人骨盆的生物力学_坐位时和双足站立时的应力研究

合集下载

对标本骨盆进行生物力学研究-运动生物力学论文-体育论文

对标本骨盆进行生物力学研究-运动生物力学论文-体育论文——文章均为WORD文档，下载后可直接编辑使用亦可打印——骨盆骨折病情严重，治疗不当的话往往出现较严重的并发症。

据文献[1-2]报道，骨盆骨折致死率为5%~20%左右，而致残率却高达50%~60%。

因此，本研究通过对标本骨盆进行生物力学研究，为治疗提供一种能有效减少骨折损伤并发症的生物力学依据，现报告如下。

1材料与方法1.1一般材料选取实验室用一年内尸体标准6具，其中男4具，女2具；年龄35~54岁，平均(42.58.3)岁。

所用标本经X线摄片均未有骨质疏松等骨骼相关疾病。

取标本包括腰四及股骨近端三分之一之间的完整骨盆模型，除去皮肤、肌肉、结缔组织，只保留髋关节囊、骨间韧带、耻骨联合及骨盆后方诸韧带。

1.2方法1.2.1单纯垂直作用力将制作好的模具放入夹具内，模拟人体正常站立。

以应变花布置测试点，如图1所示，选取20个观察点(骶髂关节两侧)。

将模具置于力学实验机上，以10N/S的垂直作用力作用于模具上，应用应变仪分别记录模具在耻骨联合正常、耻骨联合分离1cm、2cm、2.5cm时模具承受依次100N/S、200N/S、300N/S、400N/S、500N/S作用力时的应变值。

每个模具实验过程重复三次取平均值。

1.2.2垂直作用力结合扭转作用力在对模具施以垂直作用力同时，向模具逆时针方向加以10~80N/S的力，同时采集相应的应变值。

1.3统计学处理应用SPSS16.0统计软件进行数据分析，正态分布的各统计指标均以均数标准差(x-s)表示，不同耻骨联合分离数据作用于同一位点产生的数值比较应用t检验，P0.05为差异有统计学意义。

2结果2.1单纯垂直作用(1)耻骨联合未分离：点1~3、6、7、9、10、13、14、17~19处随垂直作用力加大时应变值变化逐步增大(P0.05)。

其余各点应变值稍有变化，但是差异无统计学意义(P0.05)。

(2)耻骨联合分离从1cm逐步增大至2cm时，点1~5、8~10、12、15~19处应变值也随之增大(P0.05)，而点6、7处应变值则随之减小(P0.05)。

利用PODOTEK HD足底应力仪系统分析足迹步法特征的初步探索

利用PODOTEK HD足底应力仪系统分析足迹步法特征的初步探索马瑞羚;李浩【摘要】文章研究采用PODOTEK HD足底应力仪的传感系统采集不同人行走留下的足迹信息以及通过配套软件FREESTEP进行足迹特征的数据识别、提取与分析,以提高步幅、步态特征的利用价值.实验表明在足迹检验中,PODOTEK HD足底应力仪的传感系统的应用将会为从主观经验判断的传统模式向科学表达、准确分析模式的跨越提供一种新的方法与思路.【期刊名称】《江苏科技信息》【年(卷),期】2017(000)002【总页数】4页(P64-67)【关键词】PODOTEKHD足底应力仪系统;步法特征;足迹分析【作者】马瑞羚;李浩【作者单位】南京森林警察学院,江苏南京 210000;南京森林警察学院,江苏南京210000【正文语种】中文步法追踪技术从六七十年代在全国普及，至八十年代达到高峰期，出现了很多检验方法、检验“流派”，足迹检验技术成为各地公安刑侦部门崇拜甚至是盲从的破案技法。

但由于检验中出现的一些偏差和错案，足迹的作用受到了怀疑。

目前，除了足迹形象检验鉴定书，其他均不能作为法庭证据使用，只能作为破案过程阶段的一种鉴别技术。

但是足迹是犯罪现场必然会遗留的痕迹，只不过形成条件有好有差。

足迹检验的发展缓慢主要是由于识别和解读足迹特征的技术手段不够完善，因此不断挖掘先进的科学方法是继承传统优势、保持持续发展的必由之路，而不是忽视甚至摈弃足迹检验。

足底压力信息已经广泛应用于临床辅助诊断、步态识别、步态分析、体育科学、运动生物力学等诸多领域。

研究表明，足底压力信息可以发掘异常步态，判断疾病现状,并对疾病的康复治疗效果进行评估。

随着技术的成熟，利用柔性力敏传感器获取足底压力信息已经成为现实。

传感器测量足底压力具有直观、方便、准确的特点，而且能够实时获取足底压力信息。

国外在柔性力敏传感器的制造方面起步较早，著名的厂商包括:德国的NOVEL、比利时的RSSAN、美国的TEKSCAN和SPI。

Pelvis

伴有大体不稳定的患者发病率和死亡率几乎是骨盆环稳定性损伤患者的3倍，因此需要更严密的监护。他们可丢失高达3倍的血量。因此不稳定的诊断对患者的一般处理具有重要的临床意义。
Tile 实验：双腿站立时，骨盆稳定性60%来源于后方结构，40%来源于前方结构。实验表明骨盆后方韧带在维持骨盆稳定性方面作用最大，前方结构比以前所认为的作用更大。所以在垂直不稳定的骨盆骨折中，单行后方固定术是不牢固的，可导致半侧骨盆再次移位，所以需要前后联合固定以增加稳定性。
X线提示不稳定的几个征象
•
• •
骶髂后方复合体大于1cm的移位（骨折脱位或两者皆有）
耻骨联合分离大于2.5cm 骶骨外侧或（和）坐骨棘撕脱骨折
•
腰5椎体横突撕脱性骨折如果与后方的裂隙相关的话可能是后方复
合体不稳定的一个征象，而如果与骶骨压缩相关则可能是一种侧方压迫性损伤
• •
后方裂隙而不是压缩的存在
B2型侧方挤压性损 B2.1 同侧前方和后方 B2.2 对侧型损伤（桶柄伤） B3型双侧B型损伤
B2.1骨折
B2.1型骨折，内旋损伤、畸形。对侧骨盆完好。可能伴有骶髂部损伤，但垂直稳定。
骨盆入口位X线示有旋转畸形
骨盆出口位X线示垂直基本稳定
B2.2骨折
B2.2型骨折一侧骨盆挤压损伤伴对侧骨盆骨折
X线检查：
单纯正位像诊断符合率为90%左右，加照骨盆入口及出口位像后，诊断符合率可增至94%。结合CT检查诊断符合率可达100%。三维重建CT在骨盆骨折中的意义远不如在髋臼骨折诊断与治疗中。
X线检查的意义
正位X线检查：了解骨盆的全貌
入口位X线检查：了解半侧骨盆的旋转移位出口位X线检查：了解半侧骨盆的垂直移位侧位骨盆像：必要时加照，准备行骶骨手术

