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摘 要 采用文獻綜述法對運動生物力學在體育教學中的作用進行綜述，結果發(fā)現：運動生物力學能夠減少學生活動過程中微損傷，促進學生健康鍛煉；運動生物力學能夠有效將體育動作細化，促進學生科學鍛煉；運動生物力學理論教學與實踐相結合，促進學生體能、身體形態(tài)、身體素質協(xié)調發(fā)展。因此運動生物力學在體育教學中起到決定性作用，同時促進合理科學終身體育鍛煉。

關鍵詞 運動生物力學 體育教學 作用

一、運動生物力學在體育教學過程的作用

（一）運動生物力學在徑賽運動項目應用

以時間計算的運動項目稱為徑賽運動[1]。體育教學過程中運動生物力學能夠幫助學生學習技術動作原理，促進學生科學理解體育技術動作重要性，減少學生鍛煉過程中微損傷。走、跑是體育動作中最基本技術，Jim L認為跑、走除了與兩腳與地面接觸后交叉時間有關系外，還與腳與地面接觸的反作用力有關，作用力如果不按合力F方向傳導，就會出現外“八”、內“八”、拖地、螺旋等錯誤的跑、走動作。體育教學中蹲踞式起跑運動生物力學原理可以發(fā)現，膝關節(jié)角度前腿在90-111°之間、后腿在118-136°之間有助于啟動時合速度達到最大值，提高運動成績和減少膝蓋前交叉和后交叉韌帶的微損傷[3]。體育教學中彎道跑應用的公式：F向心力=M（質）×g（重加速）×Tagα等于F圓周向心力=M（質）×V2/R，彎道上F向心力與所跑的半徑（R）成反比，與V2、角度、M成正比[2，4]。因此合理控制F向心力能夠有效調控身體鍛煉時協(xié)調能力，保證身體平衡，減少體育課堂中學生快速彎道跑造成的摔傷。

（二）運動生物力學在田賽運動項目應用

以高度或遠度計算的項目稱田賽運動[1]。田賽運動是體育教學過程應用運動生物力學較多的運動項目，如跳高、鉛球等。有研究發(fā)現跳躍類的運動項目包含了F水平和F垂直、F合三方面的作用力。跳高是跳躍類里典型的運動，它由F水平力、F垂直力、F合構成，助跑是由F水平力，起跳是由F垂直力，騰空過桿是由F合構成，三者構成跳高完整力學系統(tǒng)，但他們都與速度、角度、質量有關，合理分析運動生物力學有助于學生學習，減少錯誤動作帶來的機體的損傷。鉛球是發(fā)展力量素質練習的一項重要的考核指標，根據運動生物力S=V0/g[sin2α/2+cos]公式學分析鉛球遠度，結果發(fā)現鉛球V0、角度、H有關系[5]。因此可以發(fā)現，合理利用生物力學，能夠促進學生學習興趣，也能幫助學生科學合理的鍛煉力量素質。

二、運動生物力學理論教學與實踐相結合作用

運動生物力學可以直接利用到體育教學課程中，促進體育教學動作的細分，為科學合理體育運動奠定基礎，使競技體育成績提高和方法的內源理論基礎提供保障，同時作為交叉學科在實踐中必不可少缺少。著名的鉛球教練帕克根據運動生物力學原理制定訓練計劃，促使21歲的巴恩斯創(chuàng)造23.12米世界紀錄。邁克?鮑威爾於采用力學分析原理，對跳遠動作細分，找到提高動作途徑，最終在1991年東京奧運會上創(chuàng)造了8.95米世界紀錄。隨著科學發(fā)展，生物力學越來越被人重視，有人提出DLT，Kistler，AMTL三維測力平臺系統(tǒng)、等速測力儀測試系統(tǒng)，力學測量有測角儀、慣性傳感器、加速度儀、位移傳感器、力傳感器等，以滿足不同運動項目的多種需要，此外圖像自動識別儀器、高精度紅外光點遙測分析系統(tǒng)、磁感應儀器、數學力學模型。因此，可以發(fā)現運動生物力學器材出現有助于體育教學過程多遠化的發(fā)展，同時推動了運動生物力學與教學實踐相結合，改善了不合理運動規(guī)律，有助于評價學生的身體機能和素質。

三、運動生物力學在體育教學中決定性作用

運動生物力學是研究運動與身體鍛煉受力關系，它能夠貫穿每個動作即運動模型。每個動作都是符合解剖學、運動生物力學、運動規(guī)律，運動模型將力與身體運動軌跡看作了質點運動，分析人體各結構運動與運動規(guī)律之間關系，成為體育教學中重要的理論依據[6]。運動生物力能夠細化動作技術原理，促進體育教學工作，優(yōu)化教學課程內容。把運動生物力學與田賽或徑賽的運動項目相結合，增強了學生體能、身體形態(tài)、身體素質協(xié)調發(fā)展，使教學過程更為豐富，達到通俗易懂。因此，運動生物力學在體育教學中起到決定性的作用。

四、小結與展望

運動生物力學在體育教學過程中作用不容忽視，它驅動體育教學力學原理，加強了學生科學合理的鍛煉身體，促進了體育教學過程多元化，豐富課程教學內容。運動生物力學細化的體育教學過程中動作，使體育教學內容簡單性，通俗易懂，增強學生身體形態(tài)、素質、體能的協(xié)調發(fā)展。運動生物力學能夠把解剖學、運動規(guī)律、動作運行軌跡緊密結合起來，這在體育教學過程中起到決定性作用。

隨著時代進步，運動生物力學作為一門交叉學科已在國內多個體育院校開展，但該學科數學和物理知識較多，體育專業(yè)學生學起來比較吃力，因此如何使該門學科得到充分的發(fā)展還需要進一步探討。國內運動生物力學的人才比英、美、意大利等國家參與社會實踐活動要少，建議教育部門讓更多運動生物力學人才到社會實踐中指導各階層的人科學合理鍛煉，促進終身體育觀念。在體育教學過程中盡量淡化考核成績，注重體育運動生物力學在教學過程，提高學習的興趣。

參考文獻：

[1] 孫慶祝.體育測量與評價[M].高等教育出版社.2006.7.

[2] 陸愛云.運動生物力學[M].人民教育出版社.2010.6.

[3] 唐斥非.蹲踞式起跑運動生物力學分析[J].宜春學院學報.2008.30（4）：125-126.

[4] 尹明月，徐燕來.彎道跑的力學原理與技術特點[J].科教導刊.2012.12.

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關鍵詞：乒乓球；運動生物力學；研究方法；研究領域

中圖分類號：G804.6文獻標識碼：B文章編號：1007-3612(2007)10-1381-03

隨著現代科技水平的不斷提高，運動生物力學研究手段與方法也不斷地更新，研究內容和層次不斷深入、系統(tǒng)，運動生物力學的研究方法在許多運動項目中有了廣泛的應用，對于認識運動項目技術的規(guī)律和提高運動技術水平，起到了重要的作用。

對于運動生物力學的原理和方法在乒乓球運動項目中的應用，國內外已進行了許多研究，但已有的研究不夠系統(tǒng)和深入，所用的運動生物力學研究方法比較單一，乒乓球專項化的運動生物力學儀器很少，對于乒乓球與球臺或球拍碰撞的原理、乒乓球飛行的運動狀態(tài)、乒乓球動作技術原理等有些方面揭示得還不夠全面或尚未揭示，對于運動器材、服裝的研究很少。

近年來，國際乒聯(lián)對乒乓球競賽規(guī)則的三大改革，以及現代世界乒乓球技術的迅猛發(fā)展，都要求我們要借助于科技的力量和手段，更加全面地、深刻地認識乒乓球運動的規(guī)律，不斷地更新觀念，技術上不斷創(chuàng)新進步，訓練方法上要更加科學合理，以促進乒乓球運動的發(fā)展。本文根據乒乓球運動專項運動生物力學研究的現狀、運動生物力學學科發(fā)展趨勢、以及乒乓球運動發(fā)展的實際需求，對運動生物力學在乒乓球運動中應用的研究領域和研究方法的發(fā)展趨勢進行展望，以期對乒乓球運動規(guī)律有更加深刻而全面的認識，為運動生物力學如何更好地結合乒乓球專項特點為乒乓球運動實踐服務提供借鑒。

1運動生物力學在乒乓球運動中應用的研究領域的展望

從運動生物力學角度來看，乒乓球運動是通過乒乓球和球拍位置的變化（平動和轉動）與運動員機體的活動相結合的一項運動。運動員的擊球動作使球拍和球碰撞后，擊出的球以一定的動量、動量矩落到對方臺面，與臺面發(fā)生碰撞，反彈后再與對方的球拍相碰撞。歸納起來，乒乓球項目中的運動包括：運動員的運動（動作技術）、乒乓球在空中的運動（速度、旋轉、弧線）、乒乓球的碰撞運動（乒乓球與球臺或球拍碰撞）。對乒乓球這三個方面的運動生物力學研究分析需要一定的設備儀器與方法。與乒乓球運動相關聯(lián)的還有球、球臺、球拍等器材以及運動員的服裝。

以往對乒乓球運動的運動生物力學研究在上述方面已進行過一定的研究，但對于乒乓球與球臺或球拍碰撞的原理、乒乓球飛行的運動狀態(tài)、乒乓球動作技術原理等有些方面尚未揭示，或揭示得還不夠全面，對于運動器材、服裝的研究很少。根據運動生物力學和乒乓球運動的發(fā)展趨勢，運動生物力學在乒乓球運動中應用的研究領域，可以預計運動技術研究仍將會占較大比例，同時，在全民健身、運動醫(yī)學、康復醫(yī)學、運動器材、服裝及實驗儀器設備等方面也會開展研制。具體可以開展以下幾個方面的研究：

1） 動作技術診斷；

2） 乒乓球與球拍碰撞、與球臺碰撞的研究；

3） 對乒乓球拍運動的研究；

4） 乒乓球拍、乒乓球運動鞋的研制與優(yōu)化；

5） 乒乓球運動員肌肉、骨骼力學特性的研究；

6） 乒乓球專項測試儀器的開發(fā)；

7） 乒乓球運動員損傷機理和預防的研究。

2運動生物力學研究方法在乒乓球運動中的應用與展望

按研究方法劃分，運動生物力學應用在乒乓球運動中的研究大體可分為兩類: 一是力學理論研究方法，二是實驗研究方法。兩者應當緊密結合，才能使運動生物力學更好地在運動實踐中應用。

2.1運動生物力學的力學理論研究方法在乒乓球運動項目中的應用與展望該研究方法因為是通過模擬手段對人體運動仿真，一般包括5個步驟：1) 確定運動恃征，建立目標函數；2) 選擇模型確定剛體的自由度；3) 建立動力學模型（拉氏方法、Kane方法、雅各賓法等）；4) 實測已知數據并求解；5) 根據求解結果解釋運動規(guī)律，這一步驟是將求得的數學規(guī)律化為體育運動語言對運動技術進行合理的指導。

縱觀運動生物力學在乒乓球運動中應用的現狀，可以看到，以往用的最多的是運用力學原理對一些現象進行解釋。而利用力學理論研究的方法卻很少。根據此研究方法，可以對乒乓球中許多問題進行研究。

如對于乒乓球運動員的傷病的研究，至今還沒有在擊球過程中對腕、肘、肩關節(jié)、頸椎、腰椎等的關節(jié)力和力矩的定量分析，而對其認識有助于對乒乓球運動員運動損傷的認識和預防。可以利用力學理論研究的方法對關節(jié)力和力矩進行推算。以計算上肢各關節(jié)的關節(jié)力和力矩為例。首先確定乒乓球運動員擊球過程中上肢的運動特征。二、建立上肢模型，整個上肢可分為上臂、前臂和手（包括器械）三個部分，根據上肢實際的生理結構和以往生物力學建模的經驗，可將人體上肢簡化為3剛體7自由度的物理模型。三、運用多剛體系統(tǒng)動力學理論中的Kane方法，建立系統(tǒng)運動學和動力學方程，四、通過攝像的方法獲取上肢的運動學參數以及鄭秀媛公布的人體環(huán)節(jié)參數，求出腕、肘、肩關節(jié)的關節(jié)力和力矩。五、根據關節(jié)力和力矩對乒乓球運動員的傷病進行認識。

