半腱肌的做功百分比有一定的下降，但是腓肠肌却出现了极大的提升。着充分说明了在起跳中半腱肌的作用十分法，因此在训练中要注意对该肌肉的针对联系，同时还要重视股后肌群的训练，保证最终达到各种力量相互协调的目的。

五、小结

根据以上对排球运动员在排球扣球起跳和专项力量的分析中得知了关于排球运动员身体力量变化的一些特征。排球运动员在起跳中髋关节、膝关节、踝关节的变化很好的说明了下肢伸肌群完成的是伸长和收缩，在运动员平时的训练中要强化对下肢伸肌群力量和素质的训练。

参考文献：

髋关节的生物力学特征范文第5篇

【关键词】 骨水泥型髋关节； 非骨水泥型髋关节； 髋关节置换术； 应用比较

在股骨颈骨折后，最常发生的并发症是股骨头的缺血坏死，但对于股骨头的缺血性坏死，目前还没确切疗效的治疗方案，特别是对于Ⅲ期以上的股骨头坏死[1-3]。曾有文献报道，用旋转截骨、髓内减压及带血管或不带血管骨移植等方法把股骨头保留下来并让它生存下去，但以上的治疗效果均不太理想[4-5]。对于股骨头坏死，人工全髋关节置换术是临床上选择的最终治疗方法，在掌握好了恰当的手术指征后，再选择合适的髋关节假体，加上正确的手术操作手法及术后进行有效的康复锻炼，获得了良好的疗效。

1 骨水泥型和非骨水泥型髋关节置换术

骨水泥型和非骨水泥型髋关节置换术均是治疗股骨颈骨折的方法。其中，骨水泥由粉剂和液剂（丙烯酸粘固剂、聚甲基丙烯酸甲酯）双组分构成的黏结剂或骨填充剂。骨水泥型髋关节置换术是用骨水泥对骨折后的置换人工髋关节进行粘接固定，对骨折进行固定及作为药物控释载体等，骨水泥型假体对髋关节的固定是属于“机械固定”。而非骨水泥中生物固定型的假体常用Zweymuller人工关节假体，它是由钛合金锻造出来的，具有良好的生物间相容性，能把髋关节假体与自身骨组织之间进行直接的固定。且非骨水泥型假体的表面有多个孔，当植入到人体后，骨组织会发生刺激生长的反应，促使骨与假体的表面密切结合，从而形成紧密的生物固定[6-8]。对于非骨水泥型假体中对髋臼的固定，目前有使用螺钉固定和不使用螺钉固定两种方法，此两种方法的效果何如，学术上一直争论不定。

2 骨水泥型和非骨水泥型治疗股骨颈骨折的进展

对于使用骨水泥型人工髋关节进行置换的应用，曾水平等[9-11]曾报道使用骨水泥型假体来治疗19例老年性股骨颈骨折，患者经治疗术后的Harris评分有明显的改善，也明显提高了患者的生活质量。他在原文中认为老年人出现股骨颈骨折的同时往往会伴有骨质疏松和髋关节的周围软组织出现松弛，此时就很难对骨折的股骨颈进行良好的固定及软组织维持平衡。Friendly的股骨假体是采用第4代的骨水泥技术及多种可选择髋关节假体组成，作为了一种新的方法来解决假体股骨颈不牢固及软组织难维持平衡的困难。而Nakano等 [12-14]也报道了，利用Friendly骨水泥的股骨假体来置换老年的骨折后股骨颈骨，也取得了良好的疗效。张晓岗[15]对23例术前仍有行走能力的大于70岁的老年患者进行骨水泥型的全髋关节置换术，获得了满意的效果，随访2年后，根据在1980年召开的第一届全国骨科学术的会议上拟订的髋关节置换评定效果标准，对其所选的23例进行评定，其中20例优，2例良，1例好，患者均满意。而李奇志[16]也曾选择了26例年龄在76～96岁的老年患者来进行骨水泥型的人工股骨头的置换术。取得结果有：术后的伤口为Ⅰ期愈合，在1～3 d内便可下床活动，且并没肺部及泌尿系的感染，没出现深静脉栓塞和压疮等。对26例进行随访3个月～3年后，有24例能恢复满意，满意率为92.31%。

随着对治疗髋关节疾病日益广泛使用的人工髋关节置换术的发展，非骨水泥型的人工髋关节置换也开始在临床上使用，并也获得了良好的疗效。自20世纪90年代开始，我国内便开始陆续引进使用新一代人工关节，非骨水泥型人工置换髋关节，此种髋关节不但在制造的材料上或者是设计的理念上都跟以往的置换髋关节有很大的不同。楼险峰等[17]对新一代非骨水泥型的双极人工的股骨头置换术中期疗效进行了观察，对46例股骨颈的骨折患者及3例股骨头出现无菌性坏死的患者进行了非骨水泥型的双极人工的股骨头置换术治疗，术后其中的33例患者的Harris评分在97分以上，其优良率可达97%。

3 骨水泥型及非骨水泥型髋关节使用的情况

3.1 使用年限长短 对于人工髋关节的使用年限长短，受到多方面的影响，材料的耐磨损度只是其中主要的一方面，其他方面比如说患者体重，平时运动量，平时负重量等等都有关联。对于不同材料的髋关节的理论寿命均不相同，分别为：钛合金为10～15年，钴铬钼合金为10～15年，超低碳不锈钢材料为4～6年，最新型金属对金属在20年以上，第四代纳米复合陶瓷为30～40年。