史上最全的骨盆终极详解（八）：骨盆各种动作机理的全面剖析

史上最全的骨盆终极详解（八）：骨盆各种动作机理的全面剖析骨盆的主要动作是“固定”骨盆位于身体中央，其主要工作为“支撑身体”，本身几乎没有“活跃的动作”。

比如说，手臂、腿、脊椎等部位产生动作时，身体的重心位置会跟着改变，但骨盆却仍然保持固定的状态，让身体的姿势得以维持。

骨盆就像身体的“船锚”，虽然表面上看起来并没有在动作，但骨盆其实随时随地都在发挥支持、固定的作用，让四肢能够顺利地动作。

骨盆与腿、脊椎“共同动作”当骨盆以外的部位扮演“支撑”角色时，也会让骨盆跟着产生动作。

固定腿部时，骨盆会随着脊椎产生动作。

固定脊椎时，骨盆则会与腿部共同动作。

换句话说，眼睛所看到的“骨盆的动作”，其实是脊椎、腿部所造成的。

骨盆的动作虽然是腿和脊椎所引起的的，但此时髋关节、脊椎的各关节、骶髂关节、耻骨联合其实也扮演着重要角色。

如果这些关节周围的肌肉、韧带、关节囊等部位产生硬化，那么骨盆的动作也会跟着衰退。

骨盆动作的“长鞭效应”骨盆所产生的动作，传到末端就会越传越大。

就像挥动鞭子时，末端的动作会变大一样。

由于骨盆位于身体中央，在动作传到末端的过程中，能量会逐渐扩大。

因此，如果骨盆肌肉的收缩失去平衡，人体为了维持平衡，就会产生不当的力量，这股力量会从骨盆沿着脊椎骨到达头部，或者沿着髋关节传导到腿部，最终就会引起严重的肩膀疼痛、膝盖疼痛等症状。

骨盆的基本动作骨盆以髋关节为轴心，能够产生以下三组动作：前倾和后倾、上升和下降、回旋。

实际上，骨盆会配合身体的各种姿势与全身的肌肉共同动作，不过，为了方便理解，下面仅列举出每个动作的作用肌、协同肌以及拮抗肌。

一、骨盆的前倾动作剖析①竖脊肌群将骶骨向上拉起②髂腰肌产生使髋关节弯曲的力量③腰椎前弯④臀大肌伸展产生力量前倾时，腹部会往前突出，耻骨联合会往下，坐骨结节则向后方拉高。

维持站姿时，使骨盆前倾的肌群主要为竖脊肌群和髂腰肌（作用肌）；两侧的多裂肌（协同肌）会负责收缩；髋关节的外旋肌群、上腹肌群、侧腹肌（拮抗肌）会伸展出力，使骨盆能够顺利地往前倾斜。

下肢生物力学足部矫形,

53
解决了双下肢的长短问题，再解决了足弓和足跟的支撑问题，基本问题就解决了。对一般患者/或普通人/或运动员就可以了。但要是再完美一点，还要做个跖骨支撑--使5支跖骨受力均匀，不使前足局部受力过大，也是重要的！尤其对糖尿病患者更重要！
54
55
前足: 由趾骨和跖骨组成。在蹬离期，前足骨骼像杠杆一样产生动力。
髋部活动范围的变化表明作为胫骨扭转的代偿机制的髂胫束、梨状肌、臀肌及内收肌紧张。
43
骨骼系统
肌肉系统
神经系统
距下关节与胫骨，腓骨，骨盆，脊柱也有关联。骨骼结构又与神经、肌肉功能互为因果。这么多“互为因果”交织在一起，最好的解决办法是---让距下关节回到中立位!
45
看上面图知道，距骨的前后被胫骨和腓骨限制位置了，失中立位一般在左右，表现为距骨外翻，或距骨内翻。导致高足弓或低足弓，其中低足弓（外翻）占了其中85%。
X射线
优点 •准确 •可靠 •显示人体代偿下肢不等长情况
缺点 •存在辐射 •不能提供股骨及胫骨的测量值 •昂贵 •耗时 •并非随时可用
14
下肢不等长的测量方法---使用皮尺测量诊断是最常见的临床手段。该方法使用皮尺从肚脐测量到内踝的长度。
皮尺测量
优点 •价廉 •简便 •快捷
缺点
•不如X射线或CT扫描准确 •可靠性——不同检查人员会得到不同的测量值
外侧力
内侧力
受力线
随着时间的推移，持续的压力和紧张会导致韧带松弛和关节不稳。
因胫骨旋转，连带的肌肉、筋膜及肌腱同时被牵引。这导致代偿运动进一步影响运动链。内侧胫骨旋转直接影响膝关节囊。
内侧胫骨旋转
旋前
外侧胫骨旋转
旋后

从坐到站运动分析

卒中坐姿治疗重点
• 1，松动并激活躯干和支持面相连接的骨盆；
• 2，促进节段性的腰椎伸展以促进髋成分的稳定和腹部的活动，这有助于实现姿势控制和释放上肢； • 3，促进胸节段伸展，肩胛骨调整基于其上；
• 4，促进和激活肩胛骨选择性运动和肩胛骨调整；
• 5，促进头部稳定和中线定位 • 6，促进凝视稳定； • 7，实现坐姿到仰卧位或者坐位到站位的变化和运动； • 8，如何保持姿势激活，会刺激和促进手的精细活动，或者运用手臂促进姿势控制 • 9，使用后倾坐位以达到一个稳定或敏感的足，或缩短髋屈肌和内收肌以便为改善转移和站立的稳定性做准备。
•
胸椎在上肢运动链中是一个关键连接。手臂运动时肩胛骨的控制是正常肩关节功能的一个重要组
成部分。肩关节复合体可以认为是一个多关节组成的一个大运动链的一部分。肩胛胸廓关节的稳定取决于周围肌肉的协同活动。肩胛肌肉必须动态稳定地定位关节盂，以便能产生高效的盂肱关节运
动。当力学机制发生变化，上
卒中后异常坐姿
• 蹋腰坐姿 • 头颈胸段前倾，骨盆后倾，骨盆腰椎向患侧倾斜，胸段向非偏瘫侧倾斜；头颈部向偏瘫侧倾斜，向健侧旋转；头颈部前屈，胸椎过度后凸，重心降低；双肩不对称，患肩下垂旋前，前臂内旋，肘屈曲，前臂旋前，腕关节尺偏掌曲。患臀塌陷，重心落在患臀上，臀部松弛后撤，下肢外旋，外展，足内翻外侧着地为主。
•
•
• 基本站姿的特点：伸展，包括躯干，头部和颈部、腿部的伸展。这种选择性伸展建立在躯干肌的相互作用，核心稳定和平衡的腿部肌肉活动的平衡基础上。
2，生物力学分析
• 人体站立时需要分布在全身的肌肉的作用来维持此时中心在支撑面上。由于这些肌肉表现出保持姿势的功能（抗重力维持垂直姿势的作用），通常称为抗重力肌。 • 1）与站立相关的因素

