发布时间：2022-04-18 09:15:20
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摘要摘要:种植义齿的生物力学相容性是影响种植义齿的远期成功率的主要因素之一。本文从种植材料、种植体形态、种植体表面结构、种植数量、种植体在颌骨内的排列和分布、受植区颌骨的形态结构等方面对种植义齿下部结构的生物力学特性作一综述。
自Branemarkr提出骨结合理论以来，种植义齿已成功地应用于临床，解决了以往传统义齿的固位、舒适等新问题，取得较好的修复效果。但临床上仍常出现种植体四周骨组织吸收、种值体断裂、松动、脱落等新问题[1，2。许多学者认为种植义齿的生物力学相容性是影响种植义齿远期成功率的主要因素之一。本文对种植义齿下部结构生物力学探究概况作一综述。
1种植材料对种植义齿生物力学的影响
Nishihara等[5通过动物实验探究表明种植体四周骨内的应力分布和种植材料的性质、材料的弹性模量关系不大，而是更多的和种植体的形态、颌骨的形态及结构有关。Rieger等用三维有限元法（finiteelementmethod,FEM）分析，也得出相类似的结果。但从生物力学的观点来看，不同材料和不同弹性模量的种植体对应力在种植体骨界面的分布是有影响的。邹敬才等[4用有限元法在5种不同弹性模量、相同的负荷条件下，对单个螺旋形种植体骨界面的应力分布规律作比较，结果表明种植体的弹性模量越高，种植体颈周骨内应力越小，而根端骨内应力越大；种植体弹性模量越低，种植体和骨界面的相对位移运动就越大。适宜的种植体的弹性模量在70000MPa以上。
目前，由于金属及金属合金材料具有优良的生物力学性能而被广泛应用于种植体的制作，其中钛和钛合金等被认为是最合适的种植材料。近年来许多学者探究了用生物陶瓷作为种植材料[5，认为生物陶瓷种植体在植入后的始阶段可以获得较钛及其合金更好的生物相容性，但在行使功能后终因生物陶瓷本身力学上的易碎性导致生物陶瓷种植体生物力学的相容性较差，Glantz等[6通过实验也证实了陶瓷种植体和陶瓷涂层的种植体因生物力学上有较差的相容性导致种植后较高的失败率。
2种植体的形态对种植义齿生物力学的影响
Victor[7用三维有限元法对3种不同种植体系统（Branemark系统、Bud系统、IMZ系统）的不同形态的种植体，在不同的加载条件下，种植体四周骨内的应力分布情况进行了探究。结果表明3种不同种植体四周骨内最大应力均位于种植体颈部四周和种植体翼的下方，且越近种植体根尖部，骨内应力越小。种植体的翼可以减少应力在种植体及其四周骨内的分布，去掉翼不但增大种植体颈部骨的应力，而且将改变整个应力分布的情况。在其他因素不变的情况下，增大种植体颈部直径，种植体四周皮质骨内应力大大降低，故认为种植体颈部的直径对种植体四周的应力分布水平影响最大，两者呈负相关。岑远坤等[8对叶状和柱状种植体支持的全下颌种植覆盖义齿在不同牙位下应力分布的情况进行了探究，结果表明叶状种植体和柱状种植体应力分布的基本规律相似，种植体颈部以及其四周的骨皮质界面均为应力集中区。但叶状种植体在其颊舌面和近远中面交界的尖锐线角处，应力集中更明显，其骨界面的应力峰值均大于柱状种植体。Holmgren等[9探究认为圆锥形种植体比圆椎状种植体更有利于种植体骨界面的应力分布，黄辉等[10探究认为螺旋形种植体螺旋顶角的改变可以导致种植体在支持组织内应力分布水平的变化，并指出螺旋顶角为60%26ordm;的种植体应力分布最合理。
3种植体的表面结构对种植义齿生物力学的影响
有学者从生物力学角度探究认为表面有微孔的种植心得形成更好的种植体-骨界面结合，当孔径为50-200%26micro;m时可获得最佳的结合强度。陈安玉[11探究表明由于表面微孔的存在，可在种植体骨界面形成机械的锁结功能，从而改变微界面应力的功能方式，使得在大界面上每一个区域均有小界面的压应力存在，使拉应力和剪应力转变为压应力；另一方面微孔增加了界面的接触面积，降低了平均应力水平，从而更有利于应力的合理分布。
近年来许多学者提出种植体表面的生物活性涂层可以诱导骨性结合。Michael等[12经临床观察报告HA涂层种植体成功率（7-8年）达97.5%,Adell认为HA涂层种植体有利于早期愈合。有学者探究表明BTG钛基复合种植体植入颌骨内后，早期固位优于钛种植体，具有较高的界面结合强度，并且在界面上可产生化学结合、金属结合、机械结合3种方式。但也有资料提示随着种植体接受功能负荷时间的延长，成功率下降，临床上亦出现涂层和钛芯结合强度不足导致涂层剥落者。
4种植体的数量以及在颌骨内的排列和分布对种植义齿生物力学的影响
种植义齿由多个种植体支持时，应力分布情况由种植体的数量，种植体在颌骨内的方向、排列所决定。一般认为种植体的数目越多，每个种植体上承担的应力就越小。Skalak探究认为多个种植体支持的种植义齿当受到水平方向力功能时，力量可以较均匀地分散到各个种植体，且分散到每个种植体上的力量要小于总功能力。当垂直方向力功能于种植义齿时，力量不会均匀地分散到每个种植体，越靠近功能力点的种植体受力越大。
对于全口种植义齿，Skalak认为4-6枚种植体即可支持全口固定种植义齿。Bschwartzman探究表明4个或5个种植体支持的全颌种植义齿在应力分布规律上无差异，并认为当垂直负荷功能于全颌种植义齿远端悬臂梁时，最靠近悬臂梁端的种植体产生的应力最大。Davis通过实验探究得出相似的结果。Osier[13用静态工程原理分析进一步指出最靠近悬臂梁的种植体所承受的负荷通常是总负荷的2.5-5倍，是非悬臂梁状态的1.75-3.5倍，主要承受的是压应力，而远离悬臂梁端的种植体主要承受张应力。悬臂梁越长，末端种植体所受的应力越大，故认为在种植义齿设计时，应尽量避免使用悬臂梁，如一定要使用悬臂梁时，种植体应尽量离散，且悬臂梁的长度不能超过种植所能承受的范围。
Federick等[14用光弹法探究了由2个种植体支持的全颌种植义齿的应力分布，结果表明种植体在颌骨内应垂直于牙平面并平行放置，以利于牙力通过种植体垂直传递，减少种植体的力矩和界面过大应力。但临床上为取得共同的就位道，往往使种植体之间形成一定角度，Naert等[15指出在同一牙弓中种植体之间的相互偏差角度不宜超过20%26ordm;，以使负荷没种植体长轴传导。Hertey等[16探究表明，种植体在颌骨内的分布呈曲线型排列较直线型排列者界面的应力要小，种植体为直线型排列缩小了其后方向的分散程度，导致游离臂和抗力臂比例增大。
5受植区颌骨的形态结构对种植义齿生物力学的影响
从生物力学观点看，颌骨是一种多相的、各向异性的、非均质性的、多孔的复合体。人类的颌骨是具有一定屈曲性的弹性体[17，可以承受一定的压力，但其皮质骨和松质骨都有一定的抗张力和抗压力的极限，当颌骨受力水平高于其极限值时，就会产生微骨析，最后导致骨质吸收破坏。
Lundgrens[18指出种植体的成败和颌骨骨皮质的密度、厚度、颌骨的宽度以及受植床血供等直接相关。Jensen指出受植区的颌骨形态和结构较整个颌骨的形态和结构对种植义齿的应力分布影响更大，一个理想的受植区颌骨至少要能提供10mm的骨性结合区，其水平宽度至少为6mm。Victor等[7用三维有限元法探究了由3种不同厚度皮质骨的颌骨支持的种植体在不同的负荷下，种植体及其四周骨内的应力分布，结果表明3种情况下种植及骨界面应力分布的规律基本相同，最大拉应力、压应力均位于种植体的颈部四周。但最大拉应力、最大压应力的值却有显著差异。皮质骨越厚，种植体及其四周皮质骨内的应力越小。但在垂直瞬间加载时，最大拉应力位于种植体颈部，最大压应力位于种植体底部，当种植体的颈部和底部同时位于皮质骨内时，可以明显降低种植及其四周骨内的应力。Papavasilion[19也指出当皮质骨缺乏时，可导致种植体骨界面的应力增高，从而导致种植体四周骨的微骨折。
成年人中的腰痛发生率约为80%，其中7%～11%转为慢性腰痛，腰痛是仅次于感冒的第二大疾病。腰痛持续t>3个月，一般认为即是慢性腰痛。中国传统的腰痛治疗办法包括卧床休息、按摩、牵引、理疗（中频电疗等）、正骨、简单的腰背肌力量训练（小燕飞、五点支撑），以及口服非甾体消炎药物（芬必得、扶他林等）、肌肉松弛剂，口服中成药（活血化瘀类药物），针灸等。
过去10年，欧美多个国家陆续发表了慢性腰痛治疗指南，其结论基于循证医学的证据，有一定的参考性，多数治疗指南认为运动训练、非甾体消炎药、生活方式指导、手法治疗等有一定疗效。在欧美国家，慢性腰痛的从业人员包括物理治疗师、全科医生、康复医生、骨科医生等，主要的治疗手段包括腰椎稳定性训练、手法正骨、有氧训练、药物治疗等，与中国的治疗手段有所差异，欧美国家更注重患者本人的积极参与和主动的运动训练。
近年来，各个流派的腰痛治疗技术传入我国（如悬吊运动训练技术等），经实际验证，确有疗效，逐渐在康复医学界推广并扩展至社区医疗体系。正常脊柱本身具有稳定性
Write等（1987）最先提出脊柱稳定性的概念，认为在生理条件下脊柱各结构能够维持其相互间的正常位置关系，不会引起脊髓或者脊神经根的压迫和损害，称为“临床稳定”，而当脊柱丧失这一功能时，叫作“临床不稳定”。影响脊柱稳定性的因素包括四大类：①结构性稳定器――椎体的形状与大小，关节面的形状、大小与方向；②动力性稳定器――韧带、纤维环、关节面软骨；③流体力学稳定器――髓核的膨胀度；④随意性稳定器――整体运动肌和局部稳定肌。
Panjabi于1992年提出了保持脊柱稳定性“三亚系模型”：被动亚系、主动亚系和神经控制亚系。
被动亚系主要由椎体、小关节突和关节囊、韧带等成分组成。
主动亚系由肌肉和肌腱组成。采用去除肌肉的实验证明，缺乏相应的肌肉的支持，腰椎可以在极其轻度的负载之下变得非常不稳定。
神经控制亚系主要接受来自被动亚系和主动亚系的反馈信息，判断用以维持脊柱稳定性的特异性需要，然后启动相关肌肉的活动，实现稳定性控制的作用。神经控制亚系能够预测即将发生的肢体运动，然后启动相关肌肉活动来保持肌肉稳定性，如在上肢运动发生之前多裂肌和腹横肌活动先行启动。而慢性腰痛患者这些肌肉的启动时间相对较晚，表现出明显的神经控制功能障碍。脊柱周围肌肉保持脊柱稳定
根据功能和解剖位置的不同，将脊柱周围肌肉区分为局部稳定肌和整体运动肌两类。在肌肉保持脊柱稳定的作用中，局部稳定肌起到主要作用，整体运动肌主要作为身体运动所需的动力的来源，负责做功，而在保持脊柱稳定性方面起到辅助作用。
整体运动肌 位于表层，在双关节或者多关节分布，如连接胸廓和骨盆，这些肌肉收缩通常可以产生较大的力量，通过向心收缩控制椎体的运动和产生功率。
局部稳定肌 通常起源于脊椎，它们的主要作用是控制脊柱的弯曲度和维持脊柱的机械稳定性，通常位于深部，在单关节或者单一节段分布，通过离心收缩控制椎体活动，具有静态保持能力。脊柱最重要的局部稳定肌为多裂肌，其他如腹横肌等也起到类似作用。
腰部多裂肌处在腰部肌肉中的最内侧，每块多裂肌由5个不同的肌束组成，每一束由一系列来自棘突和椎板的肌纤维束组成。椎板的肌纤维嵌入到下一个椎体的横突，第5腰椎的肌纤维嵌入到第1骶椎的背侧骶骨小孔上。
有一些多裂肌中最深的肌纤维依附在椎骨关节突的关节囊，可以保持关节囊的紧张度，避免关节软骨之间的撞击。多裂肌的作用包括提供脊柱的节段稳定、保持脊柱的自然生理前凸、控制小关节的运动、调整椎体间压力和负荷的分配，多裂肌是唯一一块主要起保护椎骨作用的肌肉。腰部多裂肌在低负荷功能性活动中（日常生活）一致性的激活可能反映了它在保持腰椎稳定性中的作用。
稳定肌群的功能障碍以肌肉萎缩、功能抑制为主；运动肌群的功能障碍则更多地表现为肌肉的过度紧张和短缩。稳定肌群和运动肌群的区别，见表1。为何腰椎容易损伤及发生退行性改变？
腰椎受力情况分析 日常生活中，腰椎承受较大压力，这些压力成为腰椎损伤和退行性改变的一个重要原因。腰前屈并抬起重物时，需要背部、臀部等肌群收缩以提供力量，可以把腰椎理解为支点，搬起的重物由于距离腰椎较远，其杠杆力臂较长，而背部和臀部肌群距离作为支点的腰椎较近，其杠杆力臂较短必须产生较大的力量来弥补自身力臂过短的缺陷，椎间盘内压的测定反映了这一压力变化的情况。
有研究报告，腰椎间盘的压力在平躺时候是150～250 N，直立位时是500～800N，挺直坐位时是700～1000N，当弯腰抬起10 kg的重物时候是1 900 N。另一个生物力学试验报告，在健康青年分别提起14 kg和29 kg的重物的时候，L4/5椎间盘的压力大约分别升高到4 000 N和5 500 N。在向前弯腰时，腰椎间盘内压增加（因为腰部的弯曲力矩加大）、髓核向后移动（相邻椎体后缘张开、前缘靠近）、后侧纤维环承受的应力急剧增加。向后伸展腰部时，力学表现相反。因此，部分纤维环撕裂的年轻患者在急性期恐惧弯腰、N绳肌代偿性紧张限制弯腰的动作。
腰椎关节突的面积较小 压力的改变很容易导致关节突关节面上所承受的压强的改变，因此，在姿势的改变中，腰椎关节突关节是很容易受到影响的。当腰椎前凸加大时，关节面间的压强增加。而且，前凸这一姿势使增加的压力主要集中于关节面的下缘，所以进一步导致非常高的应力集中。而当腰椎轻度前屈时，上关节突与下关节突的关节面比较平行，则两者之间的接触应力也比较小。部分中年患者腰椎关节突关节退变并出现关节炎时，患者在腰前凸增大的姿势（站立、腰后伸等）腰痛加重，在腰后凸的姿势（坐姿、蹲姿等）腰痛减轻。部分患者仰卧时腰痛加重，可能与患者仰卧时腰大肌紧张致腰前凸有关，患者在仰卧时屈髋屈膝（腰大肌放松）或侧卧并轻度屈髋，则腰痛可以减轻。
与中立位相比，中度屈曲时，腰椎管的横截面积增加12%，而后伸时降低15%。在后伸位椎管容积减少的原因有2个，一个是黄韧带向前膨隆，另一个是后伸位导致构成椎管侧壁的椎弓根更加靠近。
老年人黄韧带弹性下降在腰椎后伸时，黄韧带无法像年轻人那样弹性回缩，而是形成皱褶，当这些皱褶向前侵入椎管时，会进一步加重椎管的狭窄。腰椎管狭窄患者被迫采取坐位或蹲位，其目的在于使腰椎恢复至轻度屈曲的状态，从而增加腰椎管横截面积。很多腰椎管狭窄的患者可以骑自行车而不能长距离行走，就在于骑车时腰椎处于轻度屈曲的状态。
主动运动在腰椎稳定性中的重要作用
长时间卧床休息会导致腰部稳定肌群的萎缩，有研究表明，卧床48 h后腰部稳定肌群即开始萎缩，这提示较长时间的卧床对患者可能弊大于利；而另一方面，过度劳累会导致腰部结构劳损。在腰痛的治疗中，强调无痛下生活（避免超出身体生理上限的负荷）、无痛下运动（通过运动防止主动亚系和神经控制亚系的功能下降）。