2.2運動生物力學的實驗研究方法在乒乓球運動中的應用和展望運動生物力的實驗研究方法在乒乓球運動項目中應用現狀是，動力學研究幾乎沒有，運動學測試也不多，所運用到的生物力學儀器很少。所以實驗研究方法在乒乓球運動項目中有極大的發(fā)展空間。

2.2.1常用的生物力學儀器將在乒乓球項目中的廣泛應用許多已經在其他專項中運用較為廣泛的生物力學儀器在乒乓球運動項目中尚未廣泛使用。比如，三維測力臺，肌電儀，足底壓力鞋墊。

三維測力臺可以反映地面對人體的反作用力。運動員擊球的力最終是通過人體蹬地面，同時地面給人體的反作用力而實現的。而對乒乓球運動員地面反作用力的動力學特征的描述至今尚無。

通過在運動員的鞋子里放上壓力鞋墊，可以得出在移動過程中，腳底壓力的分布圖，可以為乒乓球運動員鞋子的設計提供參數。

通過肌電儀可對完成某動作所參與的肌肉活動的強度和時間進行描述，確定主要的參與肌群。用在乒乓球運動員身上，就可以很清楚的知道完成某動作的肌肉用力順序是什么，哪些是主動肌，哪些是被動肌，可為力量訓練提供參考。

2.2.2開發(fā)乒乓球專項化、反饋快速化的運動技術測試儀器這是運動生物力學測試儀器的發(fā)展趨勢，至今為止，在乒乓球界中尚無有此類測試儀器的研發(fā)成功。近年來其他運動項目共用運動學、動力學及生物學指標，測試儀器的質量、功能、效率不斷提高，同時，某些運動項目專用的測試儀器不斷出現。例如，體操項目單杠、雙杠、高低杠、跳馬、吊環(huán)的測力系統(tǒng)、賽艇多參數遙測分析系統(tǒng)、起跑蹬力測試系統(tǒng)、蹬冰力測試系統(tǒng)、游泳出發(fā)測力系統(tǒng)等。

其他專項的研究可為乒乓球專項化的測試儀器提供借鑒，比如考慮是否可以在乒乓球拍上安裝加速度傳感儀。隨著科學技術的迅速發(fā)展，加速度傳感器體積和質量都可以做到非常小，精度可以達到很高，此儀器可以實時監(jiān)控球拍三個方向上的速度、加速度和角速度，并可據此推算球拍的受力情況，以及擊打乒乓球后，球體獲得的初速度。而對乒乓球拍的運動情況的所做的研究非常之少。

如果這些設想可以實現的話，將豐富乒乓球理論知識，對乒乓球運動的實踐將會有快捷的幫助。

2.2.3多機同步測試的研究多機同步測試研究是運動生物力學研究的發(fā)展趨勢。人體運動十分復雜，因此，多機同步測試方法對各項運動技術研究十分重要。由于多機同步測試研究需要的儀器多、經費多、時間長、技術人員多，而且多數動力學指標和生物學指標的測試在正式大賽中很難進行，所以，多機同步研究的報道較少。隨著科學技術的進步和對運動技術研究的深入，多機同步測試研究將會得到較快發(fā)展。

對于乒乓球這項精密的運動，以往的研究多是從一維的視角來進行的，對乒乓球運動的生物力學的研究應朝著多維的研究視角發(fā)展。比如，將攝像系統(tǒng)和測力臺系統(tǒng)同步的測試方法，綜合運動學和動力學的數據對乒乓球運動進行更加深入、全面的認識。

2.2.4生物反饋技術將在乒乓球運動技術訓練中應用運動生物力學測試中提供給運動員、教練員的技術動作的速度、幅度、方向、力量等指標數據，運動員在訓練中很難掌握，如將測試的數據轉換成聲、光信號直接提示給運動員，表示其當前的動作是否達到了要求或某個范圍，運動員接收到聲、光信號后，便馬上做出反應，調整動作的幅度、強度、速度等就容易得多。這方面研究在其他專項中已經取得了一定進展，例如北京體育大學金季春教授指導其博士生閆松華所研制的用于短跑訓練的“測試鞋”，對每一步的著地時間和騰空時間進行實時監(jiān)控，正朝著生物反饋的方向發(fā)展。

生物反饋技術在乒乓球運動技術訓練中的應用也是乒乓球運動項目生物力學發(fā)展的趨勢。

2.3將力學理論研究方法和實驗研究方法緊密結合是運動生物力學在乒乓球運動中應用的研究方法的發(fā)展趨勢力學理論研究方法的基礎是經典力學理論，并應用它解釋分析生物體運動及探索其運動規(guī)律。力學理論研究方法優(yōu)點是能使研究工作更加嚴謹和深人，但由于模擬研究目標和對運動數學化描述的困難，這類研究難度很大，且研究結果與運動實踐尚有一定的距離。所以力學理論研究方法必須輔之實驗和經驗，才能使它在實際應用方面的作用得以發(fā)揮，力學理論方法與實驗測試方法兩者應當緊密結合。前者提供了運動普遍規(guī)律，對分析有理論指導意義，后者是理論研究與實際應用的橋梁，能使研究更好地為運動實際服務。實驗研究方法，通過各種實驗手段，測試記錄體育運動過程，并以此作為依據，結合經驗，對運動技術進行分析對比，從而提出改進技術的意見和建議。這種研究方式是以具體運動員的具體動作作為研究對象。

實驗通常用高速攝影、錄像、測力臺測得運動學和外力參數，用肌電測試儀測得人體內力參數，然后通過數據處理和分析，來診斷運動技術的優(yōu)劣及動作的合理性。這種方法以實驗手段為主，與運動實踐聯(lián)系緊密，能對運動員的技術訓練直接施加影響。但由于該方法研究和實驗的對象是具有個體特征的人，不可避免地造成對共性的運動規(guī)律研究的困難，從而使研究結論難以達到理論升華。因此實驗方法必須和力學理論研究共同發(fā)展、相輔相成，才能使運動生物力學學科漸趨深入完善。

用理論力學理論研究方法和實驗研究的方法對乒乓球運動進行運動生物力學的研究，將提供認識乒乓球運動規(guī)律的多維視角，會對乒乓球運動規(guī)律有更加深刻而全面的認識，進而可使運動生物力學更好地為乒乓球實踐服務。是運動生物力學在乒乓球運動中應用的發(fā)展趨勢。

3總結

根據乒乓球運動專項運動生物力學研究的現狀、運動生物力學學科發(fā)展趨勢、以及乒乓球運動發(fā)展的實際需求，運用多種運動生物力學的理論力學和實驗研究相結合的方法，對乒乓球運動中的多個領域進行分析和研究，是運動生物力學在乒乓球運動項目中的研究發(fā)展趨勢。

參考文獻：

［1］ 國家體育總局《乒乓長盛考》研究課題組.乒乓長盛的訓練學探索［M］.北京：北京體育出版社：2002.

［2］ 劉卉.上肢鞭打動作技術原理的生物力學研究［D］.北京體育院大學博士論文，2002.

［3］ 王向東，劉學貞，等.運動生物力學方法學研究現狀及發(fā)展趨勢［J］.中國體育科技，2003 (2)：15-18.

［4］ 忻鼎亮.運動生物力學的力學理論研究方法［J］.體育科學.1994（4）：37-40.

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關鍵詞：排球扣球技術；運動生物力學

1.上步扣球起跳技術的生物力學分析

張清華，華立君，陳剛利用三維錄像法對男子排球運動員四號位上步扣球起跳技術進行生物力學分析。結果表明：上步扣球起跳動作可分為緩沖、等長制動和蹬伸三個階段，各階段時間占總起跳時間的比重是影響扣球起跳效果的關鍵因素；緩沖階段人體重心的水平速度損失，蹬伸階段的垂直位移是影響重心騰起高度的重要因素；在蹬伸時表現出以大關節(jié)帶動小關節(jié)，髖、膝、踝三關節(jié)依次加速蹬伸的特點。通過對得出的生物力學參數可以得出以下結論：（1）排球運動員上步扣球起跳動作起跳緩沖時間與起跳高度成高度負相關，說明緩沖時間以較短為宜，但并非越短越好，各階段時間占總起跳時間的比重是影響起跳效果的關鍵。（2）在扣球起跳時緩沖階段人體重心的水平速度損失，蹬伸階段的垂直位移是影響人體重心的垂直騰起速度和重心騰起高度的重要因素。（3）扣球起跳階段運動員膝關節(jié)在緩沖階段，有意識的主動完成下沉動作，造成緩沖幅度過大，對動作完成的效果會有一定的影響，在蹬伸時表現出以大關節(jié)帶動小關節(jié)，髖、膝、踝三關節(jié)依次加速蹬伸的特點。

2.排球扣球技術中滯空動作的運動生物力學分析

經過大量的研究證明，在排球扣球起跳中，優(yōu)秀的排球運動員都會有滯空的現象。王斌，何智美對排球運動中滯空技術的研究也進行了詳細的論述，他們用美國造的LOCAM、16mm高速攝影機，以每秒100格的拍攝頻率進行拍攝。在正式拍攝前，預先讓受試隊員學習掌握三個技術動作，第一個動作，按四號位助跑起跳扣球動作，助跑起跳后，當跳至或接近最高點時，收腿使小腿與水平線基本平行，在身體下落前放小腿；第二個動作，不擺臂起跳，跳起后直腿；第三個動作，擺臂起跳，跳起后直腿。正式拍攝時，拍攝了三個動作，三個動作均在四號位按強攻的助跑動作助跑、采用二步、斜線助跑，雙腳起跳。通過對這三個動作的研究，可以發(fā)現，只有第一個動作才能產生滯空現象，說明產生滯空的原因與起跳后的姿勢有關。通過進一步對數據分析還可以得出，并非跳得越高，就越容易產生滯空，關鍵是跳在空中，要配合手臂、膝關節(jié)的收展，才具備了產生滯空的條件。滯空現象的出現，增加了空中的時間，能夠更好的完成揮臂下壓的動作，增加扣球的威力。正確認識滯空，首先必須弄清楚騰空并不等于滯空，運動員的騰空時間長短并不能說明他的滯空情況。跳得高，騰空時間長的運動員不等于就有滯空能力。而實際上有的運動員彈跳較高，但空中動作不協(xié)調，滯空技術欠佳，仍無滯空表現。彈跳高，騰空時間長只是創(chuàng)造了良好的滯空條件，而要具備滯空能力，必須掌握滯空技術。

3.排球扣球技術中起跳后空中姿態(tài)的生物力學研究

運用生物力學的方法對排球4號位強攻扣球技術的研究中發(fā)現，空中擊球的身體姿態(tài)存在兩種不同類型，根據其空中背弓與向前折體揮臂擊球的姿態(tài)，將其分別稱為尖括號“

4.排球扣球技術揮臂動作的生物力學研究

通過文獻查閱可知排球扣球技術揮臂動作的正確與否直接影響強攻效果。使用兩臺高速攝像機和表面肌電儀對7名青年男子年排球運動員強攻扣球手臂揮/擺動作進行運動學和表面肌電學同步分析；結果：運動員在引臂后拉期主要由三角肌前束和三角肌后束完成，在甩肴擊打期和擊打作用期，肱三頭肌、背闊肌、前臂屈腕的這些主動肌的電活動明顯增強，起拮杭作用的肱二頭肌和前臂伸腕肌群的電活動也非常強烈，而且，在各個階段每對主動肌/拮抗肌表現為較好的協(xié)調性；背弓角為1302°±47°、揮臂角為1132°±61°。最后出手球速為235±07m/s；背弓角，揮臂角與最后出手球速的相關系數r分別為-0512（p