髋关节生物力学

髋关节生物力学[推拿] 髋关节生物力学髋关节生物力学髋关节由凹状的髋臼与凸状的股骨头构成，属于球窝结构，具有内在稳定性。

通过髋关节头、臼软骨面相互接触传导重力，支撑人体上半身的重量及提供下肢的活动度。

在众多的可动关节中，髋关节是最稳定的，其结构能够完成日常生活中所需的大范围动作，如行走、坐和蹲等。

球窝关节排列紊乱可导致关节软骨和骨内的应力分布发生改变，引起退行性关节炎等损害，并因关节承受巨大的力而逐渐加剧。

一髋关节负重静力学髋关节是人体最大的负重关节，主要是由骨盆上的髋臼与股骨近端的股骨头以及圆韧带、软骨等一些软组织构成。

股骨颈与股骨干之间的角度即颈干角，成人约110。

-141。

此角可以增加下肢的运动范围，并使躯干的力：量传递至较宽的基底部。

股骨干偏斜所致的髋外翻(≥141。

)和髋内翻(≤l10。

)都将改变与髋关节有关的力。

股骨颈长轴与股骨远端两髁横轴之间的夹角为股骨颈前倾角，通常在12。

-15。

，前倾角大于l5。

会使一部分股骨头失去髋臼的覆盖。

股骨矩位于股骨颈干连接部的内后方，在小转子的深部，为多层致密骨构成的骨板，是股骨干后内侧骨皮质的延伸部分。

股骨矩是股骨上段偏心受力的着力点，为竖立负重时最大压应力部位，同时也受到弯矩和扭矩的作用，其存在增加了颈干连接部对应力的承受能力。

在正常状态下，髋关节各个方向的力保持平衡。

双足对称站立时，体重平均分布到双下肢，每髋承担除下肢重量之外体重的1／2。

一侧下肢负重时，髋关节负担为除去一侧下肢重量的体重加上外展肌肌力。

此时在负重髋关节股骨头上部一处形成类似平衡杠杆系统中的支点。

为了保持身体平衡，需要外展肌紧张，发挥平衡作用。

若重心远离负重髋关节，则承力增加；若重心移向负重之髋关节，则承力减少；重心全部移到负重的髋关节上，则外展肌承力为零，髋仅承受部分体重之压力。

二、髋关节的运动学髋关节是一个球轴承的运动结构，主要动作可分解为在三个互相垂直平面上的运动：矢状面上的屈伸、冠状面上的内收外展，以及横断面上的内外旋转。

脑卒中患者坐位站起速度与动静态平衡的相关性研究

脑卒中患者坐位站起速度与动静态平衡的相关性研究周禹馨;张通;刘惠林;常冬梅【摘要】Objective To discuss the relationship between sit-to-stand velocity and dynamic and static balance respectively in stroke patients. Methods 22 stroke patients were measured their time for Five Times Sit to Stand Test (FTSTS scores) and the static balance performance as well as swaying of center of gravity in lateral directions was recorded with GS-10A. In addition, the distances of functional reach test (FRT) when sitting were measured. Results By using Pearson's correlation coefficient, FTSTS scores showed the moderate correlation with hemiparetic side, ENV. Area and distance of sitting FRT (r= -0. 512, P＜0. 05;r= 0. 632, P＜ 0.05;r= -0. 662, P ＜0. 01). Linear regression model, in terms of balance ability, showed the main factors associated with the sit to stand velocity were the distance of sitting FRT and ENV. Area. Conclusion ENV. Area and distance of sitting FRT are the main factors associated with sit to stand velocity and both static and dynamic balance can predict sit to stand velocity.%目的探讨脑卒中患者坐位站起速度与静、动态平衡的相关性.方法测量脑卒中患者5次坐立时间(Five Times sitto Stand PerforInance,FTSTS),用重心动摇仪(GS-10A)测量静态平衡能力及重心左右移动的能力,并测量坐位时功能性前伸的距离.分别计算FTSTS 得分与各测量指标的相关性,并做回归分析.结果FTSTS得分分别与偏瘫侧、重心摆动的外周面积、坐位时功能性前伸相关(r=0.512,P<0.05;r=0.632,P<0.05;r=0.662,P<0.01),多元回归分析显示,影响坐位站起速度的主要因素是坐位时功能性前伸距离和静态平衡参数外周面积.结论从平衡方面来看,外周面积和坐位下功能性前伸距离是影响坐位站起速度的主要因素,两者可以作为预测性指标评价脑卒中患者坐位站起速度.【期刊名称】《中国康复理论与实践》【年(卷),期】2011(017)004【总页数】3页(P352-354)【关键词】5次坐立测试;静态平衡;动态平衡【作者】周禹馨;张通;刘惠林;常冬梅【作者单位】首都医科大学康复医学院,北京市,100068;首都医科大学康复医学院,北京市,100068;中国康复研究中心北京博爱医院,北京市,100068;首都医科大学康复医学院,北京市,100068;中国康复研究中心北京博爱医院运动疗法科,北京市,100068;首都医科大学康复医学院,北京市,100068;中国康复研究中心北京博爱医院运动疗法科,北京市,100068【正文语种】中文【中图分类】R743.3;R493从坐位站起是参与日常生活活动的重要前提,是各种转移动作中必不可少的成分,正常人在日常生活中平均每天需要完成(60±22)次[1]。

垂直应力作用下骨盆旋转位时的生物力学研究

文章编号：1009-7090 （2011）01-0015-06
Biomechanical study on pelvis rotation under the vertical stress LI Ming-hui1, LIU Yang1, YANG Qing1, CHEN Fang-zhou1, ZHANG Hong-xi2, LIU Yu-qin2 (1.Department of Orthopaedics, The Fifth Hospital of Wuhan, The Second Hospital Affilited of Jianghan University, Wuhan 430050, Hubei, China; 2.Research Centre for Mechanics, Wuhan University of Technology, Wuhan 430072, Hubei, China) Corresponding author: LIU Yang. E-mail：liuyang19642000@
均值。应变花分别在 0°、45°、90°获取 3 个不同方向的侧）所受拉应变及压应变明显小于骶髂关节内侧（骶
应变值，利用软件 MainStress Intensity Factor Method 骨侧）；④髋臼前柱所受压应变是后柱 2.5 倍，拉应变
of Net 计算主应力大小及方向。
是后柱 2.2 倍；⑤耻骨联合处，坐骨处在垂直应力下
8 具，女性 4 具。以上标本均系健康、成人骨盆，肉眼观无畸形、骨折、明显骨折疏松等表现。同时也得到武汉大学及武汉大学解剖教研室进行关于骨盆骨折的
生物力学研究的许可。 1.2 实验标本制备
所有骨盆均保留第 5 腰椎、骶尾骨、双侧髋关节、双侧股骨中上段及骶髂前韧带、骶髂后长韧带、骶髂后短韧带、骶髂骨间韧带、骶棘韧带等 6 条韧带。以应变花布置测试点，测点如图 1 示（骶髂关节两侧、耻骨上支、坐骨支、髋臼前后柱共 12 个点），其测量方法按常规进行，严格应变片粘贴技术。 1.3 力学测试