学术信息
抗生素干扰婴儿肠道微生物组
在我们的肠道里，生活着许多微生物群落，它们在调控人体代谢和免疫防御功能上起着关键作用。这些微生物群落的集合被称为肠道微生物组。美国《科学转化医学》杂志6月15日发表的研究结果显示，使用抗生素会降低婴儿肠道微生物组的多样性和稳定性。
在世界大部分地区，对患病婴幼儿用抗生素治疗已成常规做法，美国孩子在2岁时平均有过3个疗程的抗生素治疗。
美国纽约大学等机构的研究人员用2年时间追踪观察了43名美国婴儿的肠道微生物组，收集了这些婴儿的排泄物样本及其母亲在分娩前后的排泄物样本。研究表明，母亲身体内外的微生物组可能通过母乳喂养和皮肤接触等方式，对婴儿肠道微生物组的发展施加影响。使用抗生素、剖宫产和主要喂食配方奶粉都会降低婴儿肠道微生物组的多样性。
在另一项研究中，美国马萨诸塞综合医院等机构的研究人员和芬兰同行采集了39名芬兰儿童3岁之前的排泄物样本。结果发现，抗生素治疗会导致婴儿期孩子的肠道微生物组稳定性下降，在治疗后，一些肠道微生物会暂时携有对抗生素耐药的基因。
先前的一些研究曾将肠道微生物组与肥胖症、糖尿病、哮喘和过敏联系在一起。因此，研究人员将继续追踪他们的研究对象，以了解肠道微生物组在受到上述干扰后会对健康出现哪些长期影响。
[摘要] 目的 探讨采用定向结构Ⅰ/Ⅱ型胶原软骨支架复合软骨细胞体外构建生物力学性能更好的组织工程软骨。 方法 利用牛跟腱和猪软骨分别提取Ⅰ型胶原和Ⅱ型胶原并以超微量分光光度计测定其最大紫外吸收峰。利用快速冷冻自然真空冻干筛选成型法制备垂直定向微孔结构的Ⅰ/Ⅱ型胶原复合支架，同时采用普通冷冻干燥法制备非定向Ⅰ/Ⅱ型胶原复合支架。将兔软骨细胞分别接种在两组支架上，体外静态培养3 d后扫描电子显微镜下观察软骨细胞生长情况，MTT法测量两组支架体外静态培养14 d内细胞生长情况，通过测量第7天和第14天杨氏模量和抗拉强度检测两种新生组织工程软骨的生物力学性能。 结果 扫描电镜观察在两组支架上体外培养3 d后的软骨细胞生长情况良好；定向Ⅰ/Ⅱ型胶原复合支架上种子细胞在5～11 d内增殖速度高于非定向Ⅰ/Ⅱ型胶原复合支架，两者差异有统计学意义（P < 0.05）；定向结构Ⅰ/Ⅱ型胶原软骨支架的压缩弹性模量和抗拉强度高于非定向Ⅰ/Ⅱ型胶原软骨支架，差异有统计学意义（P < 0.05）。 结论 定向结构Ⅰ/Ⅱ型胶原软骨支架能够在特定时间段内促进细胞增殖，与软骨细胞体外静态培养后能够成功生成具有定向纤维结构、生物力学性能更好的组织工程软骨，是有良好应用前景的组织工程软骨支架材料。
[关键词] Ⅰ/Ⅱ型复合胶原膜；定向支架；软骨细胞；软骨组织工程；生物力学
临床常见的关节软骨缺损很难自愈，传统治疗方法不能实现透明软骨修复[1]。组织工程软骨植入是治疗关节软骨缺损效果较为确切且安全性好的治疗方法[2]。Stark等[3]通过研究证明了软骨细胞在胶原膜上能够生存且进一步增殖。液态下的胶原蛋白形成一种胶状溶液，其作用可刺激细胞分裂，同时胶原蛋白的一部分降解产物可被细胞利用合成新的细胞外基质[4]。Yates等[5]的研究中使用Ⅰ型胶原海绵支架搭载牛软骨细胞，共培养后观察软骨细胞可以正常增殖并维持其表型稳定。基于Ⅱ型胶原蛋白具有促进去分化软骨细胞再分化与活化的能力[6]，Ⅱ型胶原在组织工程软骨中越来越受重视。
关节软骨细胞外基质的胶原成分中Ⅱ型胶原蛋白含量为90%～95%[7]。正常人体关节软骨分为浅表层、移行层、柱状层和钙化层四层。钙化层是软骨与软骨下骨的过渡层，起着隔离软骨和软骨下骨的作用，同时将二者牢固地整合在一起，软骨营养主要来源于关节腔滑液，而关节液中的氧浓度明显低于软骨下松质骨的氧供浓度，软骨细胞适应低氧环境，低氧条件下有利于软骨细胞的分化、增殖，如果血液一旦侵入关节腔内，其中一些成分会因触发炎性反应而导致新生软骨细胞凋亡或坏死[17]。Ⅰ/Ⅱ型胶原复合支架的结构设计是与正常关节软骨的分层结构及软骨细胞顺胶原纤维方向呈柱状排列相对应，同时也有利于提高再生软骨组织的生物力学性能[8]。有学者曾采用温度梯度热诱导相分离（temperature gradient-guided thermal-induced phase separation，TIPS）技术成功制备了软骨细胞基质来源的定向结构支架[9]，此种方式较为繁琐，仪器设备要求较高，且其支架构成材料为单一Ⅱ型胶原，不能兼顾Ⅰ、Ⅱ型胶原在软骨细胞生长中的作用[10]。笔者在Ⅱ型胶原支架的制备中发现胶原在凝胶状态转置于超低温冰箱迅速冷冻后部分纤维结构可呈定向排列，经过真空冻干后可筛选接切出定向结构较为均匀的定向支架，再经过化学交联并与Ⅰ型胶原复合后可以制成具有纵向排列纤维结构的胶原支架。尚未见使用快速冷冻真空冻干法制备定向结构Ⅰ/Ⅱ型复合胶原支架并与软骨细胞共培养体外构建定向结构组织工程软骨的报道。
1 材料与方法
1.1 材料
牛跟腱及关节软骨：北京市屠宰场购买的新鲜牛跟腱及猪膝关节关节软骨。
1.2 主要试剂及仪器
主要试剂：碳化二亚胺（EDC）（分析纯）（国药集团化学试剂有限公司）；N-羟基琥珀酰亚胺（NHS）（分析纯）（国药集团化学试剂有限公司）；乙烷磺酸（MES）（分析纯）（国药集团化学试剂有限公司）；氯化钠（NaCl）（分析纯）（国药集团化学试剂有限公司）；胃蛋白酶（美国Sigma）；Ⅱ型胶原酶（美国Sigma）；盐酸胍（国药集团化学试剂有限公司）；氢氧化钠（NaOH）（分析纯）（国药集团化学试剂有限公司）；超纯水（武警总医院医学实验中心提供）；DMEM高糖培养基（Invitrogen，美国）；胎牛血清（HyClon-e，美国）。
主要仪器：系统冷冻干燥机（中国四环LGJ-10C）；磁力加热搅拌器（中国国华78-1）；电子天平（美国Denver TB-2002/203）；台式低温高速离心机（美国贝克曼）；倒置荧光显微镜（日本奥林帕斯IX-71）；超微量分光光度计（美国Alphaspecul）；酸碱测定仪（美国贝克曼）；立式恒温振荡器（美国精骐）；Milliproe超纯水机制造系统（英国ELAGA CENTRA-200）；可调高速匀浆机（中国FS-1型）；低速冷冻离心机（中国长沙湘智DL-5）；-80℃低温冰箱（日本SANYO-530L）；扫描电子显微镜（scanning electronic microscope，SEM，Hitachi，日本）；生物材料力学测试机（Shimadzu，日本）。
1.3 方法
1.3.1 定向结构Ⅰ/Ⅱ型胶原软骨支架制备及性能检测
1.3.1.1 Ⅰ型胶原蛋白的提取 以新鲜牛跟腱为原料，采用乙醇脱脂-乙酸溶胀-胃蛋白酶消化-盐析-透析-真空冷冻干燥法提取Ⅰ型胶原蛋白，并用超微量分光光度计在220～800 nm波长范围内，进行紫外吸收峰扫描，测定样品最大紫外吸收峰的波长。
1.3.1.2 Ⅱ型胶原蛋白的提取 将猪膝关节股骨髁软骨以手术刀小心剃下，混入少量75%酒精后置于匀浆机打碎，采用乙醇浸泡脱脂-盐酸胍去糖蛋白-胃蛋白酶消化-盐析-透析-真空冷冻干燥提取Ⅱ型胶原蛋白[11]，并用超微量分光光度计进行紫外吸收峰扫描，测定样品最大紫外吸收峰的波长。
1.3.1.3 定向与非定向结构Ⅱ型胶原支架制备 Wu等[12]研究证明了单向冻干法制备定向多空明胶支架的可行性。笔者将制备好的Ⅱ型胶原二次溶胀制成凝胶状，浓度为150 mg/mL，常温下小烧杯中磁力搅拌器搅拌6 h，将凝胶状Ⅱ型胶原转置入培养皿中。胶原凝胶置于未预冷的真空冻干机中，打开真空抽干机，可见大量气泡逐渐膨胀破裂，待胶原凝胶膨胀至将要溢出器皿时关闭真空抽干机并放气，重复此操作3～5次可见胶原凝胶中气泡消失。将除完气泡的凝胶置于-80℃超低温冰箱快速冷冻24 h，去除冷冻后的胶原凝胶快速置于提前遇冷至-35℃真空冻干机中真空冷冻抽干24 h。观察冻干后的胶原支架有部分区域呈均匀定向排列，以眼科剪剪取直径5 mm、厚度3 mm具有垂直定向结构的Ⅱ型胶原支架。同时采用传统的真空冻干法制备非定向Ⅱ型胶原支架。
1.3.1.4 制备Ⅰ/Ⅱ复合胶原膜 将制备好的Ⅰ型胶原二次溶胀，配制浓度为200 mg/mL的Ⅰ型胶原凝胶，均匀铺在直径5 cm培养皿中，超净工作台中风干。将直径5 mm、厚度3 mm的定向结构Ⅱ型胶原支架铺于风干后的Ⅰ型胶原膜上。非定向Ⅱ型胶原海绵采取同样方法切割并铺于风干后的Ⅰ型胶原膜上，倒入配制好的碳二亚胺交联剂（含0.05 mol/L MES、0.033 mol/L EDC和0.02 mol/L NHS，95%的乙醇溶液）并置入立式恒温振荡器室温下交联24 h后，配制交联剂再次交联24 h，超纯水反复冲洗5次。普通光学显微镜及SEM观察定向支架及非定向支架的微观结构特点。
1.3.2 构建新生组织工程软骨及相关检测
采用3周龄新西兰大白兔膝关节软骨为材料，经Ⅱ型胶原酶消化法提取关节软骨细胞[13]，体外扩增培养至第2代，移液器吸取细胞悬液分别接种两组支架，细胞接种数量控制在10.0×105个/块。培养3 d后利用SEM观察软骨细胞在定向Ⅰ/Ⅱ型胶原支架和非定向支架上的形态及分布特点，采用MTT方法检测细胞在两组支架上的增殖情况。在共培养第7天和第14天利用生物材料力学测试机分别测定两组新生组织工程软骨的杨氏模量（0.05 N，速率0.01 mm/s，行程：初始高度的4%，松弛相：2000 s）和抗拉强度（5 mm/min拉伸），检测两组新生组织的生物力学性能。
1.4 统计学方法
采用SPSS 13.0统计软件，若数据符合正态分布以均数±标准差（x±s）表示。采用独立样本t检验（independent-tests）比较MTT法检测的细胞在两组支架上增殖情况，采用单因素方差分析（one-way ANOVA）比较两组新生组织工程软骨生物力学性能，以P < 0.05为差异有统计学意义。
2 结果
2.1 胶原紫外吸收峰及大体和显微镜观察支架结构
经过超微量分光光度计（Picdrop Application系统软件）测定Ⅰ型胶原蛋白的紫外光吸收值在226.5 nm左右形成一个波峰（图1a）；Ⅱ型胶原凝胶在233.8 nm左右形成一个较高的波峰（图1b），这符合Ⅱ型胶原最大吸收峰特征[14]。支架大体结构及显微镜观察示Ⅰ/Ⅱ型双层复合胶原膜结构中，底层为高度致密、光滑、均匀的Ⅰ型胶原膜；顶层为相对低密度Ⅱ型胶原膜层，表面呈白色、粗糙、海绵样结构，镜下孔径致密，分布较均匀，为软骨细胞提供良好的生长环境；Ⅰ、Ⅱ型双层胶原膜之间经过化学交联，使它们结合紧密，坚固牢靠无空隙。交联后的定向结构支架显微镜下可见胶原纤维平行排列，非定向胶原支架纤维镜下可见胶原纤维无序排列（图2～3）。
2.2 扫描电镜观察定向与非定向双层支架微观结构
对定向支架横切面的SEM观察发现，横切面胶原纤维排列虽然缺少一定规律，但可见管状空道，孔道间有空隙相互贯通（图4a，封三）。纵切面观察可见上方纵向规律排列的Ⅱ型胶原纤维及与之密切交联、密度较大的Ⅰ型胶原底面（图4b，封三）。非定向支架SEM观察其横向和纵向切面胶原纤维排列无显著差异，纤维排列呈均匀多孔状结构，排列无序相互间有微孔贯通（图5a、b）。
2.3 扫描电镜观察软骨细胞在两组双层支架上的生长情况
将兔软骨细胞植入两组胶原支架后共培养3 d，SEM观察两组支架上均能发现正常生长的软骨细胞，软骨细胞黏附于定向支架内平行排列微观孔道的孔壁上，细胞分布具有一定的规律性和方向性（图4c，封三），可见细胞伸出伪足，生长状况良好（图4d，封三）；非定向软骨支架中的软骨细胞分布较为随机和均匀，无明显的方向性（图5c），生长状况良好（图5d）。
2.4 MTT法检测软骨细胞不同时间段在两组双层胶原支架上的增殖情况
第1～4天时定向结构Ⅰ/Ⅱ型胶原支架与非定向Ⅰ/Ⅱ型胶原支架上细胞数量差异无统计学意义（P > 0.05）；第5～11天定向结构Ⅰ/Ⅱ型胶原支架中细胞数量大于非定向支架组，差异有统计学意义（P < 0.05）；第12～15天两组支架细胞数量再次趋于一致，差异无统计学意义（P > 0.05）（图6）。
2.5 生物力学检测
培养第7天，定向结构Ⅰ/Ⅱ型胶原支架与非定向Ⅰ/Ⅱ型胶原支架压缩弹性模量分别为（0.21±0.04）、（0.11±0.03）MPa，差异有统计学意义（P < 0.05）；抗拉强度分别为（0.88±0.05）、（0.53±0.04）MPa，差异有统计学意义（P < 0.05）。培养第14天，定向Ⅰ/Ⅱ型胶原支架压缩弹性模量为（0.33±0.09）MPa，非定向Ⅰ/Ⅱ型胶原支架压缩弹性模量为（0.20 ±0.06）MPa，差异有统计学意义（P < 0.05）；抗拉强度分别为（1.01±0.08）、（0.63±0.07）MPa，差异有统计学意义（P < 0.05）。但两组均明显低于正常关节软骨的压缩弹性模量[（0.69±0.09）MPa]、抗拉强度[（5.20±0.72）MPa]，差异有统计学意义（P < 0.05）（图7～8）。
3 讨论
当前国内临床医生在治疗关节软骨缺损时采取的主要方法有骨髓刺激技术，如软骨下钻孔术、微骨折手术等，而这些技术新生软骨大多为纤维样软骨，另一种常用的手术为马赛克技术，该技术取自体非负重区软骨作为移植供体，对于患者本身可能造成二次损伤[15]。近年蓬勃发展的基质诱导的自体软骨细胞移植（MACI）技术已应用于临床且被证明是一种临床效果显著、再生软骨以透明软骨为主的软骨缺损理想治疗方法[16]。但是当前国内用于构建组织工程软骨的细胞支架材料各不相同且多为单一类型支架，实验研究中若没有类似软骨基底层的隔离，来源于软骨下骨的血液会侵入关节腔内，其中一些成分不仅会对软骨缺损修复研究产生干扰，更严重地会触发炎性反应而导致新生软骨细胞凋亡或坏死。这也就要求我们在制备软骨细胞支架时要模拟正常关节的骨软骨分层结构，才能更好地促进关节骨软骨缺损的修复[17]，其在临床中对人体关节软骨缺损的治疗作用尚待进一步试验证实。胶原纤维和软骨细胞整体上具有柱状排列的趋势并垂直于关节表面，这种高度方向性的排列方式对于正常关节软骨机械力学性能的维持尤为重要[18]。