5.結論與建議

5.1結論

5.1.1排球扣球技術的起跳技術在整個扣球技術里面起著舉足輕重的作用。

5.1.2滯空動作與起跳后的姿勢有關。

5.1.3合理的空中姿態(tài)的形成與好的助跑與起跳技術密切相關，可以影響加速和攻球威力。

5.1.4排球扣球技術揮臂動作的正確與否直接影響強攻效果。

5.2建議

5.2.1上步扣球起跳時膝蓋要緩沖，大關節(jié)帶動小關節(jié)，髖、膝、踝三關節(jié)依次加速蹬伸，要加強下肢專項力量。

5.2.2助跑起跳后，當跳至或接近最高點時，收腿使小腿與水平線基本平行，在身體下落前放小腿，掌握滯空技術

5.2.3提高強攻威力應加強妓的柔韌性與背伸肌、腰腹肌及伸展魏關節(jié)肌群力量的訓練，同時，在技術訓練中.應從助跑、蹬地、起跳形成初始負艦角抓起，強調蹬地時依次充分伸展髓、膝、躁三大關節(jié)，空中背弓與收腹動作要依靠大肌群連貫、協(xié)調用力，改變“[”型空中姿態(tài)，以產生“

參考文獻

[1]袁之平.對排球強攻擊球速度的生物力學分析 [J].浙江林學院報.1991（3）

[2]王 斌，何智美.運動生物力學?對排球運動中滯空技術的生物力學探討[J]. 四川體育科學.1998（81）

[3]唐金根， 鄧己媛.力學原理引導排球扣球技術教學的實驗研究[A].山西師大體育學院學報.2009（3）

[4]謝 誠.論運動生物力學在排球函授教學中的運用[A]. 湖北大學成人教育學院學報.2001（19）

[5]陳 珂， 倪 偉，徐光榮.排球單腳跳發(fā)弧旋球技術及生物力學分析[A].陜西師范大學學報.2006（3）

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摘 要 采用文獻資料法、歸納分析對目前舉重科研中使用的運動生物力學方法進行綜述，為豐富發(fā)展舉重教學和科研提供參考價值。

關鍵詞 舉重 運動學 動力學 生物學

在中國知網上以舉重、挺舉、生物力學為關鍵詞，查閱了國內外文獻資料并進行歸納總結。本研究試圖從舉重的運動學研究、舉重的動力學研究、舉重的生物學研究，三個方面對舉重中涉及到的生物力學科研進行綜述，為更好的進行舉重運動生物力學科研提供參考價值。

一、舉重的運動學研究

國外學者[1]認為在過渡階段和下蹲支撐階段女子和男子相比，屈膝幅度明顯較小，動作也慢。此外，男子在第一發(fā)力階段施加在杠鈴上的功明顯要大于第二發(fā)力階段。相反，女子在兩個動作階段表現出近似的機械功。約翰·加漢姆爾[2]提出了抓舉技術“杠心”（杠鈴橫杠中心點，即杠鈴重心所在位置）的最佳軌跡成明顯的“S”形軌跡。張躍[3]通過分析我國優(yōu)秀運動員抓舉技術在不同動作階段“兩心”在矢狀面和水平面上的偏移，結合“杠心”最佳軌跡的特點，揭示動作技術的穩(wěn)定性。劉宗友[4]發(fā)現優(yōu)秀男子舉重運動員的杠心軌跡穿越重心軌跡，杠心幾乎貼著人體重心向上運行，表現出發(fā)力“近”的特點。單信海[5]等通過研究崔文華抓舉200.5公斤超世界記錄的技術分析，也發(fā)現杠心軌跡穿越重心軌跡的特點。而WolfgangBaumann[6]等通過研究發(fā)現運動員的杠鈴軌跡均沒有穿越垂直參考線，而是表現為杠鈴向身體的后方運動，最終導致運動員在發(fā)力后的后跳。而這被Vorobyev[7]認為是動作技術不穩(wěn)定的表現。從杠鈴的軌跡及膝關節(jié)角的變化上看，抓舉動作存在兩次最大伸膝過程和一次屈膝過程[8]。Enoka，R.M指出[9]，舉重的屈膝過程在確定身體姿勢，使杠鈴的運動軌跡更靠近髖關節(jié)和背部肌有一定意義，允許在一個更加適宜的階段充分利用膝關節(jié)伸肌的力量。Garhammer，J[10]指出抓舉技術的優(yōu)秀運動員在過渡階段仍能保持杠鈴垂直速度的繼續(xù)上升。Tadao Isaka[11]、楊斌勝[12]、張躍[13]、Raoul F [14]研究結果證實了上述觀點，指出：在過渡階段，膝關節(jié)回屈的同時，為了保持杠鈴垂直速度的繼續(xù)增加，應積極快速地伸髖。

二、舉重的動力學研究

國外學者[15]通過攝像和測力臺同步測試對10名男子舉重運動員的抓舉技術的60%和70%強度進行了測試，結果表明在抓舉60%和70%的強度時，受試者在第二發(fā)力階段的地面反作用力明顯大于第一發(fā)力階段和失重階段。艾康偉[16]通過應用逆向動力學的分析方法對抓舉的技術動作各關節(jié)的受力和凈矩進行計算分析，他們對抓舉動作髖關節(jié)凈力矩分析表明，對于抓舉，髖關節(jié)最大凈力矩與對應此時刻的髖關節(jié)角度呈負相關。劉平等[17]指出抓舉技術失敗動作分為杠鈴前掉和后掉，前掉主要和發(fā)力效果因子及接鈴調整因子有關，后掉主要是接鈴調整失敗。杠鈴最大速度、慣性上升高度和發(fā)力最大力量是監(jiān)控發(fā)力效果的主要指標，接鈴Fy力變化、跳步距離、引膝Fy力變化是監(jiān)控接鈴的主要指標。跳步是影響動作成敗的關鍵因素，它與杠鈴的橫向運動趨向、接鈴成敗高度相關，引膝Fy力、發(fā)力彈杠時杠鈴前向運動和發(fā)力杠鈴后向運動是決定跳步距離的主要因素。Yung-Hui Lee等[18]得出在抓舉過程中的兩種典型的地面反作用力曲線：兩種曲線在杠鈴離地前0.2秒到杠鈴離地瞬間這段時間都呈現穩(wěn)定的增長趨勢。Carlock[19]等通過統(tǒng)計學分析發(fā)現運動員的縱跳能力和舉重表現呈高度相關。K.Funato[26]發(fā)現高水平運動員與一般運動員相比，在抓舉時的地面反作用力有兩個明顯特征：1.失重時間較短，能夠更好的利用肌肉收縮彈性能；2.在失重期間表現出更大的向前的水平力，說明更好的利用了伸髖肌群的力量。

三、舉重的生物學研究

陸愛云等[20]認為從肌肉的活動順序上來看，股直肌、豎直肌、脛骨前肌是較早動員的肌肉，爾后才是肱三頭肌、三角肌、前臂屈肌及肱二頭肌等，反映出舉重項目是大肌肉先活動再帶動小肌肉的特點。盧德明[21]使用八導遙測肌電儀測試了股四頭肌（內、外、直肌），臀大肌、股二頭肌、小腿三頭肌、骶棘肌和背闊肌等8塊肌肉的肌電圖。各動作階段肌電圖曲線的電壓值以校準信號的電壓值為標準進行測量、計算得到，各動作階段肌電的振動頻率由該動作階段的時間與振動次數求得。孫礪等[22]選取8塊在抓舉過程中具有代表性的淺層骨骼肌做同步肌電測量。運用相關軟件得出8名運動員在3個不同重量的抓舉全過程中8塊骨骼肌活動的先后順序（時序）。龐軍等[23]研究使用Motionanalysis三維分析系統(tǒng)及Norexon 16道肌電儀，對一般水平的運動員在不同重量下進行挺舉的動作進行了生物力學方面的瀏試。通過運動學和肌電圖分析，得出一般運動員在捉舉不同重蚤杠鈴時具有不同的生物力學特征。

四、小結與展望

綜上所述，我們發(fā)現：目前對于舉重項目的研究，以抓舉為主，挺舉相對較少。特別對于挺舉的運動學研究文獻相對匱乏，其中還以女子挺舉為主，對于優(yōu)秀男子舉重運動員的挺舉研究不多。同時運動學、動力學及肌電學敏感數據之間相關性研究尚未發(fā)現，未來以期為突破口，這將豐富和發(fā)展運動生物力學在舉重科研中的理論。

參考文獻：

[1] Comparative 3-dimensional kinematic analysis of the snatch technique in elite male and female greek weightlifters[J]. Journal of Strength & Conditioning Research.2002.8.16（3）：359-366.

[2] 約翰·加漢姆爾.國際運動生物力學專輯[M].國家體委科教司.1988.

[3] 張躍，蔡國均等.抓舉運動“兩心”的運動規(guī)律及人體做功的功率和效率[J].體育科學.1990.3（5）：35-37.

[4] 劉宗友.切爾諾梅爾金197.5kg抓舉技術分析[J].湖北體育科技.2004.3（2）：45-48.

[5] 單信海，嚴政，張政.崔文華抓舉200.5kg超世界記錄的技術分析[J].北京體育大學學報.1999.5（4）：62-65.

[6] Wolfgang. The Snatch Technique of World Class Weightlifters at the 1985 World Championships[J]. International Journal of Sport Biomechanics.1988（4）.

[7] Vorobyev， A.N. Weightlifting[J].Budapest：IWF.1978.

[8] 章旌紅.舉重提鈴動作的運動力學分析[J].武漢體育學院學報.1999.8（4）：36-39.

[9] Enoka，R.M. The Pull in Olympic weightlifting[J]. Medicine and Science in Sports.1979.11.

[10]Garhammer，J. Biomechanical Profiles of Olympic weightlifters[J]. International Journal of Sport Biomechanics.1985（1）.

[11] Tadao Isaka. Kinematic Analysis of the Barbell During the Snatch Movement of Elite Asian Weight lifters[J]. Journal of Applied Biomechanics.1996.12.

[12] 楊斌勝.吳數德創(chuàng)128kg抓舉世界記錄的技術[J].中國體育科技.1986.8（2）：66-67.

[13] 張躍，蔡國鈞，劉偉民.從三維立體空間看李順柱抓舉技術的生物力學特征[J].體育與科學.1988.7（5）：51-54.

[14] Raoul F， PhD U.S. Olympic Committee Colorado Springs， Colorado Science and Technology to Enhance Weightlifting Performance： The Olympic Program.Strength and Conditioning[J]. 1996.8.

[15] Ground reaction forces during the power clean[J]. Journal of Strength & Conditioning Research.2002.8.16（3）：423-427.

[16] 艾康偉，李方祥等.舉重抓舉和下蹲翻運動學比較和用力特征分析[J].體育科學.2005.25（7）：62-66.

[17] 劉平，張貴敏等.我國優(yōu)秀男子舉重運動員抓舉技術結構研究[J].體育科學.2005.25（1）：51-55.

[18] Yung-Hui Lee， Chin-Yang Huwang， and Yang-Hwei Tsuang. Biomechanical Characteristics of Preactivation and Pulling Phases of Snatch Lift[J]. Journal of applied biomechanics.1995.11：288-298.

[19] Jon M. Carlock. The Relationship Between Vertical Jump Power Estimates and Weightlifting Ability： A Field-Test Approach[J]. The Journal of Strength and Conditioning Research.2004（Vol.18，No.3）：534–539.

[20] Ground reaction forces related to athletic performance between international and national weightlifters[J].

[21] 陸愛云，龐軍等.不同重量下男子抓舉動作的生物力學特征[J].上海體育學院學報.2000.6（3）：62-67.

[22] 盧德明.影響運動技術訓練水平提高的幾個難題[A].香山科學會議第174次學術討論會文集：中國數字化虛擬人體的科技問題[C].北京.2001：67-68.