标准步态下骨盆三维有限元模型构建及其生物力学意义

标准步态下骨盆三维有限元模型构建及其生物力学意义标准步态下骨盆三维有限元模型构建及其生物力学意义作者：汪光晔，张春才，许硕贵，任可【关键词】骨盆；三维有限元；髋臼作用力；骨盆肌肉收缩力Threedimensional finite element pelvic modeling duringstandard gait and its biomechanical significances【Abstract】AIM: T o construct a threedimensional (3D) finite element pelvic model which includes both 3D pelvic muscle and acetabular contact forces during standard gait. METHODS: A normal pelvis from an adult male subject was scanned by CT and the images of every crosssection were obtained. A pelvic model including both threedimensional pelvic muscle and acetabular contact forces during standard gait was constructed with PATRAN 20XXR2 software. RESULTS: The constructed 3D finite element pelvic model clearly reflected the real pelvic anatomy and biomechanical behavior, especially the muscle force and hip contact force. The model was divided into 113 028 nodes and 137 524 units. CONCLUSION: The construction of 3D finite element pelvic model provides basic data which are critical for accurately modeling either normal loads or stresses and strains, or the effects of abnormal conditions.【Keywords】pelvis; threedimensional finite element; acetabular contact force; pelvic muscle force【摘要】目的：构建包含骨盆肌肉及头臼作用力的标准步态下骨盆三维有限元模型. 方法：选择标准成年男性志愿者行骨盆CT扫描成像得到骨盆每层横截面图像, 运用Mimics软件行三维重建，利用有限元分析软件PATRAN20XXR2构建髋臼三维有限元模型,并将标准步态中肌肉收缩力及头臼作用力也设计到该模型中. 结果：所构建髋臼模型共划分为113 028个结点、137 524个单元, 模型模拟了骨盆皮质骨、松质骨、关节软骨以及股骨头结构的材料特性. 所建模型结构完整，空间结构测量准确度高，单元划分精细，重点突出，尤其肌肉及头臼作用力加载模拟形象、逼真，客观反映髋臼真实解剖形态结构和生物力学特点. 结论：构建的髋臼三维有限元模型为正常髋臼或异常髋臼力学研究提供可循模型.【关键词】骨盆；三维有限元；髋臼作用力；骨盆肌肉收缩力0引言对于髋关节的生物力学的研究，有必要了解跨髋关节肌肉的收缩力的大小方向及部位，完整地了解髋臼接触力与骨盆肌肉收缩力力学机制，有助于进一步模拟髋关节力学行为、解剖学与手术后改变的影响，虽然有文献［1-3］讨论过骨盆髋臼生物力学行为，然而这些先前的模型或没包括髋臼接触力或不包括肌肉收缩力. 因此其结果已受到大多学者的质疑. 作为实验研究骨盆与髋臼负载的需要，本实验试图报导一个既包含了肌肉又包含了髋臼接触力的三维有限元模型，这些数据将对于准确模拟髋关节与骨盆的正常负载或异常负载将尤为重要.1材料和方法材料① 成年男性志愿者骨盆（男性，40岁）；② 西门子SOMATOM Volume Zoom CT 机；③DELL工作站；④Mimics软件；⑤Patran 20XX r2 软件；⑥ Windows XP操作系统.方法骨盆三维有限元模型构建具体可以分为3个步骤① 步骤一：对一成年男性志愿者（40岁）的骨盆进行CT断层成像；在CT成像过程中要志愿者在骨盆纵轴方向保持不动，每隔1 mm层厚扫描一次. 所得图像以DIMCOM格式存入CT 机，刻录光盘，从而得到表示骨盆每层横截面的图像. ② 步骤二：将上述以DIMCOM格式存储的图像导入Mimics软件，设定门槛下界灰度值为270，上界不限. 通过Region growing 选择感兴趣区域，进行骨盆三维重建. ③ 有限元分析与计算：三维重建图像以out格式导出，并导入Patran 20XX r2软件，并重新进行格划分，建立皮质骨的外表面与内表面，其内外表面都相互连接，分别建立骨盆的皮质骨及松质体模(图1). 与骨盆骨相互作用的股骨头也被建模，此外关节软骨也被建模，以保证一个光滑且真实的髋关节作用力的加载［4］，除了髋关节头臼作用力(表1)，22块附着在骨盆上的肌肉也被设计到该模型中(表2，图2)，肌肉的生理附着点被绘制到有限元格中，其相关参数皆来自于Pedersen1997年的研究结果［5］.图1髋臼皮质骨(A)与松质骨(B)有限元模型略表1步态循环中支撑相时负载受力参数略设置单元属性根据骨盆的解剖结构特点，骨性结构模拟材料为皮质骨、松质骨、软骨下骨及关节软骨，材料参数的选择参考文献［6-7］（表3）.加载情况固定骶髂关节处的节点模拟骶骨的支持，只对左半侧骨盆进行加载，在耻骨联合处模拟弹性边界条件. 根据步态循环周期中左支撑相的第4个子步相的髋关节的头臼之间的作用力,从股骨头的中心点处进行加载. 此外肌肉收缩力也被考虑，收缩力的方向是根据远近端的附着点获得［8］，并且步态中骨盆肌肉与股骨的相对位置关系也被考虑进去. 本实验中设定股骨头内收15°，同时在前后位上骨盆与股骨头(髋关节的伸屈)的角度是可以变化的(表1). 肌肉的收缩力以分布载荷运用到模型的表面，肌肉的收缩力的方向是由其远近端的生理附着点的连线，并同时兼顾髋关节的屈伸角度对远端生理附着点的坐标影响. 假设条件:本实验所涉及的生物材料均假定为均质、连续和各向同性. 受力时模型各截面不产生相互滑动，各单元有足够的稳定性;材料受力变形为小变形.表25步态载荷中肌肉收缩力的大小(略)表3骨盆三维有限元模型单元属性表略2结果模型建立本研究中，应用CT图像专用的DICOM医学数字图像通讯标准，CT 专用的Mimics图像识别分割建模软件和PATRAN有限元专用软件，将薄层CT横断面图像进行分割识别，建立了适合生物力学研究的髋臼三维有限元模型(表4，图1)，肌肉的生理附着点被绘制到有限元格中，并由肌肉的远近端的附着点获得肌肉收缩力的方向，并兼顾髋关节的屈伸角度对远端生理附着点的坐标影响(图2). 髋臼三维有限元模型共划分为113028个单元，137524个节点. 股骨头采用四节点tet10单元，共划分为37090个单元502个节点. 松质骨模型在髂骨中央有椭圆形孔，及髂前下棘处有缺失，既该两处为皮质骨充满. 旋转观察模型形态与骨盆解剖形态具有满意的相似性，可任意切割和调整几何及材料参数以模拟不同临床与实验状态.表4模型的有限元如下表略模型的受力分析模拟步态4髋关节的头臼之间的作用力及附着在骨盆上的22块肌肉的收缩力对模型进行加载. 得到该情况下髋臼的力场分布(图3). 结果显示：主应力集中在髋臼软骨的臼顶区，传递至软骨下骨后，沿弓状线及臼顶的外上皮质至骶髂关节.3讨论骨盆有限元模型的应用1995年Dalstra等首次详细报告了骨盆三维有限元模型. 20XX年Garcia等应用三维有限元对内固定后的骨盆进行应力分析，研究骨盆骨折后不同固定对其稳定性的影响；20XX年Yew运用有限元分析影响髋关节假体置换稳定性的因素［9］. 国内张春才等［10］报道了应用三维有限元法对骨盆骨折损伤机制的分析. 在骨折内固定的应力分布、人工关节的设计优化研究，骨折危险性预测、骨折愈合、预测骨的塑型以及骨质疏松症研究方面有限元模型已是不可缺少的方法［7］.图3单腿站立位时皮质骨(A),松质骨(B)和髋臼软骨(C)受力分布略本研究应用16排螺旋扫描 CT扫描，并用MIMICS软件直接读取DICOMR的CT文件，选取兴趣区域行3D计算，获得髋臼的三维模型，并导入MSC公司PATRAN 软件，建立了髋臼的三维有限元模型，并对重点部位进行细划分. 与标本的相似程度高，形态结构准确完整. 操作过程使图像失真减少到最小. 以往［4-5］建立骨盆三维有限元模型采用的 CT胶片扫描或照相技术, 在对图像反复采样过程中, 图像的细节和信息在采样过程中丢失较多, 而且工作繁重而导致建模差异较大, 出现建模质量的问题,影响到计算结果的准确性. 本实验三维建模过程为全数据化处理，避免了数据收集过程中关键信息的丢失，最大限度上保证了建模的准确性和精确性.模型的力学相似性本研究结合了结合头臼之间的作用力与肌肉的收缩力，不当在外形上最大限度上保证了建模的准确性和精确性. 并且在力学加载上更与实体相似程度高，更加准确完整. 本研究头臼作用力由股骨头中心点处进行加载，同时参予髋关节运动有关的22块肌肉也被考虑，肌肉收缩力的方向由远近端附着点决定，并同时兼顾了髋关节屈伸角度对肌肉远端附着点的影响；肌肉收缩力大小与方向及头臼作用力大小与方向参考相关文献［5-6］,并转换为本研究的坐标系，更加真实地模拟实际步行情况.髋臼受力的分析生理状况下，骨骼的结构和功能在很大程度上依赖于其所处的力学环境. 在髋臼骨折治疗中, 施加的力学环境, 对治疗效率、准确的愈合是至关重要的. 本研究尝试对髋臼模型进行受力分析, 将骶髂关节和耻骨联合部位锁定后, 模拟步态4下髋臼的力场分布, 结果发现：在股骨头与髋臼接触部位, 最大接触力出现在髋臼的后上区域，提示在髋臼受力部位为高应力状态,皮质与松质最大受力部位较一致，皆出现在髋臼顶部附近(18 kPa, mPa)，软骨的峰值出现在臼顶内侧区( kPa). 本研究的意义说明, 所构建的髋臼三维有限元模型可以分割, 可以进行受力的分析.标准步态下骨盆三维有限元模型建立的意义骨盆肌肉的收缩力的大小、部位及方向与髋臼的接触力对于髋关节异常情况(如畸形、手术)的模拟非常重要. 完整地了解髋臼接触力与骨盆肌肉收缩力力学机制有助于进一步模拟髋关节力学行为、解剖学与手术后改变的影响，以往对髋臼进行有限元分析, 鉴于形状复杂,载荷条件复杂，一般均对其作简化处理, 先前的模型很少有髋关节接触力的三维模拟，或是没有对附近肌肉负荷的三维模拟［1-3,9］. 髋关节周围的实验及理论力学模型运行时都是在缺乏肌肉收缩力的影响上得出的结果，因此分析的结果必然引起误差［5］，了解髋关节的接触与跨髋关节肌肉作用力对于准确模拟手术后几何条件及负载改变是非常重要的. 本研究成功构建一个既包含了肌肉有包含了髋臼接触力的髋臼三维有限元模型，真实模拟人体髋臼解剖形态，肌肉载荷及头臼作用力，而且三维有限元图像还原性好, 能从力学上真实代表实物. 当然，这是全面认识髋臼生物力学改变的第一步，理想的模型将为进一步的研究提供可靠的手段和方法，也将有助于丰富髋臼的相关生物力学研究.【参考文献】［1］ Kaku N, Tsumura H, Taira H, et al. Biomechanical study of load transfer of the pubic ramus due to pelvic inclination after hip joint surgery using a threedimensional finite element model ［J］. J Orthop Sci, 20XX:264-269.［2］ Lalonde NM, Dansereau J, Pauget P, et al. Accessing the influence of repositioning on the pelvis 3D orientation in wheelchair users ［J］. IEEE Trans Neural Syst Rehabil Eng, 20XX,14:76-82.［3］Sparks DR, Beason DP, Etheridge BS, et al. Contact pressures in the flexed hip joint during lateral trochanteric loading ［J］. J Orthop Res, 20XX,23:359-366.［4］Huiskes R. Finite element analysis of acetabular reconstruction ［J］. Acta Orthop Stand, 1987,58:620-625.［5］Pedersen DR, Brand RA. Davy DT. Pelvic muscle and acetabular contact forces during gait ［J］. J Biomech, 1997,30:959-965.［6］ Dalstra M, Huiskes R, van Erning L. Development andvalidation of a threedimensional finite element model of the pelvic bone ［J］. J Biomech Eng, 1995,117:272-278.［7］ Dalstra M, Huiskes R, Odgaard A, et al. Mechanical and textural properties of pelvic trabecular bone ［J］. J Biomech, 1993,26:523-535.［8］Dostal WF. Andrews JG. A threedimensional biomechanical model of hip musculature ［J］. J Biomech,1981,14:802-812.［9］ Garcia JM, Doblare M, Seral B, et al. Threedimensional finite element analysis of several internal and external pelvis fixations ［J］.J Biomech Eng, 20XX,122:516-522.［10］苏佳灿，张春才，陈学强，等. 静载荷作用下骨盆三维有限元分析及其生物力学意义［J］. 中国临床康复，20XX,9:66-67。