Ⅰ/Ⅱ型双层复合胶原膜结构中，底层为高度致密、光滑、均匀的Ⅰ型胶原膜，镜下孔径微小；顶层为高浓度Ⅱ型胶原膜层，表面呈白色、粗糙、海绵样结构，镜下孔径致密，分布较均匀，为软骨细胞提供良好的生长环境；Ⅰ、Ⅱ型双层胶原膜之间经过化学交联，使它们结合紧密，坚固牢靠无空隙[19]。在培养第5～11天细胞增殖量定向Ⅰ/Ⅱ型胶原支架明显多于非定向支架，原因可能为培养初期软骨细胞沿着定向支架中纵向排列的微观孔道向支架内部快速迁移，同时代谢产物交换和营养物质输送得到了促进，因而导致细胞增殖速度明显提高[20]。随着支架上种子细胞的数量及软骨细胞不断分泌的基质成分持续增多，可能部分堵塞定向微管孔壁上相互贯通的孔隙，抵消了定向支架所具有的优势，导致两组支架上的细胞数量最终趋于一致。通过压缩弹性模量检测和抗拉强度检测说明定向结构Ⅰ/Ⅱ型胶原支架的机械力学性能高于传统非定向支架，原因可能是定向结构Ⅰ/Ⅱ型胶原支架所具有的垂直平行排列微管结构提高了组织工程软骨力学性能，在一定时间段内促进了软骨细胞的增殖和自分泌，这也可能有助于提高组织工程软骨的力学性能。虽然笔者在实验中未检测比较定向结构Ⅰ/Ⅱ型胶原支架与传统的定向结构支架间生物力学性能间的差别，但传统的定向结构微观通道软骨支架多为单纯Ⅱ型胶原，而本研究在此基础上于Ⅱ型胶原底部增加了较为致密且生物力学性能更强的Ⅰ型胶原，这也就大大增强了复合胶原膜的生物力学性能，而其增强程度有待于进一步研究。
摘 要 运动生物力学作为一门实践性极强的应用学科，以其对运动技术动作简明而严密的力学分析，在体育教学中已受到众多体育教师的重视和应用。如一把打开体育科学的金钥匙，运动生物力学是我们进行体育科研的重要科学手段和方法，也是我国体育科技创新步入新世纪的通行证。它把体育运动中各项动作技术赋予生物学和力学的观点和方法，使复杂的体育动技术奠基于最基本的生物学和力学的规律之上，并以数学、生物学及运动技术原理的形式加定量描述，使体育运动技术由定性分析上升至定量的说明。
关键词 运动生物力学 技术动作 教学 作用
一、运动生物力学的定义：
运动生物力学的定义（国内）是运动生物力学是一门新兴学科，现在比较通用的定义是“运动生物力学是研究体育运动中人体机械运动规律的科学”。国外对这门学科的定义也大相径庭究，有些国家把运动生物力学认为是人体内部运动器系运动和外部人体整体运动的力学特性，尽管运动生物力学在国内外还没有形成统一的定义，但是运动生物力学的作用和研究意义已被各个国家所重视。
二、在技术教学中的重要地位
在体育运动中任何一项身体练习都由一定的动作及动作体系构成，而完成每个动作及整套动作都存在着最合理的运动技术。合理的运动技术以运动生物力学理论为依据，并富含运动生物力学原理。而运动生物力学又以其分析科学性，结构合理性为体育技术教学提供理论和方法上的指导，它可以通过对形形色色体育动作差别原因的分析，探讨出获得良好技术的各种力学条件，从而使学生更完善地认识、学习和掌握合理的运动技术动作。
三、对技术教学的积极影响
在技术教学中，及时而有针对性地向学生传授运动生物力学原理，往往能引起学生对学习和掌握运动技术的兴趣，并使复杂的技术简单化，从而有利于学生及时纠正自己的错误动作，并防止由于错误动作而带来的运动损伤。
（一）提高学习运动技术的兴趣
随着新科技、新技术的不断地推动着体育科学技术的发展，新的运动技术取代旧的运动技术，或高级运动技术取代低级运动技术，已成为当今社会的总体趋势。新的运动技术比旧的运动技术更科学、更合理、更实效，并且更符合人体特点。因此，新技术总能吸引更多的人去研究和学习。在体育技术教学中，如何引起学生对新技术的兴趣是学习的第一动力。比如，我们所说的站立式起跑和蹲踞式起跑，相对以往而言站立式起跑比蹲踞式起跑要舒适，运动员一般都采用站立式起跑。随着科学的发展，运动生物力学这门学科逐渐进入了人们的视角，从生物力学的角度来剖析站立式起跑和蹲踞式起跑的区别，蹲踞式起跑更有利于起跑，对于短距离的起跑和起跑后的加速跑这两个阶段从实效性和经济性这两个角度而言作用最大，同时也为短距离途中跑和冲刺跑奠定了一定的能源物质基础，当今在全国乃至世界在短距离运动项目中全部必须采用蹲踞式起跑。如此，学生就会对蹲踞式起跑产生浓厚的兴趣，大有跃跃欲试的欲望，从而在技术教学中就会主动、积极地参与并思考、体会技术细节，进而缩短掌握技术动作的时数，有利于提高技术教学效果。
（二）使复杂的技术问题简单化
相对于以往的体育教学中，当体育教师对某一项较为复杂的技术过程讲解时，学生常会因为技术动作太复杂而影响学习，但如果教师能用适当的力学知识加以分析和运动生物力学的研究方法往往能使学生“顿悟”，从而激发学生的学习积极性。如：足球的香蕉球是一项较复杂的技术动作，且香蕉球形成的力学原因也极为复杂，但根据球在空中的运行轨迹的力学现象，我们只要在踢球过程中，保证击球点的用力通过球心，且不在一条直线上，就为香蕉球的产生创造了条件。因此我们可以运用运动生物力学中常用的研究方法去解决这个问题，利用高速摄影、电视、录像和数据的分析，把学生、运动员的运动技术进行摄影、录像、高速摄影，然后回放给学生，学生可以从动作回放和慢放中知道动作的运动轨迹，和香蕉球击球点的位置。因此，对复杂的技术动作稍加力学分析，和采用先进的设备便可使复杂问题简单化，便于学生理解并提高教学效果。
（三）减少损伤以利掌握合理技术
在体育运动竞赛中任何运动项目都会给人体带来一定的运动损伤，合理有效的运动技术虽然也会给人体带来损伤，但是他能有效的把运动损伤控制在极低的范围内，合理的运动技术首先应符合人体结构特征，同时应符合力学的最佳化。如：在掷标枪时，有的学生会出现屈肘或肘低于肩的错误动作，从而给肘关节造成扭转负荷，超出关节周围肌肉群的承受阈，进而使肘关节内侧肌肉等软组织损伤。因此，教学前，教师应对所教的技术动作进行严格的规定，并对所教的运动技术进行合理的力学分析，使学生能够了解其运动轨迹和动作结构的构成，从而减小其运动对身体的损伤。
运动生物力学作为体育运动中日益发展起来的朝阳学科。此外它还具有改进技术提高成绩和减少损失的作用，可以说运动生物力学对我们体育界是一种助推器，他将推动体育中的各项运动朝着蓬勃向前的发展。
摘 要：为了研究汽车正面碰撞事故中乘员膝关节-大腿-髋关节（Knee-Thigh-Hip，KTH）部位的损伤机理，基于成人下肢CT影像数据建立了乘员下肢生物力学有限元模型，包括骨盆、股骨、髌骨、小腿骨、髋关节、膝关节以及皮肤、肌肉等重要解剖学结构。根据Haut、Kerrigan以及Rupp等的生物力学试验，针对该模型进行了全面的有效性验证，表明其能够准确模拟正面碰撞事故中乘员KTH的生物力学响应与损伤。同时，仿真分析了正面碰撞条件下碰撞面与乘员KTH相对碰撞角度对KTH损伤的影响。结果表明，KTH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；而当矢状面投影角为-10°时，乘员KTH损伤风险较高。
关键词：汽车安全；乘员下肢；有限元模型；生物力学；损伤机理
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，且向大腿内侧旋转为正，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。
摘 要： 运动生物力学是体育专业学生重要的理论基础课之一，但因其内容繁多、概念抽象、理论性强，学生觉得难学，老师觉得难教，一直以来是高校体育院系理论课程教学的难点。近年来，随着高校体育院系教学计划的调整，运动生物力学的教学学时大为减少，教材内容趋向于简化，教学时间的有限性和知识日益增长之间的矛盾更加突出。为培养符合未来教育需要的新型体育教育人才，迫切需要在高校体育院系教学中对运动生物力学教学进行系统改革，以克服课程内容陈旧、教学方法呆板、技能训练不得力、学生能力甚差的状况。如何改变运动生物力学教学这种困局，是值得所有高校体育院系运动生物力学教师思考的重要问题。本文对运动生物力学的教学改革进行探讨，促进运动生物力学在高校的发展。
关键词： 运动生物力学 教学改革 教学思考
1.精简教学内容
运动生物力学内容广泛，以胡耿丹老师主编的《运动生物力学》（2013年出版）为例，包括绪论在内共有6章，涉及的内容有人体运动生物力学基础、运动器系的生物力学与损伤、运动生物力学测量、运动生物力学建模与仿真和人体基本动作技术的生物力学分析等，而学习的时间为一学期，包括实验在内，总学时不超过30学时。在如此短的学时安排下，如果不对教学内容进行精简，那么想必大部分教师不能在有限的时间内完成教学任务。因此，对运动生物力学教学内容的精简已势在必行。但如何精简？从哪些方面进行精简？这是大部分高校体育院系运动生物力学教师不得不认真考虑的现实问题。笔者认为，对有关力学原理与建模等方面内容应略讲，而对人体基本动作技术的生物力学分析应予以详授。总之，在有限的教学时间内，根据教学内容，把握教学的难点和重点，取舍合理，是有效、全面和系统进行运动生物力学教学的重要保证。
2.改革教学方法与手段
教学必须符合社会经济和科学技术发展的水平和要求，必须符合学生的身心发展规律，必须紧跟时展的步伐。教学不仅是知识的传递过程，而且是知识创新的过程。学生学习的目的不仅仅是获得知识，而是在于应用和创造。在运动生物力学的教学过程中，由于学生是学习的主体，教师在教学过程中应加强培养学生学习的主动性和自主性，培养学生独立思考的能力，提高他们分析和解决问题的能力，进而提高学习效率。现行的运动生物力学教材中有关力学方面的内容较多，其中一些内容对体育院系的学生来说深奥难懂，且不够系统。学生在学习过程中感到该课程枯燥乏味，学习效果不佳。因此，改进教学方法和手段，努力提高学生学习本门课程的兴趣，是摆在高校运动生物力学教师面前的一个重要议题。由于运动生物力学内容的抽象性和难懂性，采用死记硬背的方法会使学习效果事倍功半。因此，把抽象的知识生动化，加强课堂上师生互动，不仅能提高学生的学习兴趣，还能加深学生对所学知识的理解，使理论与实践之间的联系更紧密。所以，教师应在运动生物力学课堂教学中尝试“快乐教学”、“合作式教学”和“兴趣教学”等教学方法和手段，强化运动生物力学的课堂教学效果，促进教学相长。随着现代科学的发展，越来越多的先进技术出现在教学过程中，如多媒体教学在现代教学中的普及是教学手段改进的重要标志。在运动生物力学的课堂教学过程中，教师可以用生动的动画或视频对学生难以理解的内容进行直观化解说，这样可以更好地突出重点、突破难点，使抽象的内容具体化、复杂的内容简单化，使学生对知识点的掌握更加容易，使运动生物力学的教学效果更突出。
3.改革实验教学
运动生物力学是一门实践性很强的课程，按现有学时的安排，实验课仅占整个总学时的五分之一，其实践性体现在理论和实验的不可分割上。尽管运动生物力学实验课内容无统一的硬性规定，只需据教材内容并结合所在院系实验室条件正常开设，但在仪器设备和硬件设施较齐全的体育院系，可开展有一定难度或较高级的实验，而在条件和设备较落后的地区，应选取简单可行的实验项目开展实验教学。具体来讲，应结合所选运动生物力学教材的内容，重点考虑验证性实验，如人体一维重心测量和不同跑速时步长与步频关系实验等，并在实验教学大纲上有所体现；专业性较强的院系，在仪器设备较齐全的情况下，可有条件地开展一些较高难度的实验，实验项目以设计性和综合性实验为主，激发学生对运动生物力学的学习兴趣，培养学生独立解决问题的能力；在实验条件较难得到保证的院系，在自力更生的同时，可利用现有的网络资源，与兄弟院校或本校的相关院系实行网上预约，实现仪器设备资源的共享，使实验教学资源物尽其用。运动生物力学作为一门多学科交叉的课程，其概念不但多而且较为抽象，对于文化底子较为薄弱的体育专业学生来说，有点难度，如果处理不当，就使学生失去对本门课程的学习兴趣。实验教学有利于缓解长时间理论学习带来的压力，调节学习气氛，使抽象的理论知识具体化，对发展学生分析和解决问题的能力有益。实验教学是理论教学的升华，因为实践是检验真理的唯一标准。
运动生物力学是一门实践与理论紧密结合的课程，是体育专业学生重要的专业基础课之一。学习运动生物力学知识，不但有利于学生形成全面的理论体系，而且能激发学生对人体力学与运动关系的有益探索，使理论与实践结合得更加紧密，为更好地开展运动训练打下扎实的理论基础。本文从精简教学内容、改革教学方法和手段、改革实验教学内容这三方面对运动生物力学教学改革提出了看法，以期为提高运动生物力学教学质量，提高学生对本课程的学习兴趣和培养学生的创新意识，提高学生分析问题、解决问题的能力，使运动生物力学能更好地为体育教学和运动训练提供服务。
摘要：股骨转子间骨折指股骨颈基底至小转子水平之间的骨折，是骨科多发疾病，有20%的老年骨折为髋部骨折，其中近50%为转子间骨折多数学者主张早期手术治疗，以便早期活动，减少并发症，降低死亡率。转子间骨折的固定方式不断发展，其治疗的方法多种多样，随着人们对股骨转子间骨折的局部生物力学研究不断深入，在内固定的使用和选择上有了相应的变化。本文参考相关文献报道，综合论述股骨转子间骨折的生物力学及内固定有关进展。
关键词：股骨转子间；骨折；生物力学；内固定；研究进展
股骨转子间骨折（IFF）又叫股骨粗隆间骨折，多发生于70岁以上人群，随着社会人口老龄化，骨质疏松症发病率日益增高，导致股骨转子间骨折发病率呈上升趋势。股骨骨折约占全身骨折3. 58%【1】，占髓部骨折45%，其中35%-40%属不稳定骨折，需手术治疗。近年来，随着内固定技术的进步，多数学者均以手术疗法治疗股骨转子间的骨折。临床上主要采用外固定架手术与内固定两种方法治疗股骨转子间骨折。内固定分为髓外内固定及髓内内固定【2】。髓外内固定器械主要包括解剖钢板、DHS、DCS；髓腔内固定器械主要包括Gamma钉、PFN、PFNA、联合拉力髓内钉（INTERTAN）。每种固定方法各有优缺点，对于髓外固定及髓内固定，孰劣孰优，及其适应症，长期存在争议，本文近期参考相关文献报道，综合论述股骨转子间骨折的生物力学及内固定有关进展。
股骨转子间骨折髓外固定
20世纪90年代，Gotfried[2]从骨折微创治疗的理念出发，研制出一种治疗股骨转子间骨折的新型内固定钉板系统，可认为是微创经皮钢板固定术（MIPPO）结合DHS方法的改进。Yang等[3]认为PCCP具有手术切口较传统手术小、创伤出血少、手术操作简单、耗费时间短、术后患者能够早期下地活动等特点。其主要适应证为稳定性骨折、无移位或移位容易复位的骨折，而对于患有骨质疏松症的老年患者累及大小转子和转子外侧骨皮质的粉碎性骨折、逆粗隆间粉碎性骨折，则不宜应用。
股骨转子间骨折髓外固定的主要缺点