篇5

關鍵詞：足底壓力分布、踝關節(jié)、專項運動

生物力學的研究范圍包括整個人體，足部生物力學的研究是其中重要的一部分。由于體育運動中，運動損傷的多發(fā)性使其成為眾多科研項目的焦點內容。其中，踝關節(jié)損傷是所有運動損傷中最常見的運動損傷之一。這類損傷經常發(fā)生在籃球、排球和足球等通常需要迅速敏捷地跑動、急停和跳起的項目中。因此，不同專項足踝部的傷病發(fā)生機制與防治已成為學術界研究的熱點。此外，隨著專項運動員和教練員對專項運動鞋的防傷能力和功能表現力的要求越來越高，對不同專項動作中足踝部的生物力學特征研究就顯得尤為緊迫和重要。本文在閱讀大量相關文獻的基礎上，應用目前最先進的足底壓力分布測試系統(tǒng)，對網球、足球2個專項的6名男子大學生運動員進行了2個特征動作的足部的生物力學分析。試圖通過不同項目指標的對比分析得出不同專項的足底壓力和運動學特征，從而為足踝部損傷研究和運動鞋專項化的相關領域提供實驗依據和理論基礎。

1.研究方法：

1.1文獻資料法

1.2實驗法

1.3對比分析法

2.研究對象：本研究選取湖北大學體育學院6名本科生為研究對象，其中三名為足球專項，3名為網球專項。6名受試者均無下肢足底足踝病痛史。

3.實驗器材：1.Novel Pedar system （鞋墊式足底壓力測量系統(tǒng)）――垂直壓力測量/靜止狀態(tài)和運動狀態(tài). 2.身高、體重測量器

4.實驗步驟：

4.1.進行Novel Pedar system 足底壓力分布測試系統(tǒng)的連接和調試。

4.2要求受試者均穿著運動服裝、體操鞋，測量受試者身高、體重后登記受試者情況。

4.3選擇符合各受試者鞋內底尺碼的測試鞋墊，確保測試鞋墊邊緣無折痕，鞋墊大小與鞋內底邊緣吻合，配戴測試設備后，受試者進行3-5分鐘適應性動作練習。

4.4采集網球、足球2個項目運動員各自專項特征動作的足底壓力分布數據，共2個特征動作分別是網球項目中網前急停反手截擊球（右手執(zhí)拍）， 足球項目中的急停轉身跑左轉90度，每人每個動作測試三次，2次動作間隔2分鐘。

5.測試指標：

壓力峰值：分區(qū)內所有傳感器在測試階段內受到的最大合力。

壓強峰值：分區(qū)內每個傳感器在測試階段內所受壓強的最大值。

壓力峰值百分比：某分區(qū)壓力峰值占前中后足的壓力峰值總和的百分比。

6.實驗數據處理：

6.1采用Excel進行數據分析。

6.2選取網球和足球受試者三次動作取平均值進行分析。

6.3將每只鞋墊分為前足區(qū)、中足區(qū)、后足區(qū)三個分區(qū)，這三個分區(qū)覆蓋了整個足底，此外在定前足區(qū)內義了三個特定區(qū)域，第一跖趾關節(jié)區(qū)、趾區(qū)、除趾外其他四趾^。

7.實驗結果與分析：

7.1網球（網前急停反手截擊球）

在網球急停反手截擊動作中從跑動、急停到最后的截擊步仍然以前足的承載為主趾區(qū)的壓力峰值尤其顯著、后足尤其是支撐腳后足的受力從跑動截擊過程有不斷增大的趨勢，中足幾乎不受力，支撐腳的足底壓力峰值普遍大于發(fā)力腳，急停和截擊步足底受力大于跑動步。

7.2足球（急停左轉向跑）

由跑動到急停，足球運動員的前足受力面積變小，前足受力集中到前足的局部。

在跑動步離地蹬伸階段，趾對身體向前移動起著舉足輕重的作用，但在急停步的落地緩沖階段，趾的作用減弱，其他四趾對地的制動作用增大。我們從左腳和右腳的跑動步和急停步對足球急停左轉向跑動作的足底壓力進行分析可以看出從跑動步到急停步，前足壓力峰值明顯降低后足的壓力峰值明顯增大，但前足內側的壓強峰值始終維持較高的水平。

兩個項目足底壓力分布的對比：

1.第一跖趾關節(jié)和趾的足底受力模式。第一跖趾關節(jié)區(qū)和趾區(qū)是前足受力明顯的兩個特殊區(qū)域，這兩個位于前足內側的區(qū)域通常是各個動作中前足壓力峰值和壓強峰值發(fā)生的區(qū)域。此外，比起緩沖階段它們在足部主動發(fā)力的離地蹬伸階段起著更重要的推動人體向前的作用。

2.網球運動中，趾區(qū)的足底壓力峰值表現顯著，顯示了網球運動中趾作為推動人體重心移動的最后一個小關節(jié)，其支撐穩(wěn)定性和關節(jié)力量比起第一跖趾關節(jié)更為重要，足球運動中不論是第一跖趾關節(jié)區(qū)還是趾區(qū)都表現出2個項目動作中最大的壓強峰值。比較2個項目前足內側壓強峰值情況，可以得到足球項目動作前足內側壓強峰值較大，網球項目動作較小。

3.對比網球急停反手截擊球和足球急停轉向跑動作，從跑動到急停時后足均有受力增大的變化趨勢，因此急停階段后足明顯的受力增大趨勢是由于急停階段為了增大身體重心向后的加速度，運動員必須增大對地受力面積以增大對地反作用力從而達到急停的目的，盡管后足受力增幅較大并且分擔了前足載荷的很大部分但是從壓力峰值百分比上仍然可以看出，前足依然是急停階段最主要的承載區(qū)域。

8.結論：

8.1足部承擔離地蹬伸任務時前足承擔主要載荷，中后足受力不顯著，足部承擔落地緩沖任務時后足和中足受力增大，前、中、后足共同承擔身體載荷。

8.2足球項目前足內側壓強峰值最大，網球相對較小。

8.3網球運動中，趾區(qū)的壓強峰值超過第一跖趾關節(jié)區(qū)，足球運動中，第一跖趾關節(jié)區(qū)和趾區(qū)壓強峰值大。

9.建議：

綜上所述我們從運動生物力學的角度出發(fā)，對2個專項的運動鞋設計提出以下建議：

9.1網球運動網前截擊等動作需要其專項鞋考慮到指在網球特征動作中的重要作用和影響應當增大鞋底跖趾關節(jié)部位的靈活性以及趾區(qū)域足底支撐的穩(wěn)定性，以利于趾部位在網球動作中更好的充當最后關節(jié)支撐面的作用。

9.2足球運動專項鞋應當具備良好的前足減震緩沖能力并提供穩(wěn)定性來抵抗踝關節(jié)在跖屈位置時的內翻力，通過對鞋面材料進行加厚和加固以增加運動員踢球的舒適度同時提供正常的距下關節(jié)靈活性。

參考文獻：

[1]王蘭美， 郭業(yè)民， 潘志國. 人體足底壓力分布研究與應用[J]. 機械制造與自動化， 2005， 34（1）：35-38.

篇6

1、正確技術與合理技術區(qū)別統(tǒng)一

在教學訓練中，什么是正確的技術呢?可能有人會說，世界冠軍選手的技術動作最正確，其實不然。從運動技能學和運動生物學的觀點來看，絕對正確的技術是不存在的，只有合理技術(或動作)。所謂合理技術，就其動作結構首先要符合力學原理，其次是要符合其自身解剖學特征，換言之，就是要符合每個運動員的自身特點。因為，每個運動員的身體形態(tài)，結構比例不同，骨杠桿所產生的力學效應也不同。那種不考慮自身的特點而一味去模仿他人的技術動作顯然是不可取的。美國著名短跑選手劉易斯的教練湯姆•雷特茲博士曾說過：“對劉易斯進行科學的指導即把生物力學原理應用于他的訓練，教給他適合他身體條件的動作和符合力學原理的姿勢。”由此，我們可以看出，在教學訓練中應教會學生掌握合理的技術動作，而不是所謂的模仿他人的“正確”技術。在合理掌握動作的基礎上，盡量使學生結合自身的身體形態(tài)、機能和運動素質的特點去改進和掌握技術動作。對于那些跑得快、跳得遠而動作不規(guī)范的學生運動員，不必過分地強調動作的規(guī)范程度，而應讓他保持自身的動作結構。因為在某種程度上講，需要改進的只是那些受力不合理的動作。

2、運用生物力學的原理講解分析技術動作，指導訓練

講解的目的是使學生了解技術動作及構成動作的內在因素。因此，在講解中僅對技術動作做外在的描述，不利于運動員理解和掌握動作，無法分析技術動作的優(yōu)劣，要講清動作結構的實質，分析技術動作的內在因素，必須從力學原理去分析描述技術動作。恰當的分析講解有助于學生理解和掌握動作的本質屬性，使之知道我為什么要這樣做。如在短跑教學訓練中，對影響跑速二因素的講解，當今大多數短跑研究指出，對于短距離跑(50-200m)步頻和步幅的提高主要在著地階段。因此，步頻和步幅的提高關鍵是處理好著力腳的著地點與身體重心投影點之間的距離。如果腳的著力點與身體重心投影點的距離大，雖然可以增大步長，但支撐腿的運動范圍大，則著力時間就長，人體受前支撐反作用力的平阻力就大。從而產生減速現象，使步頻降低。反之，如果腳的著地點與身體重心投影點的距離適中，前支撐反作用力的水平阻力就小，腳著地時間就短，使身體重心向前運動的沖量增加，從而達到在不影響步頻的基礎上，增大步長的目的。這樣的講解分析，使運動員理解了那種為增大步長而采取踢小腿的跑法是不可取的，同時也加深了運動員對“擺髖”和“積極扒地”技術的理解。又如在跨欄跑教學中，我們對跨欄技術的講解：跨欄實質是短跑，只不過在跑進過程中要越過障礙而已。因此，怎樣才能在保持跑速的情況下，順利地越過欄架呢?關鍵是跨欄步技術。上欄時，擺動腿大小腿充分折疊高抬前擺，可以縮短擺動半徑，減少阻力，加快上欄速度，提高起跨腿的支撐反作用力，增加起跨力量，過欄時起跨腿大小腿充分折疊又能小跨腿繞髖關節(jié)的轉動半徑，從而減少轉動慣性，提高角速度：加快起跨腿的向前提位。下欄時，擺動腿積極主動快速下壓上體迅速抬起，可促使起跨腿的向前提拉(相向運動)，更主要的是縮短擺動腳著力點與身體投影點之間的距離，減少落地制動力，加快人體重心快速向前移動，很快而自然地轉入欄間跑。

在跳遠教學訓練中，發(fā)現有的隊員跳挺身式還沒有跳蹲距式效果好。通過分析原因，我教學的對象大都是12―14歲的少年選手，他們的身體素質各方面都還未達到跳挺身式的要求，所以在教學中我利用生物力學原理力求抓好蹲距式跳遠技術中的關鍵環(huán)節(jié)，注重擺動腿的快速大幅度前擺。一方面可克服蹲距式跳遠中空中上體前旋。另外，通過屈膝擺動動作可使擺動環(huán)節(jié)的質量向上移動，因而使人體總質心的相對位置升高。提高重心相對高度(其升高的數值的點起跳后人體重心騰起高度的25%左右)，通過擺動可增加起跳力(當擺環(huán)節(jié)質心做豎直向上加速運動時，必然對施力部位產生反作用力，通過起跳腿的肌肉用力作用于地面，從而增大了直跳力，進一步推動人體重心飛得更遠)。

篇7

關鍵詞：生物力學；骨質疏松；腰椎；模型；體層攝影術

脊柱的生物力學試驗可以通過體內和體外試驗兩種方式進行。近年來有限元分析法作為一種骨科生物力學的研究方法越來越受到關注。有限元分析不僅能模擬脊柱的各種運動方式，還能模擬正常人、患者和手術后的脊柱外形，從而計算出相應的各個結構的受力和位移情況。腰椎的有限元模型可以為骨質疏松椎體彌補以上試驗的不足，為骨質疏松椎體的生物力學試驗提供良好的試驗模型。擬建立包含多個完整的功能脊柱單位（Functional spinal unite，FSU）骨質疏松腰椎的三維有限元模型，模型包括四個椎體和三個個椎間盤。模型將用于骨質疏松的椎體的治療評價的生物力學試驗。