骨科患者护理中生物力学的应用研究

骨科患者护理中生物力学的应用研究摘要】目的：对骨科患者护理中生物力学的应用效果进行研究分析。

方法：选取在我院骨科收治入院的240例患者，随机平均分为A、B两组。

B组采用常规的护理方法对患者进行护理，A组采用生物力学的方法对患者进行护理，然后对比两组的临床效果。

结果：A组患者的有痛率、护理人员舒适度体会、患者满意度、压疮出现率均较B组有明显优势，组间差异显著具有统计学意义（P<0.01）。

结论：骨科患者在护理人员运用生物力学护理的情况下，有满意度高、压疮出现率低、护理人员体会优等特点。

【关键词】骨科患者护理生物力学【中图分类号】R471 【文献标识码】A 【文章编号】2095-1752（2013）08-0121-021 前言骨科患者的特点是自身活动受到限制，无法自由活动，甚至翻身都是异常困难。

因此在骨科患者护理的过程中，护理工作显得至关重要。

然而现如今各大医院对骨科患者护理采用的是常规护理办法，这种常规的护理很容易造成患者出现压疮等多种并发症，而且护理过程中护理人员时常会因护理动作的不规范使得患者不满意[1]。

笔者通过研究、统计分析骨科患者护理中应用生物力学的临床效果。

2 资料与方法1.1 一般资料选取从2009年5月-2011年5月在我院骨科接受治疗并住院的240例行动受限的患者资料，年龄为53岁-75岁，平均65.5岁。

其中多发骨折8人，四肢骨折114人，关节损伤48人，软组织损伤20人，脊柱损伤50人。

疗养治疗48人，手术治疗192人，平均住院时间22天。

随即将上述患者分为A、B两组。

A为应用组，B为对照组，分别应用生物力学护理方法和常规护理方法。

2.2 护理方法B组患者护理运用传统护理方法，对于翻身受限的患者可要求两名护理人员协同护理。

A组患者护理运用生物力学护理方法，具体操作为：（1）患者需要翻身时操作：护理人员将病床的高度升高至自身的髋关节部位，这样做的目的是有助于护理人员的方便操作，有助于提升护理人员的体会。

股骨颈干角生物力学的三维光弹实验探究

摘要目的本文旨在利用三维光弹性法研究颈干角的变化正常及髋内外翻三种状态对股骨头颈部生物力学改变的影响，进行定量地分析，进而探讨此影响在该部位相关疾病诊断与治疗中的意义。

ｅ法光弹性法是一种光学的应力测量方法，是一种模型试验。

采用具有双折射性能的透明材料作成与实际构件相似的模型，并在其上施加与实际构件载荷相似的外力，置于偏振光场中，由于偏振光的干涉，形成明暗相问的条纹，通过对这些条纹的分析求得模型各部位应力，再根据模型相似理论换算成实际构件中的应力。

实验模型是将因脑外伤死亡的２０岁，体重５０ｋｇ的健康女性自第３腰椎以下的腰骶椎，双侧髋骨，双侧股骨干上段完整骨骼做为标本，测右股骨颈干角为１３０。

采用转子间楔型截骨的手术方法再分别制成右侧股骨颈干角为１１０。

及１５０。

的两套标本。

以上三套标本做为阳模，应用硫化硅橡胶铸造三种状态的阴模模具。

选用Ｅ一５１型环氧树脂作为模型材料，顺丁烯二酸酐作为固化剂，质量比ｌＯＯ：３５混匀，注入阴模制成颈干角为１３０。

、１１０。

、１５０。

自第３腰椎至双股骨干上段的三套完整光弹模型。

模型严格遵照原解剖结构粘合，髋臼内软组织用１．５ｍｍ厚硫化硅橡胶模拟。

上述材料的选择符合与骨组织及软组织的弹性模量的相似条件。

模型在冻结恒温箱内组装，下肢固定，双腿直立平衡，自第３腰椎前缘５ｃｍ处加载，包括骨盆自重实际加载５．４３１ｋｇ。

充分考虑争取多出条纹以利分析与尽量符合该状态下人体髋关节实际负重情况的统一。

室温下冻结开始，２小时后炉内温度达到１２５℃，恒温・１・２小时，均匀降温３～１０＂Ｃ／小时，７０℃关闭恒温炉，自然降温至室温２５℃。

切片平面选择右侧股骨头颈部正中冠状面，切片厚度５ｒａｍ，研磨，抛光至３张切片均符合测量条件，放入干燥箱处理１４天。

上述切片应用ｗＺＤ一３型光弹仪拍摄等色线图，绘制等倾线，主应力迹线图。

应用Ｍ一５００型切片光弹分析仪测各应力点条纹值，应用。

一２５螺旋测微器测量切片应力点厚度，测量结果输入电子计算机进行图象及数据分析。

(完整word版)足部生物力学与人体亚健康

---------------------------------------------------------------最新资料推荐------------------------------------------------------足部生物力学与人体亚健康各种足部问题不但会产生局部症状，也会对人体的其他部位带来不利影响。