DHS固定后机械失败的最常见模式是股骨头的逐渐内翻塌陷，伴随螺钉向近侧移位并最终切割出股骨头[4]。手术中将主钉安放于股骨头颈中恰当的位置上有助于防止发生这种并发症[5]。骨折导致的不稳定是非常复杂的问题[6-7]。目前日渐增加的髓内钉系统使用量反映了对这类骨折的治疗选择更加恰当的内固定材料的需求。但操作技术的不良也可能是造成DHS固定后高失败率的部分原因。一些研究发现以DHS固定不稳定型转子间骨折后其失败率能低至4%，这反过来可能提示一些医院（医师）在手术操作中严格遵循了恰当的技术规范。
股骨转子间骨折髓内钉固定系统
PFN内固定法既承袭了Gamma钉的特点，其力臂更短、弯矩更小，具备滑动加压等优点，其新增加的防旋转螺钉还能起到防旋转、抗压力等作用。但对于股骨颈短、细的患者，可能出现近端2枚螺钉置入困难，以及股骨颈内的螺钉钻孔直径较大，骨量丢失多等缺点。临床上也有资料报道，PFN对于不稳定性股骨转子间骨折的髋部解剖学关系的保留要明显优于DHS。PFNA是在PFN的基础上最新改良的股骨近端髓内钉。它将PFN中打入股骨颈2枚螺钉变成1枚螺旋刀片，使手术时间大大缩短，其抗旋转与支撑效果更佳，从而在一定程度上加速骨折愈合。该方法属于微创手术固定法，适合各类型粗隆间（包括粗隆下）骨折患者，尤其适用于骨质疏松老年人不稳定股骨转子间骨折。
股骨转子间骨折髓内固定的主要缺点
第一代伽玛钉为非解剖型设计，其近段外翻角达10°。新一代的髓内钉系统（股骨转子部伽玛钉-TGN，髋部髓内钉系统-IMHS，股骨近段髓内钉-PFN，等）已经较好地解决了上述早期设计上的缺陷。这些新型髓内钉减小了外翻角度，配合术中选择恰当直径的髓内钉、充分扩髓、以及对操作技术的充分掌握，能显著降低术后继发性股骨骨折的发生率。这得到最近发表的文献资料的证实。在此情况下仍然出现的继发性骨折多数源于术者的操作不当。Lenich等的研究证实了第三代髓内钉系统相对于第二代髓内钉的优越性。而目前尚未发现不同的第三代髓内钉系统之间存在明显的差异。
髓内固定是否肯定比髓外固定更优越
总体而言，髓内钉较DHS能为不稳定型骨折提供更牢固可靠的固定，可有效对抗内翻应力防止内翻畸形的发生。但是，Parker和Handoll对所有比较髓内和髓外固定的文献进行荟萃分析的结果并不支持髓内钉具有上述理论优势。他们发现总共3500例病例在采用两种固定方式治疗时，其相应的死亡率、骨不连发生率、感染率、内固定物切出率、失血量、手术时间以及术中透视时间均无显著性差异。以伽玛钉这种最具代表性的髓内钉为例，其手术操作时间、术后继发性内固定物远端骨折、技术难度以及再手术率均明显高于DHS。因此，该荟萃分析的作者认为：DHS在治疗转子间骨折上比髓内钉系统更好。这种矛盾的原因在哪里呢，可能是很多文献资料在比较DHS与髓内钉系统时并未考虑到骨折的稳定性情况。因为转子间骨折存在不同程度的不稳定性，而这对于疗效而言是极为重要的影响因素，因此很难对这些文献的结果进行有效的评估。
股骨转子间骨折稳定性研究的新焦点：股骨大转子外侧壁的生物力学作用
一项包括1039例病例的研究对所有患者均采用DHS进行固定，结果发现导致所有固定失败的机理是一致的，即：骨折远断端相对于近断端的无法控制的内移。在那些最终顺利愈合的病例中，尽管通常都存在远断端一定程度的内移现象，但其移位程度往往极小。骨折远断端的前外侧部分，即相当于股骨大转子外侧部分在骨折复位后与近断端相接触，能有效阻止远断端的内移。但在横形骨折中大转子外侧壁已经骨折，以及为了安放DHS的主钉而于外侧壁钻孔时可能会造成大转子外侧壁的医源性骨折。在这种情况下，不完整的大转子外侧壁失去了其正常的支撑功能，从而容易出现术后骨折远断端内移并最终导致骨折复位固定的失败。
从新角度重新认识不稳定型转子间骨折及其内固定方法
除DHS之外，还有一些髓外内固定器材可用于A3型骨折的固定。Medoff钢板允许实现轴向加压而减小骨折断端受到的剪力。此外，也可使用附加转子外侧支撑装置从而替代缺失的大转子外侧壁的DHS对其进行复位后的固定。在A3型骨折不应使用DHS进行固定。但是从现有的文献看，尚无有说服力的循证医学证据说明对A3型骨折，髓内固定比髓外固定更具优势。根据影像表现如果骨折远段近端剩余大转子外侧壁的骨质较薄弱或者存在低位（但并不是横型）的骨折线时，可在术前就将这类骨折确定为潜在不稳定性者。术中操作时很容易造成这类骨折的外侧壁发生医源性骨折，主要原因在于钻孔时使用的钻头直径过大，或者是术中选择的DHS钢板的颈干角与股骨本身的颈干角差异过大。按AO-OTA分型，A1、A2.1型骨折与A2.2、A2.3型骨折之间在大转子外侧壁骨折的发生率上存在显著差异（3% 对31%）。外侧壁骨折的存在会导致再手术的相对风险增加8倍。也有很多大转子外侧壁不完整的不稳定型骨折最终能够愈合，在其主要表现是愈合延迟以及术后恢复期间明显疼痛，并伴有患肢短缩及跛行。这类较差的疗效主要源于无法控制的股骨近段骨折断端骨质的塌陷和变形，在X光检查可明确这种演变。
失去大转子的阻挡作用，远断端内移，内固定失效
髓内固定治疗不稳定型转子间骨折的优势
髓内钉能通过有效对抗导致不稳定性骨折变形的力量而保持股骨近端的解剖结构。相关的前瞻性随机对照研究证实髓内钉能更有效地保持骨折复位后的位置。Pajarinen等发现，以DHS治疗AO-OTA的A2型骨折时，股骨颈干角减少程度、股骨颈缩短程度、以及髋关节偏心距减小程度等几个方面均明显大于以髓内钉固定。Hardy等也发现使用DHS时主钉的滑动及下肢短缩程度明显增加，在不稳定性骨折中表现更为明显。当患者以髓内钉固定术后运动能力更好可能至少部分源于髓内钉能更好地保留下肢长度以及正常的髋关节功能。Hardy等在一项对比研究中发现髓内固定术后第1月和第3月时运动功能明显优于DHS，但在术后第6月和12月时则无显著差别。但如果仅仅针对不稳定型骨折时，则在术后所有时间点上的检测结果均存在明显差别。
髓内钉主钉近端阻挡作用，远断端不能内移
总结
对于股骨转子间骨折时大转子的完整对骨折后的稳定性的影响的研究的深入，为人们研究转子间骨折的分型，内固定方式的选择，预后均会产生巨大影响，骨折块的数量对于判断骨折的稳定性非常重要，但更重要的应该是骨折粉碎所累及区域，尤其是否影响大转子外侧壁完整。
转子间骨折的治疗主要目的是让患者早期恢复活动，尽快恢复伤前的功能状态，减少并发症。选择不同的内固定方法，除依据医生操作技术的熟练程度外，更重要的是需从股骨转子间骨折的类型、骨折复位后稳定程度、骨质疏松严重程度及年龄等方面综合分析。DHS仍然是治疗稳定性股骨转子间骨折（A1型）的有效器材之一。而髓内钉则更适用于极不稳定的A3型骨折。而对于A2型骨折，在选择固定方式的时候应该充分考虑到每一例骨折是否存在容易导致DHS固定后失败的特点。一般而言，严重的粉碎性骨折或外侧壁存留部分较少时，以DHS固定后容易出现失败。
人们的临床经验显示髓内固定较之髓外固定，在治疗A3股骨转子间骨折具有优势，但是从现有的文献看，尚无有说服力的循证医学证据。这仍是进一步研究股骨转子间骨折的一个方向。并有报道称，对于高龄骨质疏松严重的转子间骨折，采用人工关节置换术可有效、迅速恢复髋关节功能，减少并发症的发生。但较之复位、内固定治疗，是否具有优势，也将是研究的热点。
摘要：目的：探讨分析垂直不稳定性骨盆骨折内固定的生物力学及骨盆的稳定性。方法：通过回顾性分析研究各种内固定方法对骨盆骨折固定的生物力学的特点，进而总结不同固定方法治疗垂直不稳定性骨盆骨折的稳定性及力学特点。结果：不同的固定方法对骨盆的稳定性及生物力学的大小都不同。结论：对于垂直不稳定性骨盆骨折行内固定术时，同时对骨盆前后柱进行固定的效果在骨盆稳定性和所能承受的生物力学上最大。
关健词：垂直不稳定骨盆骨折；内固定；生物力学；
近些年来，随着交通运输业及建筑业的快速发展，车祸外伤和坠跌伤的发病率也逐渐提高，由此而导致的骨盆骨折也越来越多。骨盆骨折在骨科临床中属于比较危重的一种骨折，如果处理不当经常会导致病人的大出血而危及生命。有学者做过调查研究发现，骨盆骨折的病人的死亡率大约为10% 左右，因此对于这种骨折的病人在早期一定要注意对生命体征的监测及时采取治疗措施。通常情况下
对于骨盆骨折的治疗主要为保守治疗和手术治疗。早期由于医疗发展水平的限制以及手术条件和无菌条件较差导致不稳定型骨盆骨折的手术切开复位内固定治疗技术发展受到限制。对于骨盆骨折多采用保守治疗，如骨盆牵引法、骨盆悬吊法、骨盆石膏固定等方法； 这些方法的治疗效果不甚理想，并发症较多、对病人的致残率比较高， 大约为50%-60%左右。80年代中后期，由于医疗水平的提高、内固定物材料的不断改进，国外开始大量对垂直不稳定性骨盆骨折进行切开复位内固定手术治疗，术后疗效满意，极大地降低了并发症及致残率。外国学者Latenser研究证明，对于不稳定型骨盆骨折行手术治疗的疗效明显好于保守治疗[1]。因此，研究垂直不稳定性骨盆骨折内固定的生物力学对于临床手术治疗具有重要价值。
1 固定方法
目前， 国外对于骨盆后柱骨折的内固定方法主要为：选用骶骨棒将骨盆两侧固定；同时用钢板固定骶髂关节；使用张力钢板、松质骨螺钉固定骼骨至骶骨。骨盆前柱骨折的手术固定方法通常为普通钢板固定耻骨联合或耻骨支，或者根据骨折情况选用长螺钉固定耻骨支的方法[2]。骨盆后柱是承受人体重力及传导力量的路径，因此骨盆骨折一定会造成后柱的骨折。许多国外学者对骨盆后柱骨折的手术固定方式进行了大量研究，最后却得出了两种截然不同的观点观点进行总结分析。其中一部分学者经过研究认为各种内固定方法对骨盆后柱骨折在生物力学上没有差异； 另一部分学者认为固定方法的不同，在生物力学上差异明显。现对两种观点进行总结分析。
2 不同固定方法的比较
Simonian[3]等学者认为各种内固定方法对骨盆后柱骨折在生物力学上没有差异，他们通过对骨盆后柱骨折采用单根螺钉、双根螺钉、单根螺钉联合张力钢板、双根螺钉联合张力钢板和后路两根骶骨棒等5种方法进行手术固定， 然后对各种固定方法生物力学进行实验研究，实验结果表明其在稳定性及生物力学方面没有差异。分析原因有以下几种可能：测量骨盆稳定性的方法不对，测量仪器没有按照准确的位置进行测量，从而影响结果的准确性；上述各种固定方法没有对骨盆进行解剖复位，从而影响了骨盆的稳定性，导致测量结果不准；美国学者Shaw也做过这方面的研究，实验结果证实了这一观点。Shaw[4] 通过采用不同的内固定方法对骨盆后柱骨折进行固定， 然后研究其生物力学及稳定性，最后结果证明骨盆的稳定性和复位的好坏呈正相关性。Simonian等人还通过对新鲜尸体骨盆采用两种不同方法固定骶髂关节，检测其生物学力量，研究证实两种固定方法在对骶髂关节的稳定性方面无差异。但是，Simpson等人通过采用不同的固定方法固定骶髂关节，研究结果表明：骶髂关节的稳定性和骨盆的解剖形状、复位的好坏以及固定的方法有重要的关系。Simonian[5]等人对骨盆前柱骨折也采用了不同的内固定方法进行实验研究， 研究结果表明其生物力学没有差异。
3 讨论
在骨盆前后柱都发生骨折的情况下，是否需要将前后柱都进行内固定， 对于这一问题，目前还存在比较大的争议。国外学者Comstock等人对此进行了实验研究，实验结果表明：对于同时发生耻骨联合及一侧骶髂关节分离的骨盆骨折， 对耻骨联合分离不作处理， 而通过对骶髂关节分别采用骶骨棒、前路钢板和骶髂螺钉分别进行固定处理， 检测其力学强度能够达到正常完整骨盆力量的70%-85%；而当选用螺钉联合骶骨棒进行固定时， 其力学强度可达到正常的90 %左右。因此，Comstock[6]等人认为，在骨盆前后柱都发生骨折的情况下，只需要对骨盆后柱进行固定，无需对前柱进行处理。但是，大多数学者持相反的观点，认为必须要对前柱和后柱都同时进行固定从而增加骨盆的整体稳定，也符合生物力学。
对于垂直不稳定性骨盆骨折的手术治疗及固定方式，大多数学者的意见和观点是比较接近的。普遍认识到对垂直不稳定骨盆骨折如果仅仅只是对骨盆前柱进行固定，那么在生物力学上不能达到要求、骨盆的稳定性也较差；如果同时对后柱也进行固定处理，那么其在生物力学上就能达到完整骨盆的所承载的力量。在临床中，应当根据具体的骨折情况选择合适的固定方法进行治疗。
[摘要] 目的 建立细丝弓舌侧内收上颌前牙的三维有限元模型，研究不同后倾曲力矩对上颌前牙牙周膜静水压以及初始位移的影响。方法 采用CT扫描法建立包含全牙列头颅的三维几何模型，用Solidworks软件生成舌侧托槽和弓丝的三维几何模型，组装并生成细丝弓舌侧内收上颌前牙的三维有限元模型。在三维有限元计算软件ANSYS中计算当颌间牵引力为0.556 N，后倾曲力矩分别为15、30、45、60、75 Nmm时上颌前牙的初始位移以及牙周膜静水压。结果 上颌中切牙、侧切牙以及尖牙的唇舌侧根尖和颈缘共产生4个应力集中区，并产生远中方向的旋转初始位移和相对压入移动；上颌尖牙牙周膜的静水压应力和初始位移均显著大于中切牙和侧切牙；随着后倾曲力矩的增加，上颌中切牙、侧切牙和尖牙垂直向的初始压入位移和牙周膜静水压应力均逐渐增加。结论 采用细丝弓技术舌侧内收上颌前牙的力系是安全可控的，通过改变弓丝后倾曲力矩的值可以有效控制牙齿移动的方式和移动量。
[关键词] 细丝弓技术； 舌侧矫治力系； 三维有限元模型； 生物力学
随着人们对于正畸矫治过程美观要求的提高，舌侧矫治日益成为成人矫治的重要选择。在舌侧矫治过程中，由于舌侧面的牙弓长度显著小于唇侧长度，因此相同大小的外力作用于舌侧矫治系统所产生的牙齿应力应变显著大于唇侧矫治系统[1-3]。
在唇侧固定矫治技术中，以Tip-Edge为代表的细丝弓矫治技术通过早期不粘接前磨牙托槽等方式增加托槽间距，从而降低牙周膜的应力应变；同时，单翼托槽的设计使得牙齿移动过程中成角阻力减小，有效提高了牙齿移动的效率[4]。可以设想，将唇侧细丝弓技术的力学系统应用于舌侧矫治系统是否可以得到与传统舌侧矫治不同的生物力学效应，以减小牙齿的应力以及提高牙齿移动效率呢？本研究建立细丝弓技术舌侧内收上颌前牙的三维有限元模型，探讨该模型下的生物力学效应。
1 材料和方法
1.1 细丝弓技术舌侧内收上颌前牙的三维有限元模型的建立
选取牙列完整、牙齿外形无明显磨耗的个别正常头颅1个，应用64排Light Speed VCT（GE 公司，美国）进行连续扫描。扫描间距为0.5 mm（两层之间重叠0.2 mm），共得到784张二维图像。将上述CT二维图像导入Mimics软件中，通过组织灰度值的不同分别提取上颌骨及牙列的三维信息，运用偏移命令使得上颌牙齿往外均匀扩展0.25 mm获得牙周膜的前体模型。将上述模型输出到逆向工程软件Geoma-gic中去除噪点，对颌骨和牙齿的表面进行优化。