1 資料與方法

1.1  一般資料：①志愿者1名：根據國人解剖學數值選取1個有代表性的健康成年男性志愿者，35歲，身高175 cm，體重73 kg；②General Electrics 64層螺旋CT機；③計算機工作站：Intel（R）Xeon（TM）CPU 3.00 G 雙核四節(jié)點（8 cpu），內存：16 G，硬盤：320 G；④醫(yī)學圖像處理軟件Mimics 10.0（Materialise's interactive medical image control system 10.0）：一款由比利時Materialise 公司開發(fā)的介于醫(yī)學與機械領域之間的一套逆向軟件，可以快捷的將CT或是MRI的斷層掃瞄的二維圖像轉化為機械領域中CAD/CAM軟件或完全的三維模型；⑤有限元分析軟件MSC.PATRAN 2005：MSC.PATRAN最早由美國宇航局（NASA）倡導開發(fā)的，是工業(yè)領域最著名的并行框架式有限元前后處理及分析系統(tǒng)，其開放式、多功能的體系結構可將工程設計、工程分析、結果評估、用戶化身和交互圖形界面集于一身，構成一個完整CAE集成環(huán)境；⑥有限元分析軟件ABAQUS：ABAQUS由美國公司開發(fā)，是世界知名的高級有限元分析軟件，其解決問題的范圍從相對簡單的線性分析到許多復雜的非線性問題。ABAQUS包括一個十分豐富的、可模擬任意實際形狀的單元庫。

1.2  方法與步驟：模型的建立：①螺旋CT掃描：采用General Electrics 64層螺旋CT對已經選定的對象進行螺旋掃描及斷層圖像處理。掃描時志愿者采取仰臥位靜止不動，盡量保持掃描斷面與身體長軸垂直。掃描參數如下：層厚0.699 mm，球管電流200 mA、電壓120 kV。②CT圖像處理及保存：在CT工作站中，通過調整圖灰度、增加對比度等，對圖像觀察細節(jié)進行處理，得到清晰的骨窗斷層圖像，并將其保存為DICOM格式，刻錄為光盤保存。③CT圖像處理及胸腰段三維圖像的重建：將DICOM格式的圖像數據導入三維重建軟件Mimics。在MIMICS中逐層分割提取已選取的CT圖像，去除骨骼周圍軟組織圖像，盡量把胸腰椎T11～T12～L1～L2段從背景中分割。得到處理后每一個斷層的CT圖像，然后重建出胸腰段的三維圖像。④胸腰段椎體三維實體模型的建立和光滑處理：把生成的三維圖像數據導入Magic rp軟件，利用Remesh模塊對模型進行光滑處理，生成光滑和幾何高度近似，具有較好面網格質量的模型以便導入Patran前處理軟件，構建有限元模型。⑤胸腰段三維模型的前處理：將優(yōu)化的面網格文件導入MSC Patran前處理軟件，生成正常T11～T12～L1～L2段椎體的四面體單元。并在體單元的基礎上根據解剖結構的材料屬性不同，把椎體分割成皮質骨、松質骨、椎體后部3個部分，其中皮質骨厚度約為1～2 mm。⑥T11/T12、T12/L1、L1/L2椎間盤的建模過程：在已有的椎體四面體單元的基礎上生成椎間盤和終板模型，采用六面體單元劃分。椎間盤髓核被模擬為不可壓縮的體單元（Hybird）。髓核的體積約占椎間盤體積的35%～45%，靠近中后部1/3。椎間盤的上下表面由1.0 mm 厚的軟骨終板構成。⑦關節(jié)突關節(jié)、椎間盤纖維、韌帶的建模過程：選擇關節(jié)軟骨，并把關節(jié)軟骨層的表面接觸選用面-面接觸單元模擬（無摩擦的滑動表面接觸單元），關節(jié)囊使用三維Truss單元模擬。纖維環(huán)纖維由只承受拉應力的Truss單元構建，纖維在環(huán)狀體中呈剪刀狀方式走行，并與椎間盤平面成平均25°～40°的夾角。有限元模型包含的前縱韌帶、后縱韌帶、棘上韌帶、棘間韌帶、橫突間韌帶以及黃韌帶均采用只受拉力Truss單元模擬。⑧賦予各結構材料學參數：對整個胸腰段有限元模型單元材料相關屬性進行設定，構建與實際模型在材料參數和力學行為上相吻合的三維有限元模型，其中纖維、韌帶、關節(jié)囊為只受拉應力的線彈性材料。各部位的材料屬性見表1。

表1  正常胸腰段有限元模型的材料參數

結構彈性模量（MPa）泊松比截面積（mm2）皮質骨    12 0000.30

松質骨1000.2

關節(jié)軟骨100.4

L5-椎體后部3 5000.25

終板1 0000.4

椎間盤纖維環(huán)基質4.20.45

椎間盤髓核0.20.4999

纖維環(huán)纖維500非線性

前縱韌帶200.33 8.0后縱韌帶700.320.0黃韌帶500.360.0棘間韌帶280.335.5棘上韌帶280.335.5橫突間韌帶500.310.0關節(jié)囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41

骨質疏松的材料模型為在正常模型材料參數的基礎上，皮質骨、終板、后部結構模量減少33%，松質骨減少66%，同時考慮髓核脫水，彈性模量增加1倍，其他結構保持不變。見表2。

表2  骨質疏松胸腰段有限元模型的材料參數

結構彈性模量（MPa）泊松比截面積（mm2）皮質骨    8 0400.30

松質骨340.2

關節(jié)軟骨100.4

L5-椎體后部2 3450.25

終板6700.4

椎間盤纖維環(huán)基質4.20.45

椎間盤髓核0.40.4999

纖維環(huán)纖維500非線性

前縱韌帶200.338.0后縱韌帶700.320.0黃韌帶500.360.0棘間韌帶280.335.5棘上韌帶280.335.5橫突間韌帶500.310.0關節(jié)囊1000.340.0骨水泥（PMMA）3 0000.41

2 結果

正常脊柱胸腰段三維有限元模型已經建立起來。完整的脊柱胸腰段三維有限元模型包括共276 580個四面體單元，8 532個六面體單元，673個桿單元，總計共95 219個結點。見表3。

表3  正常胸腰椎有限元模型的單元劃分

結構單元類型數量節(jié)點

95 219椎體骨四面體單元276 580椎間盤、終板六面體單元8 532韌帶、關節(jié)囊、纖維三維桿單元673

建成后的三維有限元模型與實體組織具有良好的幾何相似性。

完全按照上述步驟我們利用有限元軟件Patran前處理功能，對不同組織的物理特性進行定義，皮質骨、終板、后部結構模量減少33%，松質骨減少66%，同時考慮髓核脫水，彈性模量增加1倍，其他結構保持不變。基本符合真實的生物力學要求，真實模擬了骨質疏松椎體的材料特性，成功建立了T11～L1的骨質疏松有限元模型。見圖1。

圖1  建立關節(jié)囊、纖維、韌帶的正常胸腰段脊柱有限元模型

3 討論

1974年，Belytschko首先將有限元分析法應用于脊柱力學研究，建立二維椎間盤模型，標志著有限元在骨科生物力學分析中應用的開端[1]。Liu等在1975年首次提出三維有限元模型，將其用于椎間盤生物力學研究并將理論結果與試驗結果進行了比較。由于有限元法在求解過程中條理清晰，步驟同一，通用性強，特別適合計算機仿真計算。隨著電腦軟硬件技術的發(fā)展，有限元法在骨結構生物力學及醫(yī)療研究中愈顯重要且前景廣闊。

有限元分析不僅能模擬脊柱的各種運動方式，還能模擬正常人、患者和手術后的脊柱外形，從而計算出相應的各個結構的受力和位移情況。脊柱某些結構的外在位移用普通試驗方法容易測得，但內在應力的改變則需要復雜的測試技術，利用有限元分析能夠精細地得到模型內部地受力變化。這比外在位移來說更具有深遠地意義。而計算機技術的進步及功能完善的專用軟件的問世，為確保有限元模型的精確性奠定了基礎。現今的研究成果使有限元模型不僅能逼真地模擬椎骨、椎間盤，還能將脊柱周圍的韌帶、肌肉直接或者間接地加入模型，使模型更加真實完善。正因為如此，近年來有限元分析法作為一種骨科生物力學的研究方法越來越受到關注。有限元模型最大的優(yōu)勢在于可以反映集體內部的應力變化情況，這是其他試驗方法難以做到的。

3.1  骨質疏松腰椎三維有限元模型的建立：有限元建模有多種方法，由于人體結構的不規(guī)則性，同時CT、MRI機器普及，圖像建模的方法比較適合于臨床生物力學的研究，目前多數臨床相關的研究是通過此方法建模的[2-3]。

在本試驗中，我們采用General Electrics 64層螺旋CT對已經選定的對象進行薄層螺旋掃描及斷層圖像處理。得到清晰的胸腰段椎體骨窗斷層圖像，并將其保存為DICOM格式，再將DICOM格式的圖像數據導入三維重建軟件Mimics。這樣通過CT建立的胸腰段椎體有限元仿真模型與真實的胸腰段脊柱在幾何上就近似人體骨形態(tài)。并且我們建立的是四面體椎體模型，四面體相比六面體，對復雜幾何體的形狀擬和較好。脊柱六面體有限元模型和本課題建立的四面體椎體加六面體椎間盤的胸腰段有限元模型示意圖：見圖2～3。

圖2  脊柱六面體有限元模型

圖3  胸腰段六面體、四面體混合有限元模型

另外，由于韌帶從生理結構上，只承受拉力作用，不受壓力作用，因此，本試驗中采用只受拉力作用的線彈性材料模型，采用三維桿單元模擬，一定程度上符合韌帶的生理特性。由于CT無法建立椎間盤模型（因為在CT上椎間盤的灰度和周圍軟組織的灰度重疊無法取值）且椎間盤結構復雜，文章根據椎間盤的生理結構，通過CAD構建了簡化的椎間盤模型。椎間盤被固定在相鄰的椎體之間，分散來自椎體的壓力，通過與雙側軟骨終板結合的纖維環(huán)和髓核使椎體間具有一定的活動度。

3.1.1 三維胸腰椎體幾何模型的準確性：我們研究所建立的有限元模型是骨質疏松椎體壓縮性骨折好發(fā)的脊柱胸腰段，更符合臨床實際情況。模型的建立選擇健康成年人的胸腰段脊柱作為基礎，應用螺旋CT掃描獲得胸腰段脊柱的詳細輪廓數據，經Materialise Mimics逆向處理軟件，建立胸腰段脊柱的三維實體模型。本研究采用基于CT原始數據的先進逆向建模技術，解決了CAD傳統(tǒng)正向建模技術無法構建骨骼等復雜幾何體的問題，從而保證了幾何高度近似，為下一步的研究提供了良好的三維模型。

3.1.2 三維胸腰椎體網格模型的優(yōu)點：在對胸腰椎體進行網格劃分時，考慮到椎體的幾何復雜性，對椎體采用自適應四面體網格劃分方法，并對在著重考察和形狀非常不規(guī)則的區(qū)域進行網格細化處理，保證了網格模型和幾何模型的高度近似性。因此，本研究的網格模型更加細化和逼真，保證了計算的準確性。同時對于椎間盤模型，采用六面體模型，保證了椎間盤纖維模型的合理構建。采用椎體骨四面體和椎間盤六面體的復合網格模型，即保證了網格模型的幾何逼真，又保證了胸腰椎各解剖部位的合理構建，為胸腰椎生物力學的研究提供了良好的網格模型。

3.1.3 胸腰椎模型材料屬性的可靠性：因為試驗條件的限制，本研究胸腰段脊柱有限元模型各部位的材料屬性及基本參數采用了國外學者在胸腰椎材料力學研究中的試驗結果，并已被不同研究學者引用進行胸腰脊柱的有限元模擬分析[4-6]。雖然因為研究的方法、試驗的條件以及力學標本來自不同地區(qū)人種的關系，不同研究學者的材料試驗造成材料屬性有所偏差，但是本研究采用同一學者的研究結果，對不同模型進行力學分析，從縱向上進行定性比較分析，是合理的。