3.2 舒适程度 现普遍认为使用骨水泥型的假体在置换后很少会出现肢体的疼痛，且较少发生股骨干劈裂，置换后可获得很好的髋部活动功能，并且降低了假体的翻修率。但骨水泥会对骨组织产生热的损伤及易形成磨损颗粒、出现疲劳老化等导致骨水泥的界面出现骨溶解、假体松动等而影响其稳定。而非骨水泥型的人工全髋关节置换术的手术，其费用低，时间较短，且手术安全性高，手术的创伤性小等优点，其中假体的固定属于生物学的固定，对患者的影响较小，此就避免如骨水泥髋关节置换术中注入骨水泥过程中所产生不良的反应，不会因骨水泥而引起类似的并发症，及避免了术后假体需反复修复更换所带来的麻烦，避免了再次取出髋关节而导致对骨质过多破坏的损害[18]。

3.3 适合人群 由于骨水泥型置换后可获得很好的髋部活动功能，且其使用时间比非骨水泥时间长，但其需要对假体进行定期翻修，且易因骨水泥会对骨组织产生热的损伤及易形成磨损颗粒、出现疲劳老化等并发症。而非骨水泥型髋关节置换术，其费用低，手术时间短，手术安全性高，手术的创伤性小，且不会因注入骨水泥而产生不良的反应，避免了术后假体需反复修复更换所带来的麻烦，减少再次取出更换髋关节而对骨质破坏损害[19-20]。故对于中老年性的患者，追求使用的时间过长，十几年甚至几十年的患者，适合选择骨水泥型假体进行髋关节的置换，以获得更好的生活质量。而对于年龄过大，使用的时间不长，身体基础状态不算很好的患者，则适合选用非骨水泥型假体进行髋关节的置换，以便减少手术带来的二次伤害。

参考文献

[1] 王龙强，王黎明，唐成，等.非骨水泥型广泛涂层长柄假体在髋关节翻修股骨轻中度缺损重建中的应用[J].中国组织工程研究与临床康复，2011，15（30）：5547-5551.

[2] 刘志礼，舒勇，唐文，等.非骨水泥型髋关节假体用于老龄初次全髋关节置换：2年随访[J].中国组织工程研究与临床康复，2010，14（26）：4783-4786.

[3] 吴学永.骨水泥型、非骨水泥型及杂交型假体在人工全髋关节置换术后翻修率的系统评价[D].汕头大学，2010.

[4] 钟广贤，张坚颖，赵国庆，等.非骨水泥型全髋关节成形术在小于60岁国人中应用的研究[J].中华关节外科杂志（电子版），2011，5（5）：580-585.

[5] 郭建界.非骨水泥型全髋关节置换术治疗成人发育性髋关节脱位的疗效观察[J].中外医学研究，2012，10（18）：119-120.

[6] 颜冰，王和鸣.非骨水泥假体的设计与稳定性的提高[J].生物骨科材料与临床研究，2008，5（4）：437-440.

[7] Einsiedel T，Gebhard F，Bregolato I，et a1.Proximal cement fixation in total hip arthroplasty-fimt results with a new stem design[J].Int Orthop，2008，32（3）：295-306.

[8] 黎宁，彭阿钦，张国山，等.骨水泥强化动力髋固定效果的生物力学研究[J].中国临床解剖学杂志，2006，24（2）：204-206.

[9] 曾水平，陈维善，郭建中，等.骨水泥双极式半髋关节与全髋关节置换治疗高龄股骨颈骨折的比较[J].浙江医学杂志，2007，29（7）：671-672.

[10] 刘震，张盘德，黄纲，等.非骨水泥型全髋关节置换的科学与个体化康复方案[J].中国组织工程研究与临床康复，2009，13（43）：8469-8474.

[11] 张旻，江澜，沈晓艳，等.骨水泥型与非骨水泥型全膝关节置换后的步态差异[J].中国组织工程研究与临床康复，2011，15（9）：1545-1548.

[12] Nakano M，Hirano N，Matsuura K，et a1.Percutaneous transpedicular vertebrop lasty with calcium phosphate cement in the treatment of osteoporotic vertebraI comp ression and burst fractures[J].Neurosurg，2002，97（3）：287-293.

[13] 廖前德，钟达，王世杰，等.强直性脊柱炎非骨水泥型全髋关节置换27例[J].中国组织工程研究与临床康复，2008，12（44）：8797-8800.

[14] 曾俊，陈世荣.老年患者人工骨水泥型与非骨水泥型全髋关节置换后假体稳定性及髋关节功能比较[J].中国组织工程研究与临床康复，2008，12（26）：5139-5141.

[15] 张晓岗， 杨德盛.曹力徘骨水泥型全髋关节置换术治疗成人发育性髋关节脱位[J].中国修复重建外科杂志， 2008， 22（6）：649-652.

[16] 李奇志.骨水泥型与非骨水泥型假体的置换应用特征[J].中国组织工程研究与临床康复，2007，11（34）：6845-6848.

[17] 楼险峰，胡霄，林向进.股骨骨质疏松对骨水泥非骨水泥髋假体置换近期疗效之影响的临床对比研究[J].中国骨与关节损伤杂志，2007，22（1）：20-22.

[18] 刘开祥，付梓新.Zweymüller非骨水泥型全髋关节置换术82例临床分析[J].现代中西医结合杂志，2011，20（1）：64-65.

[19] 张星火，A.T.Wild，于振山，等.非置换髌骨的非骨水泥型全膝关节置换术中期疗效[J].中国修复重建外科杂志，2008，22（6）：669-672.