将上述3D模型导入到CAD软件Solidworks中建立舌侧托槽和弓丝模型（图1）；托槽的规格参照STB托槽（Ormco公司，美国），弓丝为0.406 4 mm的不锈钢圆丝，使得弓丝的形状与上颌牙列舌侧外形相匹配。调整模型，定义坐标系：原点定义为咬合平面上中间对称轴与两个第一磨牙连线的交点，左右方向为X轴方向，前后方向为Y轴方向，垂直方向为Z轴方向。
1.2 边界约束条件的定义
将模型导入到有限元软件ANSYS Workbench，用Solid189四面体单元进行网格划分。牙齿―托槽、牙齿―牙周膜、牙槽骨―牙周膜、皮质骨―松质骨之间用bonded连接；托槽―弓丝采用No separation连接，允许其发生小量切向位移，限制其法向位移；颊面管―弓丝采用Cylindral Joint连接，允许颊面管有轴向平移及旋转，限制并约束其他4个自由度。
1.3 材料属性与载荷设置
模型中的各种材料属性均定义为均质性、各向同性的线弹性材料。材料变形为小变形。材料的弹性模量与泊松比如表1所示[5-6]。工况设计：Ⅱ类牵引力作用于上颌尖牙托槽近中弓丝上，牵引力方向斜向后下、大小0.556 N。不锈钢圆丝后倾曲作用于上颌第一磨牙颊面管近中2 mm，分别计算当后倾曲扭矩为15、30、45、60、75 Nmm时上颌中切牙、侧切牙、尖牙的初始位移以及牙周膜静水压分布。
2 结果
2.1 舌侧细丝弓力系下上颌前牙牙周膜静水压分布
在舌侧细丝弓力系作用下，上颌中切牙、侧切牙以及尖牙的颊侧根尖和舌侧颈缘出现压应力集中区，而舌侧根尖和颊侧颈缘则出现张应力集中区（图2）。在15 Nmm后倾曲力矩和0.556 N Ⅱ类牵引力的协同作用下，上述4个应力集中区的静水压均显著小于毛细血管压。
当磨牙后倾曲力矩从15 Nmm增加至75 Nmm时，上颌中切牙颈缘牙周膜静水压逐渐从-3.748 kPa增加至-5.692 kPa，根尖牙周膜静水压逐渐从-3.724 kPa增加至-6.400 kPa，仍显著小于毛细血管压（16 kPa）[7-8]。上颌侧切牙牙周膜静水压应力分布及变化趋势与中切牙一致。对上颌尖牙而言，在15 Nmm力矩作用下，根尖牙周膜静水压应力为-10.982 kPa；当后倾曲力矩为30 Nmm时，根尖牙周膜的静水压应力为-21.209 kPa，大于毛细血管压；当力矩增加至75 Nmm时，根尖牙周膜的静水压应力最高可达-54.832 kPa（表2）。
2.2 舌侧细丝弓力系作用下上颌前牙初始位移
在0.556 NⅡ类牵引和15 Nmm力矩后倾曲的协同作用下，上颌中切牙Y轴方向上切缘出现远中方向初始位移，而根尖则出现唇向位移，即上颌中切牙产生远中倾斜移动；Z轴方向上上颌中切牙切缘产生伸长初始位移，根尖产生压入初始位移。随着后倾曲所产生力矩的增加，在Y轴方向上，切缘远中方向初始位移逐渐减小，根尖唇向初始位移逐渐增加；Z轴方向上，上颌中切牙切缘以及根尖的压入初始位移都随着磨牙后倾曲力矩的增加而逐渐增加（图3左）。上颌侧切牙与尖牙的初始位移移动趋势基本与上颌中切牙一致。与上颌中切牙不同的是，即便在后倾曲力矩为15 Nmm作用下，上颌尖牙的切缘和根尖也均出现压入移动（图3中、右）。
3 讨论
自20世纪70年代美国的Kurz医生和日本的Fujita医生分别发明舌侧矫治系统以来，舌侧矫治因其美观方面的巨大优势受到越来越多的患者的青睐[9]。舌侧矫治器发展的初衷是由于患者对于治疗过程中的美观及隐私要求，以及避免牙齿表面由于正畸所导致的脱矿问题。在后续应用过程中，临床正畸医生逐渐发现舌侧矫治技术和唇侧矫治技术具有完全不同的生物力学效应。有学者[9-10]建立舌侧矫治技术数学模型以进行理论受力分析，分别对不同唇倾度的上颌前牙托槽施加垂直向的压入力，分析该力对唇、舌侧矫治力系上颌前牙移动趋势的影响，结果发现：较唇侧矫治系统而言，舌侧矫治系统上颌前牙在受力时更容易产生舌向倾斜移动；同时还发现，在舌侧矫治力系统中的载荷挠曲率更高，获得理想的轻力更为困难。Liang等[3]建立上颌骨及上颌切牙的三维有限元模型，分析颊舌侧施加力和力矩时牙齿的初始位移以及牙周膜应力应变分布的区别，同样发现舌侧矫治力系较唇侧矫治力系更容易使上前牙发生舌向倾斜移动。此外，由于舌侧空间较为狭小，较小的托槽间距使得弓丝难以入槽以及入槽后牙齿受力过大，从而影响牙周组织健康以及限制了牙齿的快速移动。在唇侧的Tip-Edge矫治力系中，通过使用高弹性低尺寸的不锈钢圆丝可以有效减低载荷挠曲率以及托槽和弓丝间的摩擦力，而且由于前磨牙常规不粘接托槽，所以进一步降低了载荷挠曲率从而达到牙齿快速移动的生物力学效果。为了探索在舌侧矫治力系中是否可以采用类似于唇侧的细丝轻力矫治技术，以减小载荷挠曲率，同时获得快速有效的牙齿移动，本研究建立了细丝弓技术舌侧内收上颌前牙的三维有限元模型对这一问题进行生物力学层面的初步探讨。
在唇侧矫治系统中，主流矫治力系分为直丝弓矫治力系和细丝弓矫治力系。直丝弓矫治力系强调牙齿的整体移动，通常设计的托槽间距较小，临床力值较大；而细丝弓矫治力系强调牙齿的倾斜移动，通过序列粘接托槽以及选择单翼托槽的方式增加托槽间距而降低正畸矫治力，通过0.556 N的颌间牵引力就足以使牙齿产生快速移动。目前关于舌侧的细丝矫治系统研究尚少，尽管从理论上推理在舌侧运用细丝矫治力系是可行的，但在进入临床应用之前仍有必要进行系统的生物力学分析。
三维有限元法自20世纪70年代被运用于口腔领域，目前对正畸牙移动的三维有限元生物力学研究已经不再局限于单个牙的移动，越来越多的学者开始尝试建立复杂的正畸矫治力系三维有限元模型从系统的观点对整个矫治力系进行全方位的研究。三维有限元法是研究正畸牙移动的重要方法，将分析的连续实体离散成有限个单元，以各单元的结合体代替原连续体，并逐个研究每个单元的力学性质，建立单元的刚度方程，然后根据给定的载荷条件将其组集成总体刚度的方程，按照给定的边界位移条件求解总体方程组，得到单元所有节点的位移，并据此计算单元的内力和应力。由此可见，有限元法对各种几何形态、材料性质以及复杂的支持条件和加载方式都能进行分析，并且保证了模型的可重复性[11-12]。运用三维有限元方法，可以系统研究正畸力作用下每个牙齿的初始位移，牙根、牙槽骨的应力和应变，从而分析牙齿移动趋势以及牙根和牙槽骨发生吸收的可能性[13-15]。
理想的正畸矫治力系应该可以有效且快速地移动牙齿，牙齿的移动方式可控而不伴有严重的组织损伤，这就是最适力的概念[16]。Melsen[17]发现，相同的外力作用于不同的矫治力系统，产生的牙周膜应力―应变是不同的，因此临床正畸医生找出外力与牙周膜应力―应变反应间的关系至关重要。三维有限元法作为一种经典的数值仿真分析法为这一问题的解决提供了稳定可靠的研究方法。
静水应力是一个分析正畸牙移动的重要指标。静水应力的正负表示牙周膜受拉还是受压的应力状态。牙周膜内静水应力的多少通常用于衡量对牙根吸收的影响。Rygh[8]认为，当牙周膜静水压大于牙周膜毛细血管压（16 kPa）时，牙周膜内的毛细血管会发生崩塌导致局部牙周组织坏死，这时巨噬细胞及其产生的破骨因子聚集使牙根发生吸收。本研究结果表明，在舌侧细丝弓力系作用下，上颌中切牙和侧切牙的牙周膜静水压始终小于毛细血管压，根据Rygh的牙根吸收原理推测，该力系作用下牙齿不易发生牙根吸收。随着后倾曲力矩的增加，上颌尖牙的牙周膜静水压可能超过毛细血管压，这可能与尖牙更靠近后倾曲因此承受更多的后倾曲所产生的应力―应变有关。
牙齿的初始位移是衡量力系统作用下牙齿移动趋势的重要指标，代表加力瞬间各个牙齿移动的方向及移动量[18]。本研究结果显示，上颌尖牙的初始位移明显大于上颌中切牙和侧切牙，这可能与上颌尖牙距离Ⅱ类牵引力的作用点以及后倾曲较近有关。
内收过程中上颌前牙的垂直向控制是临床矫治设计考虑的重点。在垂直方向上，上颌尖牙可获得Z轴方向压入的初始位移，而上颌中切牙和侧切牙则出现Z轴方向伸长的初始位移；随着后倾曲力矩的增加，中切牙、侧切牙以及尖牙垂直方向压入的初始位移逐渐增加。由于本文是研究受力瞬间牙齿的初始位移，加力瞬间初始位移并不能反应牙齿在一个加力周期的总移动量，因此有必要在后续研究中运用骨重建理论建立更为复杂的动态三维有限元模型进行分析。
在Y轴方向上，上颌尖牙远中初始位移显著大于中切牙和侧切牙。在Ⅱ类牵引力不变的情况下，随着后倾曲力矩的增加上颌尖牙的远中初始位移逐渐增加；由此可以推断，后倾曲通过弓丝―托槽力系统对尖牙产生了向后上方向的力，而非单纯的压低力。
综上所述，本研究通过建立细丝弓技术舌侧内收上颌前牙的三维有限元模型，系统性研究了后倾曲对舌侧细丝弓系统的生物力学效应的影响。尽管正畸牙移动是一个周期性的动态骨重建过程，本研究仍通过分析加力瞬间牙齿初始位移和牙周膜应力分布对该力系作用下牙齿的移动趋势和移动的安全性进行了全面地评估，从而为该技术的临床应用提供了可靠的生物力学依据。
摘 要：为揭示不同高度脚背正面射门的生物力学机制。招募12名受试者对地面球、1/2膝关节高、膝关节高3种位置进行脚背正面射门和空踢各10次。利用2台JVC9800摄像机、国产JP6060多维测力平台进行运动学及动力学同步测量。结果显示：地面球、1/2膝关节及全膝关节3种高度射门，球速、足速经多因素方差分析均有显著差异，其中地面球球速最快、1/2膝关节高度次之、膝关节高最小；实验组受试者摆动腿大腿前摆与后摆、小腿后摆等各运动学指标在不同高度位置射门间无显著性差异，而小腿前摆运动学数据在不同高度射门间存在显著性差异；支撑腿与球垂直距离跟各高度射门的球速、摆动腿足速度、触球即刻膝角、小腿前摆角速度、小腿前摆幅度、小腿前摆时间呈显著相关，而3种高度位置的射门球速与支撑腿着地所受地面反作用力不存在线性关系。结果说明：脚背正面射门击球点高度越低球速越快，故脚背正面射门想要获取更快球速就应该在球高度处于较低位置时将球踢出；通过控制支撑腿与球垂直距离可以控制脚背正面射门的球速、球路、动作时间；支撑腿受到的地面反作用力与踢出球的球速无关，故支撑腿在踢球过程中的主要作用是固定支撑、维持平衡，从而使摆动腿发力更加充分。
关 键 词：运动生物力学；脚背正面射门；不同高度；射门；球速；支撑腿
射门在足球比赛中是最直接的得分手段。射门能否取得成功，主要取决于射门球速、射门角度、射门时机等要素。球速较快的球，往往给守门员造成较大威胁。据人体解剖结构特征，脚背正面踢球时摆幅相对较大，加之其摆速快且与球接触面相对较大，因而踢球时力量大、球速快、准确性高。Isokawa等[1]研究显示，技术熟练的的足球运动员脚背正面踢球，球速可达17～28 m/s。实际比赛中，脚背正面射门使用频率相当高，且射门形式多样，如定位球、正面凌空抽击、侧身凌空摆击、反弹球、倒钩等。
国内外有关脚背正面踢球的生物力学文献不多，从查阅到的少数文献中，以运动学分析者居多。刘力生[2]研究发现：脚背正面踢球时，足的速度与球速高度相关（r=0.872），摆动腿的摆动遵循关节活动的顺序性原则。许树渊[3]认为，以人体踢球动作的下肢动力链视之，大腿的用力与大幅摆动均能倍增下肢末端即足的重心速度，使踢球时动量增加，球速提升。黄寿军[4]从事多年足球教学经历，在实践中发现：支撑腿过前，击球点在球的后上方，会经常出现“卡壳”或踢出去球无力现象；支撑腿过后，击球点易击在球的后下部，踢出的球偏高，多沿横轴回旋，出球力量小；支撑点与球的中心点在同一水平线上，则左右距离过大或过小，击球点不稳定，出球多呈内、外旋，这些属于教学经验，未能获得实验数据佐证。Asami等[5]发现：地面反作用力峰值与球速表现无明显关系。Kell等[6]研究了不同角度助跑对支撑腿膝关节生物力学的影响时发现：地面垂直反作用力不受助跑角度影响。本研究借助运动学和动力学同步测试方法对不同高度脚背正面踢球的球速及准确度进行探讨，为足球运动员在比赛、训练环境下，如何运用合理技术提供参考。
1 研究对象与方法
1.1 研究对象
选择西南大学足球队12名男生，为受试者，身高（175.22±1.36） cm、体重（65.37±2.35） kg、年龄（21.32±1.03）岁、运动等级均为国家2级、训练年限均在8年以上且从未中断。
1.2 研究方法
1）运动学研究。
2台JVC9800摄像机，拍摄频率为100帧/s。A机、B机及三维测力台中心3点近似构成等边三角形，边长约为5 m，两机高约0.75 m。对受试者从助跑到脚击球的整个过程进行拍摄。采用北京体育大学研发的视讯图像解析系统对运动图像进行插帧处理使拍摄频率达到200帧/s，后再进一步对图像解析以获取相关运动学参数。
2）动力学测试。
国产JP6060多维测力平台用于监测受试者踢球过程中踏在测力台的支撑腿对地面的三维力变化情况。测力台采用埋入式安装，其表面与地面基本保持在同一水平面上，数据采样频率为800 Hz。同步装置是由连接多维测力平台的触发模块的无线同步器和发光的二极管组成。主试者触发同步遥控器，多维测力台启动采集数据，二极管发光使摄像机与多维测力台同步。
3）时相阶段划分。
（1）技术动作定义。
地面球射门：以直线助跑方式（助跑路线与球门中心线夹角
1/2膝关节高度射门：以直线助跑方式，正面踢尚未落地、在1/2膝关节左右高度球的射门动作。
膝关节高度射门：以直线助跑方式，正面踢尚未落地，在膝关节左右高度球的射门动作。
空踢动作与有球射门动作要求一致，空踢完整动作以支撑腿踏上测力平台后，踢球脚足尖离地瞬刻为始，足尖与标志杆平行为终。
（2）角定义。
髋关节角：为髋、膝关节中心连线与躯干中点及髋关节中心点连线之间的夹角。膝关节角：为膝、踝关节中心连线与人体垂直轴之间的夹角。踝关节角：为踝关节中心与跖趾关节连线与水平轴之间夹角。脚背夹角：为脚背正面与地面间的夹角（见图1）。
图1 髋角、膝角、踝角、脚背夹角示意图
（3）球门分区。
将球门上半部分为A区，下半部分为B区用以记录受试者射出的球落在球门内的具体位置。
（4）时相划分。
踢球的一般过程包括助跑、支撑、摆腿、脚击球，随前动作。本研究主要探讨支撑腿踏上测力台瞬刻至摆动腿将球踢出瞬刻这一过程。据研究需要将这一过程分为3个阶段。第1阶段：从支撑腿踏上测力平台后，踢球脚足尖离地瞬刻至最大髋关节伸展角度瞬刻止；第2阶段：小腿向上摆动期，即踢球脚髋关节从最大伸展角瞬刻至膝关节屈角最小瞬刻；第3阶段：前摆期，即从膝关节处于屈角最小瞬刻至脚背正面触球即刻止（见图2）。
图2 踢球时相划分示意图
（5）垂直距离界定。