3.2  胸腰椎模型建立的臨床意義：很多老年病如椎間盤退變，椎體的壓 縮性骨折等都與老年性的骨質疏松有關，而很多的骨質疏松椎體的病因和治療均與其生物力學有關，因此，分析不同的手術及創(chuàng)傷對骨質疏松的腰椎的影響是十分關鍵的。精確的生物力學試驗可以幫助選擇準確的植入物和手術方法，指導患者的術后康復和鍛煉[7-8]。目前，很多學者通過有限元模型來進行骨科研究，并取得了好的成果[9-12]。本試驗建立的有限元模型可以在計算機上隨意的對椎體產生變形，可以模擬椎體骨折的模型，分析骨折后的生物力學變化，同時可對目前治療骨質疏松骨折的新技術如椎體成型和后凸成型做比較，以及椎體疏松后內固定松動的問題，還可用于腰椎退變性滑脫，能夠很好的模擬腰椎的生物力學試驗。我們建立此模型想利用此模型觀察骨質疏松椎體骨折后椎體成形后的相鄰椎體骨折的問題，最近越來越多的報道認為這種骨折與椎體剛度和強度的增強有關。是否椎體成形術后的相鄰椎體的骨折是由椎體的生物力學的改變引起，目前尚無定論。以往試驗利用有限元的方法對椎體增強后的相鄰椎體的生物力學進行了報道，但得出的結論不一致。這些生物力學試驗均證明了椎體剛度的增強是目前相鄰椎體骨折的原因[13-14]，認為相鄰椎體的骨折與骨水泥增強椎體的彈性模量有關，但部分學者認為相鄰椎體的骨折和椎體的增強沒有關系[15]。我們將利用建立的有限元模型對目前比較關注的椎體成型手術后的相鄰椎體的骨折問題進行進一步的探討。通過更精確的模型來排除其他因素對增強椎體周圍椎體的影響。

3.3  試驗的局限性及展望：有限元模型材料參數的獲得是通過生物試驗得到的，但是到目前為止，退變組織的材料參數的獲得對于我們模擬退變的三維有限元模型來說仍是個難以解決的問題，不同研究學者對材料屬性的定義有所偏差。另外，雖然近年來建立的生物力學有限元模型越來越接近客觀實體，并且對生物力學機制有更深入的理解和預測。但有限元法是一種理論性的分析，只有在更好地結合臨床檢測與試驗觀察之后，才能最真實地反映脊柱的受力狀況，為疾病的發(fā)生、發(fā)展分析及疾病的治療提供準確的參考。

今后，我們還將做深入的研究。包括進一步完善有限元模型的設計，特別是退變椎間盤和髓核的有限元模擬，并考慮肌肉力的影響；探討KP治療中骨水泥最佳的注射容積量；骨水泥在治療椎中不同的分布對治療椎體及相鄰椎體的生物力學的影響；使用不同性質的骨水泥對脊柱的生物力學的影響；把有限元分析和生物試驗的方法良好的結合起來。

本研究建立的骨質疏松腰椎三維有限元模型接近真實的生物力學標本，是理想的研究骨質疏松腰椎生物力學的數字化模型，可應用于胸腰段骨質疏松后凸成形術相關的有限元生物力學研究。

4 參考文獻

[1] Belytschko T,Andriacchi rip,Schultz AB,et a1.Analig studies of forces in the human spine computational techniques[J].J Biomech,2002,6(2):36l.

[2] Ng HW,Teo EC,Lee KK,et a1.Finite element analysis of cervical spinal instability under physiologic loading[J].Journal of Spinal Disorders and Techniques,2003,16(1):55.

[3] Natarajan RN,Andersson GBJ.The influence of lumbar disc height and cross-sectional area on the mechanical response of the disc tophysiologic loading[J].spine,1999,24(9):1873.

[4] Polikeit A,Nolle LP,Ferguson SJ.The efect of cement augmentation on the load transfer in an osteoporotic funetional spinal unit:finite-element analysis[J].Spine,2003,28(10):991.

[5] Silva MJ,Wang C,Keaveny TM,et al.Direct and computed tomography thickness measurements of the human,lumbar vertebral shell and endplate[J].Bone,1994,15(3):409.

[6] Mosekilde L.Vertebral structure and strength in vivo and in vitro[J].Calcif Tissue Int,1993,53(1):121.

[7] Crawf RE,Keaveny TM.Relationship between axial and bending behaviors 0f tlle human thoracolumbar vertebra[J].Spine,2004,29(20):2248.

[8] Rohlmann A,Zander T,Bergmann G.Comparison of tlle biomechanical effects 0f posterior and anterior spine·stabilizing implants[J].Eur spine J,2005,l4(5):445.

[9] Imai K,Ohnishi I,Bessho M,et al.Nonlinear finite element model predicts vertebral bone strength and fracture site[J].Spine,2006,31(9):1789.

[10] Kazuhiro Imai,Isao Ohnishi,Seizo Yamamoto.In vivo assessment of lumbar vertebral strength in elderly women using computed tomography-based nonlinear finite element model[J].Spine,2008,33(1):27.

[11] Sairyo K,Goel VK,Masuda A,et al.Three dimensional finite element analysis of the pediatric lumbar spine Part Ⅱ:biomechanical change as the initiating factor for pediatric isthmic spondylolisthesis at the growth plate[J].Eur Spine J,2006,15(6):930.

[12] Chosa E,Totoribe K,Tajima N.A biomechanical study of lumbar spondylolysis based on a three-dimensional finite element method[J].J Orthop Res,2004,22(1):158.

[13] Belkoff SM,Mathis JM,Jasper LE,et al.The biomechanics of vertebroplasty·the effect of cement volume on mechanical behavior[J].Spine,2001,26(14):1537.

篇8

關鍵詞：有限元 醫(yī)學 仿真實驗

Research of experimental of medical's Finite Element Analysis（FEA） simulation

Niu Xiaodong， Lu Lirong

Shanxi Changzhi medical college， Changzhi， 046000， China

Abstract： It will solve many complex problems if apply FEA to medical research， and these problems are difficult to solve but need to be solved in the physics of medical applications. So that it can provides theoretical guidance and scientific foundation for medical research and clinical treatment. Have the experimental course of medical’s FEA simulation， medical colleges have a very important significance for student’s study， teacher’s teaching and research， cooperation of college and affiliated hospitals.

Key words： FEA； medical； experimental of simulation

有限元分析是一種廣泛應用于工程科學技術的數學物理方法，用于模擬并解決各種工程力學、熱學、電磁學等物理場問題。1956年Turner等人提出有限元（Finite Element，FE）的概念。有限元的核心思想是結構的離散化，就是將實際結構假想地離散為有限數目的規(guī)則單元組合體，實際結構的物理性能可以通過對離散體進行分析，得出滿足工程精度的近似結果替代對實際結構的分析，這樣可以解決很多實際工程需要解決而理論分析又無法解決的復雜問題。

隨著計算機技術的普及和計算速度的不斷提高，有限元分析在工程設計和分析中得到越來越廣泛的重視，已經成為解決復雜工程分析計算問題的有效途徑，現在從汽車到航天飛機大多數設計制造已離不開有限元分析計算，其在機械制造、材料加工、航空航天、汽車、土木建筑、電子電器、國防軍工、生物醫(yī)學研究等各個領域的廣泛應用已使設計水平發(fā)生了質的飛躍。

1 醫(yī)學有限元國內外研究現狀分析

有限元方法最早應用于骨科研究，開始于脊柱生物力學[1]。幾十年來其在解決生物力學問題上得到了廣泛應用，尤其近年來，隨著數字及計算機技術的不斷進步，有限元法本身已不再是相對獨立地研究生物力學性質，它越來越多地與各種動力學模型、參數優(yōu)化選擇、臨床放射學與實物測量、有機化學、組織學與免疫組化等方法巧妙結合，使結果更加準確可靠，成為生物力學研究中的一種重要工具。有限元方法在醫(yī)學上的研究主要包括以下四個方面。

1.1 有限元模型的建立

有限元模型的建立，直接影響有限元仿真實驗結果的精度、計算機計算過程、計算時間的長短，且模型建立的優(yōu)劣與建模人員的專業(yè)素質和有限元知識分不開。現有研究的模型包括：人眼[2]、牙齒及矯正器[3]、脊柱[4]、顱腦骨骼[5]、胃[6]等人體骨骼及器官的三維有限元模型。

1.2 力學實驗仿真

A.Pandolfi，F.Manganiello對所建立的人眼角膜模型進行了力學分析[7]。Tammy L HD等對建立的脛股關節(jié)三維有限元模型分析了骨骼變形對關節(jié)面接觸行為的影響以及約束關節(jié)運動對接觸應力的影響等[8]。

脊柱生物力學仿真是有限元法在生物力學中研究最早、分析最多、臨床上應用最廣泛的領域。杜東鵬等則對腰椎間盤膨隆的力學機制與腰椎疲勞骨折分別進行了探討[9]。

頭顱及顳下關節(jié)也是有限元在生物力學中研究的重點。呂長生等對建立的足部骨組織模型進行有限元分析，為運動損傷或運動鞋的評價等提供了依據[10]。王芳等建立并驗證中國人全頸椎有限元模型，用于揮鞭樣損傷分析[11]。米那瓦爾?阿不都熱依木采用有限元方法，對頜面外科手術術后的顏面軟組織形態(tài)變化進行預測[12]。

1.3 醫(yī)療器械的力學性能評價及優(yōu)化設計

牙科是有限元法在臨床應用中的一大領域，相應的各種牙科固定器材得以研制開發(fā)，這些器材的力學性能又是研制過程中重點解決的問題。蔡玉惠等研究了RPA卡環(huán)在游離端義齒應用中支持組織的應力分布狀況，對RPA卡環(huán)的臨床應用具有力學上的指導作用[9]。

在內固定鋼板方面，張美超等從臨床應用出發(fā)，利用有限元法對頸前路蝶型鋼板進行生物力學模擬分析，得到了與其一致的易斷裂部位預測[9]。

在人工關節(jié)方面，Heegaard JH等建立了髕骨的計算模型，并且模擬了在人工膝關節(jié)中去掉股骨假體對髕骨活動的影響[13]。王永書等對患者胸腰椎爆裂性骨折節(jié)段（T12～L2）部位利用有限元進行手術模擬，均與標本模型及術后CT掃描基本相符[14]。

1.4 血流動力學CFD應用

Tarbell JM用FIDAP和Fluent軟件進行了血管壁中組織液流動的數值研究[15]。喬愛科等利用有限元分析方法得出冠狀動脈搭橋術中對稱雙路搭橋比單路搭橋具有更合理的血流動力學，可以避免動脈粥樣硬化的危險性血流動力學因素，從而減少手術再狹窄的發(fā)生[16]。楊金有應用CFD計算流體力學軟件進行人體主動脈內血流數值模擬分析，為闡明血管疾病的發(fā)病機理提供理論依據[17]。姚偉用計算流體力學軟件Fluent計算人體小腿骨間膜組織間隙中蛋白質非均勻分布情況下組織液流動[18]。

2 醫(yī)學有限元仿真實驗方法

通過上述醫(yī)學有限元研究可得醫(yī)學仿真實驗的方法主要分為四步：（1）通過螺旋CT技術，采集大量的樣本圖像。運用現有醫(yī)用物理實驗室計算機對樣本圖像進行建模處理，并進行相關的有限元分析。（2）通過查閱相關國內外資料，針對所需建立模型的生理、物理等參數特性，在幾種常用圖像處理軟件（Mimcs，Proe等）中選取較為合理準確的有限元建模軟件。（3）在常用有限元分析軟件（ANSYS，Fluent等）中選取較為合理準確的軟件對模型進行有限元分析。（4）將有限元分析結果與實際測量數據進行對比，分析有限元模型的準確性。

3 有限元法在醫(yī)學研究中的優(yōu)勢

有限元法在醫(yī)學研究中具有四個方面的突出優(yōu)勢：（1）可根據需要產生各種各樣的標本，對模型進行實驗條件仿真，模擬拉伸、彎曲、扭轉等各種力學實驗，可以在不同實驗條件下模擬任意部位變形、應力/應變分布、內部能量變化、極限破壞分析等情況。（2）標本也可以進行修正以模擬任何病理狀態(tài)。同一個標本在虛擬計算中可進行無數次加載或組合而不會被損壞。（3）其結果不受實驗條件的影響，也排除了實驗條件造成的誤差，而且可以重復計算，節(jié)約成本。（4）利用有限元法進行的模擬實驗具有實驗時間短、費用少、可模擬復雜條件、力學性能測試全面及可重復性好等優(yōu)點。