作为站立和步行时人体的支点，如果足部出现机能障碍，则会导致人体足部以上骨骼系统的对线不良，从而导致膝、髋、骨盆、脊柱椎体各部位关节出现问题，影响人体健康。

1. 足部解剖、足弓和足部生物力学足部并不是一个刚体（rigid body），而是由 26 块骨， 33 个关节和多条肌肉、韧带和筋膜组成的。

在负重、运动时，足部会发生不同程度的变形。

四个可发挥弹性作用的足弓构成了足的基本功能单位。

足弓是由足部骨骼的拱形砌合，以及肌肉、足部的肌腱、韧带等组织共同构成的凸向上方的弓形结构。

足弓的形态和功能是由韧带、足底筋膜、肌肉及骨骼系统共同维系的。

人是唯一有足弓的脊椎动物。

足弓对人体正常站立和步行功能的实现十分重要。

可以认为，站立和步行时足部发挥的功能，是由足弓以及维持足弓的肌肉韧带等共同发挥作用而实现的。

足弓分为纵弓及横弓。

纵弓又分为内侧纵弓和外侧纵弓。

1/ 10内侧纵弓较高，在足的内侧缘，由跟骨、距骨、舟骨、 3 块楔骨和内侧第 1～3 跖骨构成，弓背的最高点为距骨头。

直立姿势下有前后两个支点，前支点为第 1～3 跖骨小头，后支点为跟骨结节。

此弓由胫骨后肌腱、趾长屈肌腱、长屈肌腱、以及足底的短肌、跖长韧带及跟舟跖侧韧带等结构维持，其中最重要的是跟舟跖侧韧带，起着弓弦的作用。

内侧纵弓曲度大、弹性强，适于跳跃，并能缓冲震荡。

外侧纵弓较低，在足的外侧缘，由跟骨、骰骨及第 4、 5 跖骨构成，骰骨为弓的最高点。

前、后支点分别为第 4、 5 跖骨小头和跟结节的跖面。

维持此弓的结构有腓骨长肌腱、小趾侧的肌群、跖长韧带及跟骰跖侧韧带等，弓弦是跟骰跖侧韧带。

健康人体正常站立位完整股骨生物力学的有限元分析

中国组织工程研究与临床康复第 12 卷第 52 期 2008–12–23 出版Journal of Clinical Rehabilitative Tissue Engineering Research December 23, 2008 Vol.12, No.52基础医学健康人体正常站立位完整股骨生物力学的有限元分析*★刘杨1,牛文鑫2,陈正龙1Finite element analysis of biomechanics of intact femur in normal human standing modelLiu Yang1, Niu Wen-xin2, Chen Zheng-long1Abstract: A three dimensional finite element model of normal human femur was established through helical CT images under the principle of RE (reverse engineering) and meshed in the ANSYS 9.0 software. Material of the bone was assigned as contiguous, homogeneous, isotropic and linear elastic property. The parameters of cortical bone and cancellous bone were 12 GPa Young's modulus and 0.3 Poisson's ratio. Simulation of normal double legs standing was made on the model and the vertical load from the upper surface was 500 N. The model was constructed successfully. The maximal displacement occurred on the femur head, and the maximal von Mises stress, 14.2 MPa, occurred on the middle and inferior segment of femur stem. The pulling stress was also great in local of the femur neck. The results validate the fact that femoral fracture often happens at the middle and inferior segment of femur stem, and that the elderly are easy to suffer femur neck fracture, and hard to heal. From the viewpoint of biomechanics, they should avoid walking after femoral neck fracture.Liu Y, Niu WX, Chen ZL. Finite element analysis of biomechanics of intact femur in normal human standing model. Zhongguo Zuzhi Gongcheng Yanjiu yu Linchuang Kangfu 2008;12(52): 10251-10253(China) [ ]Department of Precision Medical Instrument, Shanghai Medical Instrumentation College, Shanghai 200093, China; 2School of Life Science & Technology Engineering, Tongji University, Shanghai 200092, China Liu Yang★, Master, Department of Precision Medical Instrument, Shanghai Medical Instrumentation College, Shanghai 200093, China liuy@ Supported by: a grant from Excellent Youth Foundation* Received:2008-10-16 Accepted:2008-12-181摘要:建立完整的正常人股骨三维有限元模型,并应用于正常站立位生物力学分析.基于序列 CT 断层扫描图像,应用逆向工程原理,用自编图像处理程序从图像提取点云,并在逆向工程软件和有限元分析软件中建立有限元模型.其中将模型中材料考虑为连续,均质,各向同性的线弹性材料,将皮质骨和松质骨材料参数综合等效为弹性模量 12 GPa,泊松比是 0.3. 模拟正常双足站立,股骨头上表面受到垂直向下的分力为 500 N,执行计算.结果成功建立了有限元模型,最大位移发生在股骨头,最大应力发生在股骨体中下段,为 14.2 MPa,股骨颈局部拉应力较大.验证了股骨骨折多发于股骨体中下段的理论;并证明了老年人多发股骨颈骨折,并且骨折难愈合的事实,从生物力学角度说明股骨颈骨折后应避免活动. 关键词:股骨;有限元;生物力学;股骨颈骨折刘杨,牛文鑫,陈正龙.健康人体正常站立位完整股骨生物力学的有限元分析[J]. 中国组织工程研究与临床康复,2008, 12(52):10251-10253 [ ]>>本文导读 <<课题背景: 文章受优青基金资助, 研究股骨在日常生活中的正常受力情况, 旨在为日常活动提供建议, 另一方面为损伤和病变的不正常受力提供参考标准. 课题名称为基于生物力学方法的中医推拿定量分析技术, 应用有限元方法将传统中医中的推拿手法和现代科学中定量分析的理念结合起来,是课题的下一个目标.偏倚或不足 :文章所建立的模型在材料参数选取上还有较大的改进空间, 可以进一步设置为更合理的非均质, 各向异性,非线弹性材料.增加肌肉,韧带等软组织的影响,细化髋关节,膝关节处的受力模式,将得到更有说服力的结果.另外,该模型应该在改进后应用到更多更有意义的研究中.1节的研究升温,股骨远端的有限元模型也逐渐 0 引言有限元法的应用极大地促进了生物力学的发展,近年来,关于人体各组织器官的有限元模型不断被建立,解决了很多临床,康复,运动和工业等领域的问题 .股骨联结髋关节和膝关节,是人体最大的骨头,是人体正常运动不可或缺的支撑和活动单元[2].虽然近年来产生了不少优秀的人股骨三维有限元模型,但由于股骨在体积和长度上都比其他骨头大的多, 所以完整股骨的有限元模型相对较少 .相对来说,股骨近端有限元模型较多,主要应用于髋臼和人工关节的研究[4-6] [3] [1]增多[7-9]. 相对单纯对股骨的生物力学研究不多, 李苏皖等[10]应用有限元法分析人正常站立股骨的应力分布取得很好的结果,但也是仅仅使用了股骨近端模型,与完整股骨受力情况也有差异.另外,股骨在下肢活动中具有重要的生物力学作用,对完整股骨生物力学的深入认识是研究人体下肢与生物力学因素相关的损伤,疾病的重要基础.而研究股骨在日常生活中正常受力情况尤其重要,一方面可以为日常生活活动提供建议,另一方面为损伤和病变的不正常受力提供参考标准.文章将根据CT断层扫描数据,建立正常人完整的股骨三维有限元模型, 并应用于分析人正常站立位股骨的生物力学特上海医疗器械高等专科学校精密医疗器械系, 上海市 200093;2 同济大学生命科学与技术学院生物医学工程研究所, 上海市 200092 刘杨★,男, 1979 年生,陕西省西安市人 , 汉族,2006 年德国科布伦茨应用技术大学毕业 , 硕士, 主要从事医学及运动医学工程方面的研究.liuy@优青基金*中图分类号: R318 文献标识码: A 文章编号: 1673-8225 (2008)52-10251-03 收稿日期:2008-10-16 修回日期:2008-12-18 (20081111026/GA).由于近年来对膝关ISSN 1673-8225 CN 21-1539/RCODEN: ZLKHAH10251刘杨,等.健康人体正常站立位完整股骨生物力学的有限元分析征. 1 1.1 材料和方法有限元模型的建立对正常男性全股骨进行CT断区域都在解剖上属于关节接触位置.由于仅关注了正常站立姿态下股骨的生物力学特性,在计算中忽略韧带, 肌肉等软组织的影响.条件设置后在Ansys9.0中执行运算.层扫描,取得原始图片.在处理原始图片前,将骨组织区域和其他轮廓在图像处理软件Photoshop中进行分割并保存为JPG格式.运用同济大学生命科学与技术学院生物力学实验室编写的数字图像处理程序对分割后的图像进行边缘检测,提取边界坐标.用C语言程序对采集的象素坐标乘以相应系数,就得到相对应实体的二维真实坐标.然后,根据CT扫描的层厚,对每幅图像在三维上进行定标.经过程序处理,将股骨的外轮廓三维坐标存储为点云文件. 将采集的点云文件输入逆向工程软件Geomagic, 其中模型经历3个处理阶段:点阶段见图1a,多边形阶段见图1b, 曲面阶段. 形成NURBS曲面(非均匀有理B样条曲面).然后,以IGES格式将文件导出.在有限元软件 Ansys中, 读取Geomagic里得到的IGES格式的模型数据, 将所有的面生成三维实体模型,见图1c,并采用10节点的四面体单元进行网格划分, 得到有限元模型, 见图1d.2结果实体模型共包括NURBS曲面406个, 见2.1 模型结果图1d. 2.2 计算结果图1c.有限元模型生成节点14 909个,单元9 340个,见计算结果: 在竖直方向上最大向下位移发生在股骨头凹处,为1.155 mm, 最大向上位移发生在大转子外侧,为0.341 mm,见图2a. 最大总位移发生在股骨头上端加载处,为3.195 mm,见图2b. 沿竖直方向应力分布,最大拉应力发生在股骨体中下段外侧, 为12.2 MPa, 最大压应力发生在与最大拉应力同一水平面的股骨体内侧, 为14.2 MPa, 从最大拉应力到最大压应力逐渐过渡, 股骨颈上缘显示小区域拉应力略大, 股骨头, 大转子和内外髁没有应力集中,见图2c. 