垂直距离是指由球或标志物中心投影（A）向支撑腿足部中心（B）与第3趾骨连接线段的延长线引垂线，足部中心（B）与垂足（C）的距离（见图3）。
图3 支撑脚与球垂直距离示意图
4）测试数据的可靠性分析。
将入选的受试者的脚背正面射门动作所获3次有效数据进行重复性检验，采用相关系数及变异度进行评价，其相关系数均大于0.74，变异系数在5%以内，且均达到显著水平。因此可以认为用于分析脚背正面射门的各项参数均具有较高的可信度。
1.3 实验程序
采用自身对照方法，让12名受试者先完成“有球脚背正面踢”，本研究称之“实验组”，然后再让12名受试者完成“无球空踢”，本研究称之“对照组”。
（1）实验组。
2.2 动力学测试结果
不同高度脚背正面射门动力学参数测试结果见表4。表4显示：
1）实验组、对照组脚背正面射门不同高度间前后、左右方向最大地面反作用力、垂直方向触球瞬间地面反作用力差异无显著性（P>0.05）。实验组与对照组间差异亦无显著性（P>0.05）。
2）实验组、对照组前后方向触球瞬间地面反作用力，脚背正面踢地面球时最大、1/2膝关节高度次之、膝关节高度再次（P0.05）。
3）实验组、对照组垂直方向最大地面反作用力方面，踢1/2膝关节高度、膝关节高度触球瞬间地面反作用力差异无显著性（P>0.05），踢地面球的触球瞬间地面反作用力明显小于踢1/2膝关节高度、膝关节高度触球瞬间地面反作用力（P0.05）。
4）实验组、对照组任何高度位置射门的球速与支撑脚着地所受地面反作用力不存在线性相关关系。
3 讨论
3.1 运动学特征
1）不同高度射门，球速均大于足的速度。球离足速度与足速度比值代表碰撞效率，比值大于1，即是一个效果良好的踢球[7-8]。本实验踢球效果良好。
2）实验组射门球速、足速度，地面球最快、1/2膝关节高度次之、全膝关节高度再次。该现象显示随着踢球位置高度的增高，足速度和球速度出现的递减趋势。说明脚背正面射门击球点高度越低球速越快。根据Plagenhoef等[9]对足球碰撞理论在足球运动的研究可知，足速度与球速度呈现正相关关系。可以推论，本研究中随着击球点位置的增高，球速出现下降趋势是因为随着击球点位置的增高，足速度出现下降趋势。
3）对照组地面球、1/2膝关节高度、膝关节高度脚背正面空踢足速度、动腿脚触球即刻膝角、小腿前摆角速度、小腿前摆幅度、小腿前摆时间经多因素方差分析，无显著性差异。该现象说明3个高度位置，腿所能达到的摆速没有显著性差异，即人体解剖结构并不是造成脚背正面不同高度位置射门，随着踢球位置高度的增高，足速度递减趋势的主要原因。Kells等[10]研究亦有相似结论。
4）实验组与对照组相应高度间射门比较发现，大腿前摆、大腿后摆、小腿后摆各运动学指标在实验组与对照组相应高度位间、不同高度位置间均无显著性差异，而小腿前摆运动学数据在实验组与对照组1/2膝关节高度、膝关节高度间、实验组不同高度射门间差异存在显著性。Isokawa等[11]研究认为膝关节角扩大，小腿以膝关节为支点向前更多延展，会使球速增大。因此推论脚背正面不同高度射门间摆动腿足速度差异是由于不同高度间小腿前摆差异造成的。根据图像分析发现，加速前摆期小腿前摆一直处于加速运动过程。Tsaousidis等[12-13]研究证实，膝关节屈角最小瞬刻开始直至球离开脚面，足部未发生减速运动。据此推论不同高度射门间小腿前摆角速度、足速度差异主要发生在摆动腿摆动幅度差异（Δ幅度）间，即不同高度射门间小腿前摆角速度、足速度差异主要发生在摆动腿摆动时间差（Δt）里。当加速度一定，由于前摆时间踢地面球时最长、1/2膝关节高度次之、膝关节高度再次所以不同高度射门足速度出现差异。王世椿等[14-15]研究发现：膝伸肌和膝屈肌肌力均与踢球球速有显著相关，膝伸肌和膝屈肌肌力在快速收缩及中等速度收缩时，有利于球速增加。因此得出结论，摆动腿小腿状况是影响摆动腿足速度和射门球速的重要因素；小腿前摆时长、摆幅的差异是造成不同高度射门足速度差异的直接原因。
根据前文分析从人体解剖结构角度不同高度射门所能达到摆腿速度和足速度并无显著差异。但在实际射门中却存在差异。蔡尚明[16]提出：支撑脚位置和支撑腿膝角大小可能会对球速产生影响，但目前没有相关研究证实。表2结果中支撑腿与球垂直距离跟各高度射门触球即刻膝角、小腿前摆角速度、小腿前摆幅度、小腿前摆时间呈正相关。前摆加速度没有差异的情况下，前摆幅度越大，前摆时长就越长，最终前摆角速度和足速度就越快。在一定范围内，支撑脚与球垂直距离越远，射门球速就越快。但具体范围有待进一步研究，且可能与人体下肢长度有关系，但目前无相关研究。表1结果显示3种不同高度射门其支撑脚与球垂直距离，具有显著性差异。因此推论，不同高度射门间支撑脚与球垂直距离差异，导致其间射门球速的差异。
5）根据地面球、1/2膝关节高、膝关节高度脚背正面射门中，球速、支撑脚与球垂直距离与落入球门区域关系发现，球速较快和支撑腿距球较远的射门球主要落在球门上半部，球速较慢和支撑脚距球较近的射门球主要落在球门下半部。前文分析在一定范围内，摆动腿前摆加速度一定的情况下，支撑腿与球垂直距离越远，射门球速就越快。乔建平[17]认为，脚背正面射门支撑腿过于靠后，球易踢高。射门的球一定要控制在一定范围内，不能只追求球速。而对照组不需要考虑射门精准度的因素。脚背正面踢球技术动作中，摆动腿的摆动是前后方向，直线摆动，所以髋关节和膝关节不能左右摆动变化。踝关节和脚面必须保持紧绷，在整个射门动作中踝关节角基本保持不变，依靠髋、踝关节突然的位置变化控制出球高度是难以实现的。脚背正面射门只能通过控制膝关节角和脚背与地面夹角控制球的高度。根据图像分析观察到，脚触球即刻膝关节角、脚背与地面夹角越小踢出的球路就越低，反之亦然。前摆期摆动腿的摆动轨迹类似扇形，摆动腿与支撑腿平行的瞬刻（后文简称平行瞬刻），脚趾尖的位置为整个轨迹的最低点。在前摆期开始至平行瞬刻，摆动腿运动轨迹是向下的，通过平行瞬刻后，摆动腿的运行轨迹开始向上。踝关节角一定，摆动腿运行轨迹越向上，膝关节角、脚背与地面的夹角越大，踢出就越容易高。为了把球射在门框范围内，就需要在触球时把膝关节角、脚背与地面的夹角控制在一定范围内。通过缩短前摆期时长，令脚更早触球是控制角度的有效途径。在摆动加速度一定的情况下，缩短摆幅可以使前摆期缩短。而摆动幅度是由支撑脚与球垂直距离决定的。所以脚背正面射门中支撑腿与球垂直距离可以决定射出的球的速度和高度。地面球、1/2膝关节高度、膝关节高度3种位置的球，地面球摆放高度最低，同样球达到门内相比1/2膝关节高度、膝关节高度的球，踢地面球，球飞行轨迹上升高度空间最大，前摆期也可以最长。所以踢地面球摆动腿前摆最充分，击球瞬间足速度最快。其余两个高度位置踢球足速度差产生的原因与此相同。所以会出现随着踢球位置高度的增加，足速度和球速度出现递减趋势。
综上所诉，通过控制支撑腿与球垂直距离可以控制脚背正面射门的球速、球路、动作时间。
3.2 动力学特征
脚背正面射门动作3种不同高度踢球，前后方向触球瞬间地面的反作用力，呈现出随着踢球高度的增加力值减少的趋势；左右方向踢地面球的触球瞬间地面反作用力明显大于踢1/2膝关节高度、膝关节高度。任何高度位置射门的球速与支撑脚着地所受地面反作用力不存在线性相关关系，可以认为在脚背正面射门时支撑脚所受地面反作用力对射出球的球速可能没有直接影响，人体关节具有伸缩、固定、支持等功能[18-19]。据此判断，足球踢球支撑脚主要扮演一个固定支持的功能，可能是为了方便髋部的扭转及动力链在击球腿的执行。Adrian认为，当支撑脚接触地面，其作用就像扎根于地面，对抗髋关节向前的运动[20]。Barfield提出，支撑效果取决于支撑腿膝关节的用力及屈伸程度。着地支撑时，人体需要保持身体的动力，以控制平稳，因此膝、踝关节要以离心收缩的方式适度弯曲。在前摆球阶段，人体是以稳固支撑，为了增加踢摆的力量，支撑脚膝、踝关节作蹬伸动作，使摆动腿充分发出击球的力量[21]。
综上所述，任何支撑脚受到的地面反作用力与踢出球的球速无关，支撑腿在踢球过程中主要负责固定支撑、维持平衡使摆动腿充分发力击球。
本文采用液氮深低温保存的猪主动脉瓣，随着保存限时延长分析瓣膜生物力学特性及差异性，以期为今后临床应用奠定理论基础。
资料与方法
实验过程：于猪宰杀后30min内清洁条件下取出心脏，经过取瓣、修剪、灭菌培养等处理，制备20只主动脉瓣膜，分别随机分成5组，通过程序性降温，采用液氮冷冻（-196℃）保存，将瓣膜完全浸润在冻存液中。分别经过2周、4周、6周、8周、10周深低温储存后，解冻后测定不同储存时限瓣膜生物力学指标。
检测指标：生物学检测指标主要有组织厚度，组织含水量，热皱缩温度；强度、组织伸长比。
统计分析：所有数据资料均以（χ±s）表示。采用SPSS 13.0、SAS 10.0统计学软件进行统计处理，所有数据正态性检验后，两样本均数采用组间或配对t检验，显著性标准为P
结果
深低温保存不同时限5组瓣膜厚度、组织热皱缩温度及组织含水量随着保存时限延长呈逐渐递增趋势（f=8.238，p=0.074），但无统计学意义；破坏强度及伸长比各组间存在明显差异，经统计学检验有显著性差异，见表1。
讨论
由于目前临床运用的人造心脏瓣膜
存在诸多的缺陷，机械瓣膜耐久性很好，但是术后抗凝的不当会引起出血和血栓的发生，组织工程瓣膜能很好地解决这一问题。最近研究表明其在细胞方面：不易黏附上去，胶原、弹力蛋白和蛋白聚糖等天然固有成分的缺失，力学性能较差。其主要原因为静态环境下培养的瓣膜上的内皮细胞黏附力低下，同时人体心脏瓣膜的结缔组织具有复杂的结构和分布形式，以耐受瓣叶起闭过程中不断变化的应力作用。以上研究提示生物瓣膜的细胞和纤维支架两者都是造成瓣膜衰败的重要因素。
同其他类型瓣膜相比同种瓣膜术后患者无须抗凝治疗，广泛应用于瓣膜替换手术及婴幼儿复杂先心病矫治术中。1962年Ross首次把人同种异体主动脉瓣应用于临床并取得成功，1986年O'Bfien首创了液氮超低温冷冻保存技术，提高瓣膜耐久性，有效地减少了由人工瓣膜引起的心内膜炎的发生率。其机制主要在于深低温环境可中断细胞的代谢，将损伤减到最小。同时，有文献报告冷冻保存技术能抑制移植物内皮细胞黏附因子的表达。因此目前如何提高同种瓣膜质量与最适宜保存时限之间的关系受到学者们越来越多的重视。
活性同种瓣膜是指细胞或组织维持自身和与外界能进行正常交换的能力。而正常心脏瓣膜细胞成分又由内皮细胞及间质细胞构成，内皮细胞维持瓣膜表面的张力和通透性，抵抗血流冲击导致的损伤等；而瓣膜间质绌胞除了对瓣膜基质的改建、重构及对损伤的修复具有重要意义；细胞外基质是生物力学性能的主要决定物质，也提供了细胞黏附生长的正常结构和生理环境。
同时在实验研究中发现瓣膜组织在程序降温及深低温保存后呈现一系列的变化，最早的改变是细胞固缩、水肿等现象。更严重的是细胞出现碎裂。整体看来，细胞结构模糊。这样变化解释了该实验中，通过检测生物力学发现瓣膜组织在瓣膜厚度、组织热皱缩温度及组织含水量随着保存时限延长呈逐渐递增趋势。生物力学性能中主要决定物质的细胞外基质在深低温环境下受到不同程度的破坏，造成各实验组随着时间推移破坏强度及伸长比逐渐下降的结果，符合以前临床和动物试验的结果。
国内外动物实验和临床研究表明，新鲜同种瓣膜活性好，瓣膜退化率高，因而瓣膜耐久性较差。深低温保存的瓣膜在体外培养中显示细胞增殖活跃。我们此次实验表明应用深低温技术保存后的心脏瓣膜在瓣膜厚度、组织热皱缩温度及组织含水量随着保存时限延长呈逐渐递减趋势，分析各组间差异无统计学意义。破坏强度及伸长比各组间存在明显差异，分析其原因可能由于降温过程中由于冰晶的形成和渗透压的剧变等一系列原因导致细胞的损伤和死亡，而细胞内液中的水分子来不及渗出而在细胞内结冰，损伤细胞膜和细胞的超微结构。细胞在高渗状态的细胞外液和防冻剂的细胞毒性作用中暴露时间延长，而受到损害程度越大。从而影响瓣膜的质量，这就说明为什么随着深低温保存时间延长，进而降低瓣膜组织的破坏强度及伸长比逐渐下降的实验结果。
液氮保存的生物瓣膜在临床应用中显示了良好的近中期效果，但长期耐久性还有待提高。目前，加强和改善生物瓣的制备和保存，改善远期疗效仍是心血管外科研究的热点问题。
摘要：目的 了解不同桩核材料对下颌第一磨牙残根及桩核冠的生物力学影响，为患者提供最合适的治疗方案。方法 采用 CT 扫描获取影像数据，再通过软件处理，建立了下颌第一磨牙残根桩核冠修复体的三维有限元模型，将实验对象分为三组：第1组为金合金桩核材料，第2组为钛合金桩核材料，第3组为氧化锆全瓷桩核材料。研究三组材料在弹性模量、剩余牙本质上各项应力峰值、桩核应力峰值的变化。结果 随着材料弹性模量的增加，桩核上应力、最大主应力、剪切应力的应力峰值呈现逐渐增大的趋势。金合金、钛合金、氧化锆全瓷桩核材料修复后，弹性模量逐渐增加，剩余牙本质上应力、最大主应力、剪切应力的应力峰值呈现轻微降低的趋势。结论 随着桩核材料弹性模量的增加，剩余牙本质上各项应力峰值轻微降低，而桩核上各项应力峰值逐渐增大。
关键词：不同桩核材料；磨牙残根；桩核冠；生物力学
随着根管治疗的技术日益完善和口腔材料的不断发展，各种大范围牙体缺损的患牙，包括残冠和残根，基本可以通过桩核冠修复的方法得以保存。因此，作为口腔修复工作者在接触大范围牙体缺损的患牙时，在选择桩核冠修复，应该考虑如何增强患牙的抗折性能。现在桩核材料有金属类、全瓷材料和纤维树脂材料。其中弹性模量是衡量桩核材料最重要的生物力学性能之一[1]，弹性模量大小会对牙本质上的应力分布及大小产生影响。通过了解材料选择对磨牙桩核冠修复体的应力大小及分布的影响。为临床实践选择合理的桩核修复设计提供参考依据。
1资料与方法
1.1建立有限元模型 建立磨牙残根桩核冠修复体三维有限元模型[2]。全冠为玻璃陶瓷，全冠和桩核与牙本质间的粘结剂为磷酸锌粘结剂，模型各部件的参数条件均同一实验，所有操作均有本人完成，保证实验的准确性。
1.2桩核材料 进行不同的属性设置，根据实验设计需要，将实验对象分为三组：第1组为金合金桩核材料，第2组为钛合金桩核材料，第3组为氧化锆全瓷桩核材料。
2结果
随着材料弹性模量的增加，桩核上应力、最大主应力、剪切应力的应力峰值呈现逐渐增大的趋势，见表1。金合金、钛合金、氧化锆全瓷桩核材料修复后，弹性模量逐渐增加，剩余牙本质上应力、最大主应力、剪切应力的应力峰值呈现轻微降低的趋势，见表2。
3讨论