4 醫(yī)學院校開展醫(yī)學有限元仿真實驗的意義

在醫(yī)學院校開展醫(yī)學有限元仿真實驗，可以使學生將相關醫(yī)學、物理、生物等課程的知識綜合應用于仿真實驗中，給生物醫(yī)學工程專業(yè)學生的畢業(yè)設計提供更為廣闊的范圍，使研究具有更高的水平；激發(fā)學生的創(chuàng)新思維和熱情，使學生在自主科研創(chuàng)新的基礎上，設計相關仿真實驗加以驗證、研究。同時，開展仿真實驗要求教師不僅需要對本專業(yè)知識做到“了如指掌”，而且需要教師具有仿真實驗相關的醫(yī)學、物理學、生物學等非本專業(yè)學科的專業(yè)知識，還要求教師必須掌握螺旋CT掃描技術，Mimics，ANSYS等建模、仿真軟件的計算機應用技術。這些知識對于教師實驗教學、科研水平的提高具有十分重要而深遠的意義。在開展醫(yī)學仿真實驗的基礎上，建設醫(yī)學仿真實驗室，不僅可以為學生提供畢業(yè)實習條件，加強實習基地建設，而且與醫(yī)院相關科室進行合作，可以在生物力學基礎上預測手術中、長期效果，對醫(yī)生手術具有較為科學的指導，加強了學校與醫(yī)院的合作。

5 結束語

建立醫(yī)學有限元實驗有兩個關鍵的問題：（1）醫(yī)用有限元模型快速準確的建立。模型的快速準確建立可以減少仿真實驗所需時間、降低費用、增加仿真的準確性和可信性。（2）建立通用的有限元模型庫，為進一步的實驗教學和科研打下堅實的基礎。因此需要在具體實驗實踐中逐步探索和積累。

將工程有限元分析同醫(yī)學結合開設實驗課，屬于多學科之間的交叉領域，不僅可以提高學生對所學專業(yè)知識的綜合運用能力，增強學生就業(yè)與學習深造的競爭力，而且可以加強多學科教師的教學和科研合作，提高教師的教學科研水平。同時提高相關實驗室的利用率，為學生自主開展創(chuàng)新實驗提供平臺，加強學校和附屬醫(yī)院的教學科研合作，為醫(yī)學院校提供更為廣闊的教學和科學研究領域。

參考文獻

[1] Brekelmans WAM，Rybicki EF， Burdeaux BD. A new method to analysis the mechanical behavior ofskeletal parts[J].Acta Ortho Scand，1972，43（5）：301-317.

[2] 楊浩.人眼球物理建模及結合青光眼的生物力學分析初探[D].廈門：廈門大學，2006.

[3] 傅曉峰.上頜牙列及MBT直絲弓矯治器三維有限元模型的建立[J].口腔醫(yī)學，2006，26（5）：354-355.

[4] 劉耀升.腰椎L4～L5活動節(jié)段有限元模型的建立與驗證[J].第二軍醫(yī)大學學報，2006，27（6）：665-669.

[5] 何葉松.利用快速成型技術制造仿真人顱腦骨骼模型[J].中國醫(yī)科大學學報，2008，37（6）：828-830.

[6] 李悅溪.人體胃部三維有限元模型的建立[D].浙江：浙江大學，2007.

[7] A.Pandolfi，F.Manganiello.A model for the human cornea：constitutive formulation and numerical analysis[J]. Biomechan Model Mechanobiol（2006） DOI10.1007/s10237-005-0014-x.

[8] Tammy L HD，Hull M L. A finite element model of the human knee joint for the study of tibia： femoral contact[J].Journal of Biomechanical Engineering，2002，124（3）：273-280.

[9] 張美超.國內生物力學中有限元的應用研究進展[J].解剖科學進展，2003，9（1）：53-56.

[10] 呂長生.計算機輔助活體足建模生物力學方法研究[J].光學技術，2008（34）：236-237.

[11] 王芳.揮鞭樣仿真全頸椎有限元模型的建立和驗證[J].生物醫(yī)學工程與臨床，2008，12（1）：13-16.

[12] 米那瓦爾?阿不都熱依木.計算機輔助頜面外科手術患者的面部軟組織有限元模型研究[D].新疆：新疆醫(yī)科大學，2008.

[13] Heegaard J H， Leyvraz P E， Hovey C B. A computer model to simulate patellar biomechanics following total knee replacement：the effects of femoral component alignment[J].Clinical Biomechanics， 2001，16（5）：415-423.

[14] 王永書.嚴重胸腰椎三柱損傷后路270°減壓內固定術的數字三維可視化手術模型研究[J].浙江創(chuàng)傷外科，2009，14（1）：1-3.

[15] Tada S， Tarbell JM. Internal elastic lamina affects the distribution of macromolecules in the arterial wall： a computational study[J].American J Physiology-heart and Circulatory Physiology，2004，287（2）：905-913.

[16] 喬愛科.單路和雙路CABG中血流動力學的比較[J].生物醫(yī)學工程學雜志，2006，23（2）：295-299.

篇9

1、短跑中擺臂動作的重要性

在短跑運動中,兩臂與兩腿由于受神經系統(tǒng)的支配作用,必須按同一速率運動,協(xié)同一致。所以擺臂質量直接影響兩腿的活動。一個優(yōu)秀運動員一側腿的支撐時間僅占一個復步時間的22.1%,而擺動時間占77.9%,兩者相比為1:3.5。因此,在新的短跑技術觀念上要突出擺臂技術的重要性,在訓練結構上要加強擺臂動作的研究,掌握擺臂技術的規(guī)律和生物力學的特征,為正確理解擺臂技術提供生物力學依據。我國傳統(tǒng)的半握拳擺臂姿勢,是否科學合理有待進一步分析研究。擺臂在跑的支撐階段起著控制軀干縱軸旋轉的作用,如果擺臂幅度及力度不夠,軀干的縱軸旋轉幅度也會隨速度的加快而增大,這樣就可能過多的消耗體能,直接影響速度的發(fā)揮和跑的質量。擺臂動作技術一直是我國短跑運動員的弱點,教練也常常忽略發(fā)展運動員的上肢力量,過多地注意了發(fā)展下肢的力量,而由于手臂動作無力,上體平衡動作穩(wěn)定性差,導致兩腿前擺不足。另外,擺臂動作的質量對步頻有直接的影響,手臂的速度加快,能帶動腿的擺動加快。

臂的擺動方向、速度和幅度等因素的變化都對人體產生不同的作用力,擺臂和后蹬是協(xié)調配合的,擺臂的速度越快、越有力,產生的動力也越大,位移速度也越快,對后蹬腿產生的附加力也就越大,后蹬的效果越好,步長也隨之增大,有利于伸直后蹬腿的3個關節(jié),促進骨盆扭轉的靈活性。

2、短跑中擺臂的要求

在起跑瞬間后,兩臂屈肘用力地前后擺動,使身體向前上方運動,軀干前傾的角度與水平線成15°～20°角。起跑后加速度跑段的兩臂有力的前后擺具有重要意義,在開始幾步身體處于很大的前傾時,重心移動的初速度較小。因此,加速度跑段應更加有力地大幅度地擺臂。跑段中要對手臂擺動的幅度加大,使身體略為前傾,這樣更省力。

3、短跑中手指自然伸直擺臂的生物力學分析

在短跑技術中,為了發(fā)揮最大的運動潛力,對身體姿勢,各部分運動的協(xié)調配合,必須更趨于完善,使已經積累的速度、力量、能力與應當達到的運動成績相和諧。在擺臂動作中,手指半握拳會導致手指、手腕的速度放松和手腕下壓,增加了前臂內側肌群的收縮力,形成手腕下拉而產生分力。如果手指自然伸直,作用力的方向相同,沒有產生分力,那么它是省力的。其二,如果手指成半握拳,手臂在擺動過程中受的空氣阻力要大于手指自然伸直。其三,根據上肢骨骼的解剖學原理,我們的肩、肘、腕、手指各關節(jié)的自由度明顯大于軸性關節(jié)。所以手指自然伸直擺臂是符合力學原理的。人體關節(jié)周圍總有作用方向不同的肌肉群,當屈肌收縮時,伸肌充分放松,減少屈肌收縮的阻力。如果屈肌收縮時伸肌放松不充分,那么屈肌的力量,就有一部分要為伸肌緊張所抵消,而當擺臂前擺結束后,向后擺臂時手指自然伸直,指尖朝下,有利于血液的回心。

總的來說,從理論上認為,人體的上肢屈肌群力量一般都大于伸肌群,伸直手掌擺臂能加強伸肌群的工作能力,同時使屈肌群得到伸張,從而使肩關節(jié)放松,增大擺臂幅度和力量。伸掌擺臂技術,由于以肩關節(jié)為轉動軸,使杠桿臂的工作距離加強,轉動慣量加大,同時也要求肩關節(jié)屈肌和伸肌都需要加強有力的收縮,從而增加擺臂的效果。

眾所周知,100m短跑是在很短的時間內完成全程跑,要提高0.01秒的成績,也都要付出巨大的代價。半握拳時,手指運動不靈活,動作僵硬,勢必影響整個擺臂動作完成的連貫性。許多外國選手因打破半握拳式傳統(tǒng)觀念,采用手指自然張開的用力擺臂動作而取得優(yōu)異成績。

篇10

【摘要】

目的 評價踝關節(jié)骨折修復下脛腓前韌帶的生物力學穩(wěn)定性。方法 采集國人新鮮足標本一具，截取踝關節(jié)以上15 cm下肢小腿橫行截斷，暴露下脛腓前韌帶。載荷實現分級加載，選用小腿極限載荷(踝關節(jié)負重力為4.5 BW)20％作為生理載荷，即以0、100、200、300、400、500 N為分級載荷。萬能材料試驗機(WD5)的加載速率為1.40 mm/min，以準靜態(tài)方式加載，載荷施加于下肢脛腓骨上。并模擬足運動中立位、跖屈位(30°)、背屈位(20°)、旋后外旋位等四種生理運動狀況，正常足及切除下脛腓前韌帶測定踝關節(jié)的應力變化、距骨的移位變化及軸向剛度數據。結果 標本在正常足及切斷下脛腓前韌帶的不同功能位上，踝關節(jié)的應力變化、距骨的移位變化及軸向剛度，統(tǒng)計學有顯著性差異(P＜0.05)。結論 在對內、外踝滿意固定后，下脛腓前韌帶的修復能更好恢復踝關節(jié)的生物彈性，最大限度恢復其原來的結構和功能，避免晚期創(chuàng)傷性關節(jié)炎的發(fā)生。

【關鍵詞】 下脛腓前韌帶 生物力學 踝關節(jié)骨折

Abstract：Objective To evaluate the biomechanical stability of restoration of anterior lower tibiofibular ligament in ankle fracture.Methods Collect a fresh foot sample of Chinese，cut off transversely of the shank 15 cm above the ankle joint，operate carefully around the ankle joint as per the clinic procedures，to expose the anterior lower tibiofibular ligament，calcaneofibular ligament，anterior and posterior talofibular ligament for the test.The entire structural simulation is based on the fresh foot sample of normal human corpse and in the phased loading，with 20％ of the shank limit load(the bearing capacity of ankle joint at 4.5 BW) as the physiological load，i.e.the phased load of 0，100，200，300，400 and 500N.The loading rate of the universal material tester (WD5) is 1.40 mm/min，and with the quasistatic loading mode.The load is applied on tibiofibular bone of the shank to simulate the 4 physiological movement status of the foot，i.e.neutral position，metastarsal bending position(30°)，posterior bending position(20°) and esternally rotated position.The normal foot and amputation of anterior lower tibiofibular ligament was used to test the stress change of ankle joint，displacement and axial rigidity of astragalus.Results The sample is placed in the different functional positions of the normal foot and when cutting off anterior lower tibiofibular ligament，it is significantly different in the stress change of ankle joint，displacement and axial rigidity of astragalus and in 2 status(normal foot and cutting off anterior lower tibiofibular ligament)(P＜0.05).Conclusion Upon the satisfactory fixation of the interior and exterior ankle，restoration of anterior lower tibiofibular ligament can better restore the biological flexibility of the ankle joint，maximally recover its original structure and function and avoid the occurrence of late traumatic arthritis.