最大von Mises应力与竖直方向最大压应力大小和位置完全相同,见图2d,e. 股骨体中下段内外两侧都有明显的应力集中, 股骨颈局部应力略大,股骨头,大转子,内外髁应力较小,粗线部位有明显的零应力分布线.a: Point cloudb: Polygonc: Solid modeld: Finite element a: Displacement in Z-axes b: Integrate displacementFigure 1 Femur 3D finite element modeling process 图 1 股骨三维有限元模型建立过程模型包含骨髓腔, 骨质部分材料考虑为连续, 均质, 各向同性的线弹性材料.虽然目前的股骨模型材料参数设置为松质骨和皮质骨两种,甚至设置为非均匀材料. 但是也有文献认为可把股骨看作分布均匀且各向同性体材料进行分析,结果不会产生大的偏差,而且这种简化也大大降低了建模成本[11].所以文章模型将皮质骨和松质骨材料参数按参考文献[12]综合等效为弹性模量 12 GPa,泊松比是0.3. 1.2 模拟正常站立股骨受力分析设置边界条件, 将股骨实体模型的内外髁下缘的NURBS曲面全部自由度约束为零.假设静止双脚站立位时,股骨头上表面受到垂直向下的分力为500 N,所有加载区域和边界条件控制10252c: Stress in Z- axes d, e: von Mises stressFigure 2 Calculating results 图 2 计算结果3 3.1讨论股骨模型的建立有限元模型是生物力学有限元P.O. Box 1200, Shenyang110004刘杨,等.健康人体正常站立位完整股骨生物力学的有限元分析分析的基础, 是精确分析的保证, 同时也是重点和难点. 本模型基于序列CT断层扫描图像,应用逆向工程原理, 所生成模型采用了NURBS曲面, 从外形上较好地模拟了实体.该方法承袭借鉴了先前建模经验可靠性. 骨组织的力学性质是非均匀的,各向异性的非线性的,一般区分的皮质骨和松质骨在力学性质上也是渐变的.由于生物组织的个体差异性较大,所取参数的不同都可以有合理的解释,所以生物力学中的分析应注重规律的发现,而不应该耽于具体数量的论证.出于简化的目的,文章将骨组织的材质做了整体等效,并认为张美超等[12]所取弹性模量为12 GPa比较客观. 3.2 正常站立位股骨受力分析文章计算模型, 边界条件和加载条件都在合理范围内做了简化,考虑简化因素,计算结果位移,应力分布规律较为可靠.股骨的整体显示为股骨头类似一个悬臂梁的结构,在股骨头上施加向下压力,最大位移应该发生在股骨头离股骨中轴线最远的点上,股骨颈部位应该有应力集中,这与模型计算结果都相当吻合.计算结果显示应力集中的部位,都是在正常人体解剖结构中骨质明显增厚,密度明显增加的部位, 这个规律符合Wolff定律, 体现了人体内组织结构和功能的一致性.而且计算结果与临床发现股骨骨折大多发生在股骨体中下段的事实完全符合. 完整股骨模型对于分析股骨应力能够摆脱局部模型许多不足,分析结果更全面.本模型分析股骨颈应力较大,这与临床发现和他人股骨近端模型计算结果基本一致,是股骨远端模型不可能得到的.同时,文章结果证明最大拉应力发生在股骨体中下段外侧,最大压应力发生在与最大拉应力同一水平面的股骨体内侧.这在股骨近端模型中不能被观察到, 如在李苏皖等[10]的模型计算结果中,由于其模型恰好错过了发生应力集中的这个阶段,其计算结果就相当片面. 骨头是抗压不抗拉的材料,在拉应力作用下极易破坏[16-17] [13-15]常人股骨三维有限元模型.应用模型于正常站立位受力分析,所得结论与理论分析和临床发现基本一致,验证了股骨骨折多发股骨体中下段的事实,并证明了老年人多发股骨颈骨折,并且骨折难愈合的事实,从生物力学角度说明股骨颈骨折后应避免活动. 41 2,具有一定参考文献Zhang MC, Zhong SZ. Jiepou Kexue Jinzhan 2003;9(1): 53-56 张美超, 钟世镇. 国内生物力学中有限元的应用研究进展[J]. 解剖科学进展,2003,9(1): 53-56 Lewis CL, Sahrmann SA, Moran DW. Effect of position and alteration in synergist muscle force contribution on hip forces when performing hip strengthening exercises. Clin Biomech (Bristol, Avon) 2009;24(1):35-42 Ma JX, Ma XL, Zhang QG, et al. Zhongguo Zuzhi Gongcheng Yanjiu yu Linchuang Kangfu 2008;12(35):6823-6826 马剑雄, 马信龙, 张清功, 等. 三维有限元模型评价股骨正常站立位的生物力学特性 [J]. 中国组织工程研究与临床康复 , 2008 , 12(35):6823-6826 Qian JG, Song YW, Tang X, et al. Examination of femoral-neck structure using finite element model and bone density using dual-energy X-ray absorptiometry. Clin Biomech 2009; 24(1): 47-52 Jonkers I, Sauwen N, Lenaerts G, et al. Relation between subject-specific hip joint loading, stress distribution in the proximal femur and bone mineral density changes after total hip replacement. J Biomech 2008; 41(16): 3405-3413 Chen HZ, Jiang W, Zou W, et al. The biomechanical behavior on the interface of tumor arthrosis/allograft prosthetic composite by finite element analysis. Appl Surf Sci 2008; 255(2): 276-278 Shen GS, Xu YJ, Zhou HB, et al. Effect of femoral tunnel angle on tunnel enlargement in anterior cruciate ligament reconstructions. The Seventh Asian-Pacific Conference on Medical and Biological Engineering, 2008, Beijing, China. IFMBE Proc 2008;19: 103-106 Jiang HL, Hua JM, Xu XZ, et al. Suzhuo Daxue Xuebao: yixueban 2008;28(3): 421-422 姜华亮, 华锦明, 许新忠, 等. 正常人膝关节三维有限元模型的建立 [J]. 苏州大学学报: 医学版, 2008,28(3): 421-422 Completo A, Talaia P, Fonseca F, et al. Relationship of design features of stemmed tibial knee prosthesis with stress shielding and end-of-stem pain. Mater Design 2009; 30(4): 1391-1397 Li SW, Pu HF, He F, et al. Linchuang Guke Zazhi 2003;6(1) :1-4 李苏皖,卜海富,何仿,等. 正常双腿站立位股骨上段应力分布的三维有限元分析[J]. 临床骨科杂志,2003,6(1) :1-4 El'Sheikh HF, MacDonald BJ, Hashmi MSJ. Finite element simulation of the hip joint during stumbling: A comparison between static and dynamic loading. J Mater Proc Techn 2003; 143/144(1): 249-255 Zhang MC, Shi FL, Zhao WD, et al. Diyi Junyi Daxue Xuebao 2005;25 (10) :1244-1246 张美超,史风雷,赵卫东,等. 髋关节外展不同角度股骨颈应力分 :1244-1246 布的有限元分析[J]. 第一军医大学学报,2005,25(10) Niu WX, Ding ZQ. Yiyong Shengwu Lixue 2007;22(4):345-350 牛文鑫, 丁祖泉. 三种三维有限元建模方法在跟骨模型建立中的应用和比较[J]. 医用生物力学,2007,22(4):345-350 Zhang YC, Li J, Niu WX, et al. Zhonghua Yixue Zazhi 2008;88(17):1214-1216 张宇宸, 李颉, 牛文鑫, 等.人工颈椎间盘置换对多节段下颈椎活动影响的三维有限元分析[J]. 中华医学杂志,2008, 88(17):1214-1216 Zheng LP, Cai ZD, Niu WX, et al. Zhongguo Zuzhi Gongcheng Yanjiu yu Linchuang Kangfu 2008;12(39): 7665-7668 郑龙坡, 蔡郑东, 牛文鑫, 等. 热力学有限元方法研究骨组织热传导的三维空间分布[J]. 中国组织工程研究与临床康复, 2008, 12(39): 7665-7668 Keaveny TM, Wachtel EF, Ford CM, et al. Differences between the tensile and compressive strengths of bovine tibial trabecular depend on modulus. J Biomech 1994; 27(9): 1137-1146 Bayraktar HH, Morgan EF, Niebur GL, et al. Comparison of the elastic and yield properties of human femoral trabecular and cortical bone tissue. J Biomech 2004; 37(1): 27-35 Zhao XH, Yan SG. Guoji Gukexue Zazhi 2006;27(5) :277-280 赵新华,严世贵. 股骨颈骨折不愈合治疗进展[J]. 国际骨科学杂志, 2006, 27(5) :277-28034 56 789 10 11 1213 14.图2d所示股骨颈处应力集中部位应力绝对值虽15然不是最大的,但是却是由拉应力引起的,这是临床多发股骨颈骨折的主要原因,另外结合老年人的骨质特点, 所以老年人是股骨颈骨折的多发群体. 更严重的是, 在拉应力下骨折愈合相对困难,所以,股骨颈骨折的不愈合率比其他部位高,这一概率据文献报道为 10%~30%[18]. 从生物力学角度考虑, 为防止骨折不愈合, 股骨颈骨折后应尽量减少下地行动,避免其承受拉应力. 结论: 基于CT图片, 应用逆向工程原理建立完整正16 17 18ISSN 1673-8225 CN 21-1539/RCODEN: ZLKHAH10253。