对残冠、残根进行修复选择桩核材料时，考虑生物相容性和生物力学性能是首要因素，而弹性模量是衡量桩核材料最重要的生物力学性能之一。在临床中桩核材料有金属材料、全瓷材料和纤维树脂材料。本课题采用CT扫描获取影像数据，再通过软件处理，建立了下颌第一磨牙残根桩核冠修复体的三维有限元模型。在此模型上，对不同桩核材料修复下的下颌第一磨牙残根桩核冠修复体进行了受力分析包括应力、最大主应力、剪切应力峰值进行了探讨。
本实验研究发现，不同桩核材料对下颌第一磨牙剩余牙本质应力大小和分布有着不同的影响，随着桩核材料弹性模量的增加，剩余牙本质上的应力峰值呈现轻微降低的趋势。有的学者人为，高弹性模量的桩会承担较多的应力，减少向剩余牙体组织的应力转移，对剩余牙体组织有保护作用，而低弹性模量的桩将应力更多地转移给剩余的牙体组织，从而降低自身应力，这对桩有利，而增加了患牙的应力[3]。本实验发现的剩余牙本质上的应力变化趋势和上述研究结论一致。但是，从剩余牙本质上的应力峰值减小的绝对值来看，弹性模量由94 Gpa增加到198 Gpa，牙本质上的应力峰值降低的效果并不明显。因此，可以看出，磨牙残冠、残根在采用桩核冠材料修复时，桩核材料的弹性模量与剩余牙本质上的应力大小和分布与变化关系并不大。
本实验研究发现，随着桩核材料弹性模量的增加，桩核上的应力峰值呈现逐渐增大的趋势，虽然不同桩核材料会对下颌第一磨牙桩核应力大小和分布产生影响，但对桩核的抗折性影响不大，发生桩核折断的可能性很小。
综上所述，虽然桩核材料对剩余牙本质应力及桩核的应力产生一定的影响，但是本实验只是对下颌第一磨牙残冠、残根桩核冠修复体的三维有限元模型进行的静态受力分 析[4]，而患者口腔中的磨牙残冠、残根桩核冠修复体的受力是循环反复、动态变化的。次外，所做的实验均是在假设剩余牙本质、桩核在受力后未发生折断，粘结剂未发生粘结分离等前提条件下进行的，而任何因素发生破坏，均会引起修复体整个应力重新分配。因此，在进行磨牙残根桩核冠修复时，临床医师应将力学分析和临床研究有机结合，为患者提供最佳的治疗方案。
摘 要：在技击中能完美地保持身体平衡是致胜的关键，太极拳的基础身法所遵循的四字诀，即“松空圆活”，就处处体现了保持自身身体平衡的基本原则。本文利用生物力学的基本原理，对“松、空、圆、活”与人体平衡之间的关系进行了分析。
关键词：太极拳； 生物力学； 身体平衡； 松空圆活
太极拳技击的最终目的，就是善保自己，战胜对方，也就是在使对方失去身体平衡而摔倒的同时，一定要保持自身的身体平衡。因此，太极拳的每一个技击动作都是以善保自身平衡为基石的。太极拳的基础身法，即“松空圆活”，就充分体现了这一点。下面本文将对“松空圆活”与身体平衡之间的关系作生物力学分析。
一、“松、空、圆、活”的基本概念
1.松、空
松是太极拳的基础身法，太极拳中的“松”，指的是身体的肌肉骨节必须松开，不能僵硬。就是重心下沉，肌肉与骨骼有分离之感，称之为松。放松有两个部分组成，一是肢体的放松，二是精神的放松。
肢体的放松，就是松开全身的各个主要关节，至少把手指、手腕、肘、肩、颈、头部、脊柱、肋、腰、胯、膝、踝、脚趾等部位都松开，其目的，就是把身躯、四肢这些人身体的“五根棍子”变成“柔若无骨”的状态，松透周身上下内外，打开、畅通人体的所有关窍要道，使气血运行周身通畅，做到从上到下、由里至外同时放松，使内外均匀舒适，没有一丝一毫的拘谨、紧张，这样才能做到不偏不倚，重心也可灵活移动。在太极拳的练习过程中，松腰最为重要。但需要说明的是，松并不等于懈，就像我们用的松紧带，当拉伸它时，外形上是伸开了，松了，但它内在的力量紧了，当我们把它向回收的时候，从外形上是紧了，但是它里面的内劲已经松了。因此，松不是把自己变成一盘泥，而是松中有紧，松到最后也要有膨力，不能懈，也就是要松而不懈，紧而不僵。这里的“紧”是要求在放松关节、拉长韧带的同时，骨节之间要对准，只有这样，身形动作才可以灵活地移形换位。
精神的放松，就是调整内心，不慌乱、不紧张、不拘谨、不自我设限，始终保持心气平和、愉悦自然、内在充实的状态。总之，松是太极拳练习体系中最基础、最根本的内容之一。
太极拳的“空”有两重含义，一是肢体形态的空，二是思想上（精神）的空。“空”，是由松柔中来的，是意识的感觉。肢体形态的空，需要肌肉骨节松开，含胸拔背，沉肩曲肘，松腰落胯，轻灵沉着。外形柔顺如水，但内在又蕴有巨大的力量。当被对方击中时，让对方感觉好像打在了棉花上一样，沉陷其中，或者就像击入水中一样被水吞没。这就是太极拳的空。
思想上的“空”，是指思想上没有一丝杂念，精神放松，进入静态，把自身融入自然，是一种不思不想的状态。但这种状态并不是对外界没有任何反应的“死静”，而是能映射万物，反应灵敏。这种反应也不是反击，是随式就势，轻移重心，使对方的击打落空，同时将对方的强劲吞没，从而达到“引进落空”的效果。在练习太极拳的过程中，思想和肢体形态上的“空”是不能分开的，“空”是在思想引导下经长期的肢体训练得来的，是经过推手和实战的反复磨练才能练出来的。
2.圆、活
在太极拳的攻防身法中，“活”指的是灵活，身形灵活多变，是在身体中正、中定的前提下的“活”。“圆”是指手脚、身形的运行轨迹非圆即弧，前一个动作和后一个动作要连贯，没有断续处。这种独特的运行方式具有圆滑、灵活、阻力小的优势。太极拳中身走螺旋，手脚缠丝，就是每招每式都走螺旋、缠丝劲，每个架式都是圆弧形式的运动，架式要走的圆滑，不能有凸凹处，缠丝、旋转的速度要均匀，有蓄有发。人体的头、肩、肘、手、脚、膝、胯及前胸、后背都能单独旋转或走弧线。这种运动形式既可节省空间距离，又能省力，身形旋转时还会产生离心力，非常圆活灵便。太极拳中所说的“引进落空”，“四两拨千斤”等神奇的效果，就全凭这种圆、弧形式的运动。
“活”是由“松”中得来的，没有“活”也不会有“圆”，因此，“松”才是根本。
二、人体平衡机制的生物力学原理
根据生物力学原理，人体平衡所必须的条件是作用于人体的合力为零，合力矩为零。在人体运动过程中，人体的平衡是一种动态的平衡，我们可以将人体看成是由多个环节构成的链状结构，人体的形状、重心以及各个环节的位置可在一定范围内随时改变，因此，人体的平衡与物理学中刚体的平衡有着本质上的区别，也不能简单地用重心的平衡来衡量。
根据人体重心和支撑点的位置关系，可将人体平衡分为：上支撑平衡、下支撑平衡和混合支撑平衡。支撑点在重心上方称为上支撑平衡，支撑点在重心下方称为下支撑平衡，人体重心位于上、下两支撑点之间的平衡称为混合支撑平衡。人体平衡的稳定性取决于支撑面的大小和重心的高低。支撑面是指支撑点的接触面和这些支撑点边缘所围成的面积。一般来说，支撑面大，稳定度就大，支撑面小，稳定度就小。在支撑面不变的情况下，重心位置越低，稳定度就越大。
人体是复杂的生物力学系统，由于人体支撑面边缘为软组织，人体的有效支撑面面积要小于理论上的支撑面面积。另外，当人体有倾倒趋势时，依靠人体自身的自动调节系统各个环节间的相对运动，反射性的改变身体姿势，或移动位置，可建立新的支撑面来重新建立平衡。
在维持人体平衡的过程中，人体的内力也起了重要的作用。人体内力是指运动系统各组织器官产生的力，虽然内力不能改变人体整体的运动状态，但内力可通过对外界环境的主动作用，使人体受到外界环境的反作用，从而影响人体的平衡。
此外，心理因素对人体平衡的影响也很重要，一方面紧张的心理会影响视觉在平衡调节中的积极作用，另一方面，也会影响大脑及其下位中枢对肌肉紧张的调节能力，从而影响人体平衡。
三、“松、空、圆、活”中的人体平衡
1.“松、空、圆、活”首先从心理层面上保障了平衡能力的调节
人体维持平衡的机理非常复杂。目前普遍认为，人体的平衡能力主要依赖于中枢神经系统对来自视觉系统、本体感觉系统和前庭系统感觉信息的整合和对运动神经系统的控制。三种感觉信息在多级平衡觉神经中枢中进行加工整合，经运动纤维传出的冲动来调整梭内肌纤维的紧张性，调节骨骼肌的收缩，指挥肌肉、骨骼系统以随时矫正身体的偏移，达到对人体平衡的稳定。而太极拳运动特别强调意念与动作的协调配合，这样可以有效促进中枢神经系统的灵活性和协调性，只有精神放松了，人体才能达到最大程度的灵活性，才能实现虚实的灵活转换。在太极拳的技击或走式的习练过程中，首先要求从思想上、精神上去体会和练习，然后再从肢体上去练习，也就是说，思想、精神才是起主导作用的。在基础身法“松、空、圆、活”中也是如此，“松”是根本，没有“松”就做不到“空”、“圆”、“活”，要做到“松”，首先要做到精神放松，只有精神放松了，精神不紧张，才有利于经络与气血舒畅运行，才能做到肢体的放松。而“精神”也正是影响调节人体平衡的重要心理因素，精神紧张会造成肌肉过度紧张，从而抱死关节，肌肉把周身骨节抱死形成一体，肢体也就会变得僵硬，就和木墩一样，被人一推一个跟头。只有从心理上真正放松了，人体才可以灵活地通过增大或减小内力，特别是肌肉的用力大小，从而改变作用于人体的力或力矩来影响人体的稳定性。
2.“松、空、圆、活”的肢体走式最大限度地提高了人体的平衡度
太极拳手法在运用中强调圆活，实际上是通过空间力的变化来维持空间力系平衡的过程，达到在攻防变化中保持自身平衡稳定的目的。在此过程中，人体重心的调节能力起到了决定性的作用。人体由206快骨骼组成，都靠关节连接起来负担重量和进行活动，人体每个微小的部位都有各自的重心，全部环节所受到重力的合力的作用点就是人体的总重心。但人体重心的位置是可变的，可在一定范围内移动，甚至人体的重心可移出体外，但重心移动的方向总是与环节移动方向一致，并且重心移动的幅度取决于环节移动的幅度。而“松、空、圆、活”的肢体走式要求身体各个部位非圆即弧，这种运动方式在很大程度上增大了人体的支撑面和支撑点边缘所围成的面积，增大了重心可移动的范围，从而增强了人体在运动过程中的稳定程度。
“松”可以很灵活地通过各个环节的相对运动，使人体质量再次分布，从而改变重心的位置。在肢体走式上首先要求松开关节，把几个大关节先松开（如肩关节和胯关节），但骨节要对准，以便更好地带动其他小关节活动，这样人体的重心才能在运动的过程中灵活转换。人体的脊骨，特别是胸椎和腰椎的松开与贯穿尤为重要，腰脊命门穴为全身重心所在，是调节全身动作的关键，时刻注意命门穴的松沉，微微旋转腰脊来带动躯干和四肢的活动，胸背部的关节要节节往下松沉，重心下降，身体的稳定性可大大增强。这样重心既可以随形而变，随势而流，身体重心的转换又能不偏不倚，灵活不僵，使人体在攻防中的平衡性与稳定性达到协调一致。
综上所述，太极拳中“松空圆活“的基本身法不管是在心理上，还是在肢体走式上，都是以增强人体的平衡能力为基本原则的。太极拳的“松空圆活“必须到推手中去训练和体验，到实战中去磨练，要长时间的练习推手，反复训练，参加实战，才能够体会到它在调节人体协调性、灵活性、平衡性与稳定性中的神奇效果。
摘要：目的 研究可注射性磷酸钙骨水泥注射椎体成形术后对骨质疏松性椎体压缩性骨折的生物力学影响。方法 选用12只骨质疏松性脊柱标本制作腰2椎体压缩性骨折模型，分为实验组和对照组，分别应用可注射性磷酸钙骨水泥与聚甲基丙烯酸甲酯骨水泥椎体成形术后，进行生物力学检测。结果 腰椎标本椎体注射成形后，其刚度、最大载荷、最大位移与术前相比，均有所改善，差异具有统计学意义（P
关键词：可注射性磷酸钙骨水泥；骨质疏松性椎体压缩骨折；生物力学
骨质疏松症（Osteoporosis，OP），是目前世界人口老龄化重点防治的病症。可注射磷酸钙骨水泥因其良好生物相容性、可降解性、骨传导性及可塑形性等优点已应用于临床床骨缺损的修复与重建与修复，骨质疏松的治疗[1]。本实验拟比较可注射性磷酸钙骨水泥（calcium phosphate cement，CPC）与聚甲基丙烯酸甲酯（polymethylmethacrylate，PMMA）对骨质疏松性椎体压缩性骨折椎体成形术后的生物力学影响，从而为其防治骨质疏松椎体压缩性骨折提供实验依据。
1 资料与方法
1.1一般资料 12只胸腰段（T6-L5）脊柱标本（均来自湖北医药学院人体解剖学教研室用于局解教学的尸体）。
1.2主要仪器 CPC（上海瑞邦生物材料有限公司）；S-2型PMMA（晨光医用高分子制药厂）；CSS-44300型电子万能试验机（长春试验机研究所）。
1.3实验分组 实验分组：所有标本均摄X线片，以排除先天性畸形、骨折、肿瘤。采用法国DMS公司生产的CHRONOS型双能X线吸收骨密度仪，测定每具标本椎体的骨密度，证实为骨质疏松。12只脊柱标本随机编号平均分成两组，每组6只，实验组：植入CPC组；对照组，植入PMMA组。随机选择腰椎椎体节段，以消除不同的椎体可能造成的生物学差异。
1.4模型制备与实验方法 将椎体从冰箱中取出，室温下解冻24h，将各椎体放置在微机控制CSS-44300型电子万能试验机测试平台上.以距椎体前缘5mm为加载点。先用载荷90 N预载2 min，然后采用位移控制方式加载，速度5mm/min，当载荷位移曲线出现最高点时停止压缩，均在前屈方向造成腰2椎体压缩骨折模型，获得最大载荷和刚度数据。椎体出现塌陷或压缩性骨折的标准是载荷一位移曲线出现了最高点即椎体的抗压力开始出现下降。试验机的载荷信号由计算机记录，并由相应的测试分析软件计算椎体的抗压强度（载荷一位移曲线最高处的载荷数值）和刚度（载荷为弹性范围内曲线的斜率）。力学模型建立后，然后进行正式试验。椎体成形术：直视下采用16G针头经椎弓根穿刺，事先在椎体上方用画线笔标线，以确定进针方向与深度，经右侧椎弓根穿刺至椎体前l，3的中线侧方。选用国产的PMMA和CPC，PMMA按粉（g）、液（rm）比l：l调配，CPC按照粉（g）、液（rm）比l：2调配。在粥状期将其按预设的量用力注入椎体共4ml。所有椎体标本注射后，用生理盐水纱布包裹，放置于密封塑料袋中。室温下放置24h，行生物力学性能测试，获得骨水泥固化后椎体的最大载荷和位移，明确其刚度。
1.5统计学分析 采用SPSS19.0软件处理，计量资料比较采用x±s及t检验，以P
2 结果
两组术后刚度、最大载荷、最大位移比较：术后两组刚度、最大载荷、最大位移与术前相比，均有所改善，差异具有统计学意义（P
3 讨论
普通骨水泥，即聚甲基丙烯酸甲酯，是现行最常用于强化椎体成形术的材料，经PMMA强化后，椎体的最大载荷可提高至原来的2～3倍[2]。但是，PMMA在聚合反应是发热反应，局部温度可高达100℃以上，如果发生渗漏存在引起脊髓、神经受损等的严重后果的可能；还有PMMA会以永久性异物的形成存留于体内，不可降解[3-4]，加之已有采用大量的PMMA作压缩性骨折椎体成形术强化的研究文献报道[5]，故在本实验设计中纳入PMMA强化组作对照。本实验中所用的强化材料是采用独特的生物工程工艺所合成的新型可注射性磷酸钙骨水泥CPC，其主要是用于骨缺损修复与重建。选用这种材料作为椎体强化材料，在于材料兼具可注射性、生物可降解、骨传导及成骨等优点，以期规避PMMA的部分缺点。