Key words：anterior lower tibiofibular ligament；biomechanics；ankle fracture

踝關節(jié)骨折、脫位是創(chuàng)傷骨科常見的一種損傷［1］。目前認為，三角韌帶、下脛腓全部韌帶及部分骨間膜同時損傷時可出現下脛腓分離、距骨向外脫位。然而，臨床上占多數的WeberB(旋后外旋)型踝關節(jié)骨折，在距骨的強力外旋下，首先產生的是下脛腓前韌帶損傷，隨后產生外踝的螺旋骨折。由此看來下脛腓前韌帶對踝關節(jié)的穩(wěn)定作用是不容忽視的。

我院自1999年以來，對該類骨折在內、外踝的堅強固定基礎上，常規(guī)探查修復下脛腓前韌帶，取得了良好效果。在此基礎上進行針對下脛腓前韌帶的生物力學研究。本研究對下脛腓前韌帶在完整和損傷踝關節(jié)標本上進行生物力學實驗［2］，觀察下脛腓前韌帶的損傷，對踝關節(jié)穩(wěn)定性的影響，為臨床提供可靠的科學依據。

1 材料與方法

1.1 標本來源及制作 采集國人新鮮足標本1具，截取踝關節(jié)以上15 cm下肢小腿橫行截斷。大體測量標本尺寸(見表1)。并進行X線正側位攝片，確認無疾病，無踝關節(jié)損傷、先天性畸形、骨折、嚴重退行性變等病理性變化，在小腿上部切除肌肉暴露脛腓骨并用骨水泥固定做上端夾具。按照臨床方法在踝關節(jié)周圍小心行手術，暴露下脛腓前韌帶、跟腓韌帶、距腓前韌帶和后韌帶備用。同時制作足踝運動夾具，固定足底，能達到足的三維運動允許進行伸、屈、旋轉和外翻活動。

標本制作完成后立即進行生物力學實驗，實驗結束或轉換另一實驗需維持新鮮狀態(tài)，用雙層塑料袋在－30℃冰柜內保存。在下一實驗前，需24 h解凍后進行其他實驗，注意冷凍保持足始終維持中立位狀態(tài)。表1 新鮮國人下肢尸體標本的一般資料

1.2 實驗力學模型的建立 所有實驗標本在結構模擬、載荷、高度、材料力學性質、加載方式上均保持一致，以提供精度［3］。全部結構模擬均以正常人尸體新鮮足標本為標準，載荷實現分級加載，選用小腿極限載荷(踝關節(jié)負重力為4.5 BW)20％作為生理載荷，即以0、100、200、300、400、500 N為分級載荷。萬能材料試驗機(WD5)的加載速率為1.40 mm/min，以準靜態(tài)方式加載，載荷施加于下肢脛腓骨上，并模擬足運動中立位、跖屈位(30°)、背屈位(20°)、旋后外旋位等四種生理運動狀況，正常足及切除下脛腓前韌帶觀察踝關節(jié)失穩(wěn)情況。

標本實驗前，應對標本的踝關節(jié)結構中距骨、脛骨遠端、腓骨遠端進行材料力學性質測量［3］，測量結果如表2所示。在測試時用等滲鹽水紗布濕敷，以免標本干燥。踝關節(jié)的位置模擬步態(tài)站立相的中期(約為步態(tài)周期的28％)，此時為單肢負重中期，踝關節(jié)處于中立位(90°)，負重約為一倍體重左右(設60 kg)，加載每次持續(xù)5 s。

實驗前在內踝、脛腓骨遠端前方、外踝和脛腓骨遠端后方A、B、C、D四處粘貼電阻應變片，用以測量踝關節(jié)內外踝負重應變變化規(guī)律，并在踝關節(jié)脛骨、腓骨、距骨設測量位移標記點a、b、c。所有這些應變測試和位移測試應進行應變溫度補償、防潮處理，以保證每具標本具有良好的傳導性和高靈敏度。表2 踝關節(jié)距骨、脛腓骨的材料力學性質測量結果

1.3 生物力學測試 一切準備就緒后，將應變片接入YJK14數字式電阻應變儀，實驗前應予載50N以消除骨的時間效應，即骨的松弛、蠕變等粘彈性影響。實驗時依次加載100 N等級，控制好機器速率1.40 mm/min，按不同生理運動情況循環(huán)加載，依次切斷踝關節(jié)相關韌帶，測量踝關節(jié)的應變、移位變化和穩(wěn)定性［4］。

1.4 數據處理 將所有數據通過統(tǒng)計學方法計算各參數均值及標準差，用統(tǒng)計分析軟件SPSS 11.0方差分析進行評價，確定P＜0.05為有顯著性差異。

2 結

果

標本在正常足及切斷下脛腓前韌帶兩種狀態(tài)下的不同功能位上，踝關節(jié)的應力變化、距骨的移位變化及軸向剛度，均有統(tǒng)計學的顯著性差異(P＜0.05)。詳細情況見表3～6。

3 討

論

3.1 實驗結果分析

3.1.1 踝關節(jié)在不同功能位下的應力變化 正常足在中立位時內、外踝上的應變分別為(21±1.30) uε和(189±12.28) uε，脛腓前、后關節(jié)上應變分別為(142±9.23) uε和(78±5.09) uε。當足處于背屈20°狀態(tài)下，內、外踝上應變比中立位分別增加29％和34％，在脛腓前、后關節(jié)上分別增加5％和38％。當足處于跖屈30°狀態(tài)，內踝應變比正常中立位增加78％，外踝應變未增加，而在脛腓前、后處，特別在后部應變表3 正常踝關節(jié)不同生理運動位置時應變值情況表4 下脛腓前韌帶損傷情況下踝關節(jié)不同生理運動位置時應變值情況表5 踝關節(jié)下脛腓前韌帶損傷時不同功能位的距骨移位變化情況 表6 踝關節(jié)在不同功能位下脛腓前韌帶損傷時的軸向剛度情況增加78％，有明顯變化。當足處于旋后外旋狀態(tài)時，內踝應變增加74％，外踝應變反而減小，在脛腓聯(lián)合前、后處應變增加明顯，達到72％。這說明此狀態(tài)踝關節(jié)受力增大，應變增加明顯，容易導致失穩(wěn)。

手術切斷下脛腓前韌帶后，足在不同功能位上的應力變化比正常足在功能位上的應變起了明顯的變化。此時在中立位，內外踝的應變增加不明顯，而在脛腓前后聯(lián)合處應變比正常時分別增加了38％和69％(P＜0.05)，增加很明顯。當足處于背屈20°狀態(tài)下，內外踝上應變增加同樣不明顯，相反有所下降，而在脛腓聯(lián)合前后處分別增加48％和69％(P＜0.05)，應變增加十分明顯。當足處于跖屈30°狀態(tài)，同樣內外踝上應變變化不明顯，而在脛腓聯(lián)合前后處應變分別增加50％和29％(P＜0.05)，增加明顯。當足在內翻外旋位時，這時對外踝應變影響明顯，應變增加74％(P＜0.05)，而內踝影響不明顯(僅10％)，在脛腓聯(lián)合處前后應變反而減小26％和18％(P＜0.05)，但均有所影響。此時踝關節(jié)處于半失穩(wěn)狀態(tài)。

3.1.2 踝關節(jié)在不同功能位下脛腓前韌帶損傷距骨的移位變化 在正常足負重時，即踝關節(jié)500 N作用下，足處于中立位時，踝關節(jié)距骨的移位，即距骨的縱向垂直移位和水平方向移位分別為(1.86±0.12) mm和(0.26±0.02) mm；當足處于背屈20°時，其移位分別比中立位大5％和7％；當足處于跖屈30°時，其移位分別比中立位大6％和76％。但當足在旋后外旋位時，其距骨移位分別達到(2.07±0.17) mm和(1.30±0.11) mm，比中立位分別高10％和80％，距骨來回晃動在水平方向比較大。

當下脛腓前韌帶損傷之后，使距骨與脛骨接觸不再十分密切，間隙增大，增大了距骨產生水平移動和垂直移動引起的轉動。在損傷狀態(tài)下，足處于中立位時，其距骨的位移分別為(2.04±0.16) mm和(0.29±0.02) mm，比足踝韌帶完好無損狀態(tài)下的中立位位移增大9％和10％(P＜0.05)，背屈20°時比正常足背屈20°時的位移分別增大8％和18％(P＜0.05)，跖屈30°時比正常足的位移分別增加8％和26％(P＜0.05)，在旋后外旋狀況下，比正常足的位移分別增加11％和20％(P＜0.05)，位移明顯增大足踝關節(jié)開始處于不穩(wěn)定狀態(tài)，以實驗中觀察到距骨運動范圍明顯增大。

3.1.3 踝關節(jié)的軸向剛度 正常足踝關節(jié)的軸向剛度在中立位時為(268.81±17.50) N/mm，背屈20°時為(284.09±19.90) N/mm，跖屈30°時為(252.53±19.22) N/mm，旋后外旋位時為(241.55±19.40) N/mm，此時的軸向剛度完全能滿足人體各種功能運動所需的剛度要求，足踝關節(jié)是相當穩(wěn)定、堅固。

但當下脛腓前韌帶切除之后，踝關節(jié)的軸向剛度有了變化，明顯出現下降趨勢。這表示它抵抗變形能力衰減，即使在中立位時軸向剛度也下降了9％，其他不同功能位下降了8％～11％，與正常相比有一定的差異(P＜0.05)。

3.2 WeberB踝關節(jié)骨折現有術式及優(yōu)缺點 在20世紀60年代，學者們認為構成踝穴的內踝極其重要，因此在治療時，把重點放在內踝上。20世紀70年代起，人們逐漸覺察到外踝是治療關節(jié)損傷的關鍵。隨著對踝關節(jié)骨折的深入研究，腓骨的重要性也更加明顯［5］。踝關節(jié)的穩(wěn)定，需要結構完整的踝穴，而踝穴又依賴下脛腓聯(lián)合保持其完整性。此外證實腓骨骨折后的短縮和外側移位是發(fā)生骨關節(jié)炎最常見的原因。目前優(yōu)先整復腓骨骨折的移位，然后再整復內踝和下脛腓韌帶聯(lián)合，已成為手術的常規(guī)程序［6］。榮國威等［7］通過尸體標本分別觀察下脛腓韌帶、骨間膜、腓骨、內踝和三角韌帶等損傷與下脛腓聯(lián)合分離的關系，結果表明形成下脛腓分離必須具備三個條件，即內踝或三角韌帶損傷、下脛腓韌帶損傷、腓骨與骨間膜在同一水平的損傷。將內踝與腓骨內固定以后，即使施加外翻、外旋應力，也不會出現下脛腓分離。因此，如果內側損傷是內踝骨折所致，可將內踝與腓骨行內固定治療，而不需要進行下脛腓聯(lián)合固定。

目前廣泛接受的觀點是，下脛腓聯(lián)合分離不應當行堅強固定，以往曾流行的下脛腓關節(jié)融合或者用拉力螺釘固定下脛腓聯(lián)合都是不可取的。因為這將限制腓骨相對于脛骨干的位移和旋轉，從而影響踝穴對距骨的順應性調節(jié)［8］。WeberB型踝關節(jié)骨折即LangeHansen分型的旋后－外旋型，距骨的外旋使外踝受到向后向外的應力，使下脛腓前方的韌帶受力最大。下脛腓前方的分離是下脛腓聯(lián)合的部分斷裂，就像展開一本書一樣［9］。外踝的解剖復位固定，必然使下脛腓聯(lián)合復位，經距骨受傷時的慣性外旋依然作用于下脛腓前韌帶，勢必造成距骨的輕度外移及踝關節(jié)不穩(wěn)定。因為距骨外移1 mm能減少20％～40％脛距關節(jié)負重面的作用，移位5 mm能減少80％的作用，關節(jié)負重時會疼痛，長時間導致創(chuàng)傷性關節(jié)炎［10，11］。

3.3 WeberB踝關節(jié)骨折修復下脛腓前韌帶的臨床意義 通過臨床實踐及生物力學研究，作者認為在對內、外踝滿意固定后，下脛腓前韌帶的修復能更好恢復踝關節(jié)的生物彈性，最大限度恢復其原來的結構和功能，避免晚期創(chuàng)傷性關節(jié)炎的發(fā)生。