本实验研究结果显示，在术前两组的椎体高度、刚度、最大载荷、最大位移均无明显差别，而手术后，CPC组椎体高度、刚度、最大载荷、最大位移较PAMA组比较均明显改善，说明与聚甲基丙烯酸甲酯骨水泥相比，注射性磷酸钙骨水泥可以更有效地恢复骨质疏松性椎体压缩性骨折术后力学性质。
本实验在实施过程中也有不足之处，如虽然强化材料的注射剂量采用了统一的4ml，提高了组间的可比性，但与临床实践中尽量多注的实际是不相符的，存在低估材料的强化效应的可能。同时，鉴于本实验室条件所限及临床和实际需要，只做了椎体的生物力学实验，以后的研究中我们会进一步做椎体的的扭骨形态及骨质量等实验。但是，CPC具体通过何种机制和途径作用于骨质疏松症椎体力学重建。
摘 要：网球比赛中一分的开始是发球，发球质量的高低直接决定这一分的归属，而且发球是网球比赛中唯一由自己控制而不受对方干扰的技术动作，世界上高水平的选手无不把发球作为自己最重要的武器之一。而我国选手与世界网球水平相差较大主要原因就是发球上的差距。因此对于发球的研究在理论上及实践上均有重要意义。随着网球运动的普及，对网球相关生物力学研究近年来呈上升趋势。从生物力学的角度上去分析发球动作，可以为运动员提供更为科学的依据和实际的指导，意义重大。
关键词：网球发球；生物力学；文献综述
动作构成技术，因此动作是我们研究的重点。而用生物力学的知识和方法去研究网球的发球特征，研究方法和研究内容无疑是最重要的一环，而研究方法又离不开研究设备，可以说目前研究设备也从一定程度上直接影响了这篇论文成果的好坏。关于发球生物力学的研究有人做过专门的统计。蒋婷在她的《国内网球生物力研究现状及发展―基于2007-2011年4种文献来源计量分析》中指出2007-2011年，优秀期刊、优秀硕士论文、博士论文、重要会议各自研究网球技术生物力学所占的比例分别为12.9%、51.6%、3.2%、32.2%，其中优秀硕士论文研究网球生物力学的最多，占51.6%。此外，5年中，优秀期刊发表的关于网球生物力学的论文仅4篇，充分说明这类研究并没有成为热点。根据文献论文内容的主要特征，结合生物力学及网球项目相关理论，可以将检索到的论文分别归入3个不同的研究方向，即技术分析（运动学、用力学、生物学）、损伤（骨、肌肉）、装备（鞋、拍弦）。从本次统计来看，技术分析独占鳌头，共计23篇，占74.2%；其他方面的研究相对较少，损伤12.9%（4篇），装备12.9%（4篇）。技术动作分析受到更多的关注，主要是因为技术分析的设备日益进步和完善，生物力学研究受仪器设备的制约。这篇文章很全面的介绍了目前国内一些比较有价值的论文的分布情况及总体研究情况，让我们对整个研究水平有了初步的印象。
马大慧在《运动生物力学在网球运动中的应用分析》中给我们提出了一些比较好的运动生物力学与网球运动的结合点，我们可以从运动生物力学的力学理论研究方法，实验研究方法，力学理论研究方法和实验研究方法紧密结合等方法去研究网球的特征，当然这些方法也可以用到发球的研究中去，使我们的方法更具有科学性和方向性。下面从研究方法和内容方面入手对所查阅到的文献进行简单阐述。
刘卉（2000）以6名国青网球运动员和2名北京队青年网球运动员的大力发球为研究对象。采用美国Peak三维高速录像系统进行拍摄，拍摄频率为120帧/s。采用爱捷人体信息研究所的录像分析系统对发球动作技术的运动学数据进行测量与分析。依据对录像带的观察及发球实验时的现场评价，对每个运动员三个好球中质量最好的一次进行解析。所得数字化数据采用数字滤波法进行平滑处理。她的研究揭示网球大力发球属鞭打类动作的特征并论证和全面阐述了网球大力发球技术的运动生物力学原理。同时通过对运动员发球技术的对比，得出抛球的方向、高度和身体下蹲的深度均会对整个发球动作技术起重要影响；通过对下肢运动的观察，提出影响“搔背”动作阶段的因素主要是下肢蹬伸、躯干扭转、屈肘和上臂外旋的幅度、速度及它们之间的配合，同时还认为“搔背”动作时身体各环节活动的同步性是高质量合理动作的特征；提出击球动作并非挥拍动作的自然过渡和延伸，而是有其本身技术特征的相对独立的动作技术；她还通过对身体各环节最大速度出现时间的比较，认为可将鞭打动作的基本理论作为网球发球动作技术的理论基础。这篇文章在国内具有比较高的地位，无论是研究对象还是研究方法对后来的研究者提供了很好的参考，同时所得出的结论对我们平时训练也很有参考意义。
刘保华（2008）以2007年9月在北京举办的中国网球公开赛中5名优秀女子网球单打运动员为研究对象。采用两台100HZ的摄像机在比赛现场进行拍摄，对我国顶尖女子网球运动员彭帅与4名世界顶尖女子网球运动员发球技术的速度特征进行了生物力学分析。研究结果表明在第一发球速度上，4位世界优秀运动员明显高于彭帅。4位世界优秀女子网球运动员在球拍速度、右手速度、右手腕速度、右肩速度、右肘速度右髓与身体重心的速度这7个参数因子载荷值的贡献排序运用较为合理，而彭帅则不够合理，表现在球拍的因子载荷值明显低于右手与右手腕。这篇文章从科学的角度分析了彭帅发球当中所存在的问题，可以据此对她做出指导
林建健（2009）选取2名职业网球运动员，4名专业网球运动员和6名业余网球运动员为测试对象利用，Qualisys红外远射测试系统（六个镜头）对运动员发球动作过程进行测试。拍摄频率为200幅/秒。同时用Kistle测力台系统与Qualisys同步，采集运动员的动力学数据。结果显示：在抛球过程中我国高水平运动员抛球臂关节角度变化幅度和屈膝最大角度均小于低水平运动员。在蹬伸过程中，我国高水平运动员膝关节最大角度和腿部发力效率均大于低水平运动员，膝关节最大角度和最小肘关节角度均小于国外优秀运动员。在击球过程中，我过高水平运动员身体各环节最大角度速度和击球高度与身高比均大于低水平运动员，且具有显著性差异。对比国内的高水平和低水平选手特征，可以使低水平的选手找到自己的问题所在，从而有目的改进。
蒋川（2009）年以我国优秀网球运动员杨意民、国际著名选手阿加西和张德培为研究对象。利用两个PULNIX摄像头（频率为120Hz）采用定点、定焦、定距的方式进行外同步拍摄方式，对杨意民大力发球动作进行拍摄。采用美国ARIEL三维图像解析系统对杨意民、阿加西和张德培的技术动作进行解析。阿加西和张德培的发球技术动作录像由美国ARIEL公司提供，拍摄频率为50HZ。结果发现：杨意民发球时身体主要环节的用力顺序符合鞭打动作规律，且击球点的高度较为合理。但是其抛球技术还有待改进，其抛球最高点与击球点之间的落差较两位世界级运动员的偏大，即杨意民在抛球环节存在抛球过高的问题。杨意民的挥拍臂形成有效的用力前，“搔背”姿势所需时间明显过长，且拍头最低点高于身体重心高度，反映出杨意民的“搔背”动作不够充分。杨意民的挥拍速度以及拍头速度较阿加西、张德培存在较大差距，尤其是在击一球瞬间，阿加西的拍头速度是杨意民的1.69倍，而张德培的拍头速度更是达到杨意民的1.71倍之多。杨意民下肢蹬伸充分，但在脚蹬离地面时身体重心上升的速度和击球时身体重心的高度跟世界顶级选手相比仍有一定差距。
孙宇亮（2011）以2009年底在江门网球训练基地冬训的8名国家网球队女队员为研究对象。研究对象站右发球区，大力发球。利用两个ZOOHz的高速摄像头对运动员进行同步拍摄。利用直接线性转换（DLT）算法对二维图像进行三维重构。数据处理采用北京体育大学视迅解析系统对运动学指标进行解析，应用Qtools、EXCel等数据处理软件进行计算。根据国家网球队教练的评价，每名运动员取三个好球中质量最好的一次进行解析。所得数字化数据采用数字滤波法进行平滑处理。得出结论有：我国网球运动员发球时抛球较高，建议降低抛球高度。相对于FB技术，FU技术能使运动员获得更大幅度的躯干扭转角度。根据运动员实际情况选择合适的缓冲技术。缓冲结束时刻，部分运动员存在过度顶髓的现象。这造成下肢发力不充分，最终导致球速下降。建议在此时刻保证重心投影位于在两腿之间。“搔背”动作是典型的超越器械动作，下肢的充分蹬伸是此动作完成质量的保证。因此运动员在平时的训练中应注意下肢的爆发力训练。这篇文章的研究方法和结论都有具体意义，值得国家队的女队员进行参考。
BrianJ.Gordon（2006）通过三维录像解析法对9名优秀的网球运动员进行了测试。他们在上臂和前臂套上了带有标志球的环，在肩关节周围皮肤上贴了标志球。由于计算关节和环节的扭转角度。结果详细阐明了发球过程中人体各部分的扭转情况，指出在临近击球时刻，肩关节屈伸运动和内收外展运动对于拍头速度的贡献微不足道。这篇文章的研究结果使得我们平时的一些错误观念得到了重新的认识。
综合研究的情况来看，国外学者利用运动生物力学手段对网球发球动作技术做了大量研究，并且阐明了一些发球动作的客观规律。对现今存在的各种各样的技术动作提供了科学理论上的支持，对学习和改进发球技术做了有益的探索和贡献。有的从肌肉发力顺序方面探讨，有的从优秀部位探讨，也有的从动作模式探讨，还有从肌电方面入手等等，可以说已经取得了一定的成绩，而且随着研究设备的技术提高，研究的水平也在提高，但是大多数的研究还是将中国的运动员数据直接和外国运动员的数据直接进行对比，我觉得这存在一定的问题，且不论身高的不同，中国运动员的肌纤维类型与他们也会有不同等等，或者是否可以将他们的数据可以和现在排名较高的亚洲球手进行对比，比如，现世界排名17的日本球员锦织圭等等。再者，我觉得在发球最佳模式的研究方面还有所欠缺，看我们是否能找到一个最适合我们的发球模型。让大家在练习的时候心里有具体的数据可依。作为研究来讲，我们最好是能把各个方面的情况考虑清楚最好，或者就某一方面作最细致的研究。随着未来各种仪器设备的更新提高，研究水平也会越来越深，可以说，生物力学在网球领域的研究还有很大的空间。（作者单位：北京体育大学）
摘 要 通过中国知网查找相关国内外文献，根据体操运动员易损伤部位损伤情况，进行生物力学分析，目的在于从生物力学角度揭示体操运动员关节损伤的内在机制，为体操运动员的后备人才及延长运动员运动寿命提供理论基础。
关键词 运动生物力学 易损伤部位 体操
0前言
体操是我国传统优势运动项目，举国体制使得竞技体操得到快速发展。从历次奥运会中国获得奖牌来看，竞技体操获得的奖牌所占总奖牌的比重在四分之一波动。然而荣耀的背后有鲜为人知的痛苦，由于体操项目具有难、新、力、美、稳的特征，运动损伤现象日趋严重，导致现在运动员过早退役，使运动员的运动生涯提前结束。训练的非科学性造成我国体操运动员严重的运动损伤，影响其进入优秀体操运动员的行列，这不仅给国家带来极大的人才浪费，而且影响我国竞技体操整体水平的提高。因此，分析体操运动过程中容易损伤部位损伤机制，为预防和减少运动损伤、设计专项训练方法等有指导意义。
1运动损伤
1.1运动损伤的概况
运动损伤可分为两类，即慢性劳损性伤和急性一次致伤。前者主要是训练过度、教学组织不当的结果。此类损伤主要有手腕、踝关节的各种慢性创伤性腱鞘炎等；后者最常见的是落地或失手时姿势失常而致伤，此类损伤主要有骨折、摔伤等。研究表明，慢性损伤多于急性损伤。
体操是指练习者在地面上、持轻器械或在器械上，完成依据人体生理、解剖特征及人体运动生物力学原理设计的各种不同难度动作，在空间上展示身体技艺，表现力量、健康、美丽、智慧的一种实践活动。J.E.Taunton提到由于竞技体操竞争较激烈，过去十年竞技体操的队伍不断壮大，由于青少年的骨骼发育不完全，没有针对性的科学的训练方法，足踝、腕骨关节、腰等极易受到损伤。
1.2运动损伤导致运动员过早退役
随着竞技体操动作难度的不断发展和竞争越来越激烈，运动损伤已成为我国体操运动员退役的主要原因。何晓敏以国家队和专业队现役和退役的运动员为研究对象，指出历届奥运女子体操冠军的最佳年龄平均为21岁左右，甚至还有高龄而我国运动员在18岁以前就退役了，潜力还未得到完全发挥，主要原因就是运动性损伤。
2易受伤部位损伤机制
2.1腕部骨关节损伤部位机制分析
体操运动员腕部骨、关节的变异和损伤较常见，学者调查了50名体操运动员，X线征象分析发现体操长期训练导致的损伤主要表现在桡骨远端骨骺骨折、尺骨茎突骨折和舟骨骨折。被调查对象均处于青春期或青春前期，他们的骨骺较周围纤维软骨脆弱，致使其可塑性较强容易损伤。支撑动作对舟、月骨、桡骨远端骨骺关节面施加力量不平衡，则可以形成扭错应力，当这个应力超过了骨骺所能承受的最大限度，骨骺就会破裂。
肌腱是一种索条状没有弹力的组织，当肌肉收缩时肌腱紧张并拉成直线。人体的活动是依靠肌肉的收缩与肌腱的牵引实现的。因此，当肌腱绕过关节或骨骼的隆起部位时，为避免紧张的肌腱滑脱深筋膜就在这些部位增厚成环状或宽平的支持带将肌腱固定，如手腕部位的腕背侧韧带等。
2.2腰部受力特点及损伤的力学分析
腰椎是脊柱的主要承载部分，也是运动损伤的多发部位。所以对于力量型的运动员来说，腰椎的损伤往往意味着运动生涯的结束即过早的退役。采用生物力学的方法研究腰椎运动的力学性质，了解其承载的机制，不仅可以掌握科学的发力动作，充分发挥运动潜能，还可以避免损伤并延长运动寿命。外国学者指出自由体操中空翻、下桥等甩腰动作的多次反复练习，长期的疲劳导致腰椎损伤，腰部是运动链中的优秀部位，优秀部位的损伤直接影响动作技术的提高。
3损伤的康复和预防
任何运动都要遵循人体生物学、解剖学和力学上的规律，利用所学知识指导训练预防和避免一些损伤，还可以有助提高训练的效果。训练负荷不宜太大，合理安排运动量是防止运动损伤高发生率的有效措施。加强优秀力量训练。竞技体操中，身体始终处于非平衡状态的位移之中，优秀部位是人体动力链的中间环节，如果优秀力量弱则身体的平衡能力、稳定性则弱。体操运动员落地时通过两脚踝、膝、髋关节等合理弯曲来减缓压力负荷对人体的伤害并控制平衡。所以，体操运动员经常要控腰来维持平衡，通过腰部优秀部位肌肉力量的整体协调用力保证落地稳定性避免损伤。
4小结
体操运动员运动损伤一般为疲劳积累成的慢性劳损。关于我国体操运动损伤的研究越来越广泛，运动损伤的年轻化趋势令人担忧。运动损伤的预防就显得尤为重要，结合运动生物力学更科学地组织训练，加强优秀力量训练，有效地提高运动技术并预防运动损伤的发生。预防运动性损伤的一套科学理论体系以及国家相关部门对国家运动员因伤退役的安抚措施有待健全和完善。