《不同工况下骨盆的生物力学响应研究》范文

《不同工况下骨盆的生物力学响应研究》篇一一、引言骨盆作为人体重要的支撑结构之一，其生物力学响应在不同工况下具有重要意义。

在研究骨折、康复训练以及骨科疾病预防和治疗过程中，了解不同条件下骨盆的生物力学行为成为了至关重要的任务。

本研究将详细阐述不同工况下骨盆的生物力学响应，以期为相关医学领域提供理论基础和实践指导。

二、文献综述近年来，随着生物力学的发展，骨盆的生物力学研究取得了显著的进展。

国内外学者针对骨盆在不同载荷、速度、角度等条件下的生物力学响应进行了广泛的研究。

研究表明，骨盆在遭受撞击、跌落等外力作用时，其内部应力分布、骨骼形变等均会产生明显的变化。

这些研究不仅有助于理解骨盆在正常生理条件下的力学行为，也对于疾病预防、治疗和康复具有指导意义。

三、不同工况下的骨盆生物力学响应（一）正常生理条件下的骨盆生物力学响应在正常生理条件下，骨盆作为人体重要的支撑结构，承受着来自身体各部分的压力和应力。

研究表明，骨盆在正常生理条件下的生物力学响应主要表现在其应力分布和骨骼形变等方面。

这些响应与个体的年龄、性别、体重等因素密切相关。

（二）外力作用下的骨盆生物力学响应当骨盆遭受外力作用时，如撞击、跌落等，其生物力学响应将发生显著变化。

研究显示，在遭受外力作用时，骨盆的应力分布会发生变化，可能导致骨骼的形变和骨折。

此外，外力作用的速度、角度等因素也会影响骨盆的生物力学响应。

（三）病理条件下的骨盆生物力学响应在病理条件下，如骨质疏松、骨折等，骨盆的生物力学响应也会发生变化。

这些疾病可能导致骨骼的强度和稳定性下降，从而影响骨盆在受到外力作用时的生物力学响应。

四、研究方法与实验设计本研究采用生物力学实验和有限元分析相结合的方法，对不同工况下的骨盆生物力学响应进行研究。

首先，通过生物力学实验获取骨盆在不同工况下的应力分布和形变数据；其次，利用有限元分析软件对实验数据进行处理和分析，以更深入地了解骨盆的生物力学响应；最后，结合临床病例，对研究结果进行验证和评估。

正常人体运动学第二章骨运动学

第二章骨运动学第二节骨的生物力学学习内容一、骨的承载能力二、骨的载荷与变形三、骨的应力与应变四、骨的生物力学特性五、骨折的生物力学六、骨的功能适应性七、骨生物力学指标八、骨质疏松症运动防治一、骨的承载能力衡量骨承载能力的三要素：●骨的强度即指骨在承载负荷的情况下抵抗破坏的能力。

●骨的刚度即指骨在外力作用下抵抗变形的能力。

●骨的稳定性即指骨保持原有平衡形态的能力。

二、骨的载荷及变形●（一）骨的载荷载荷：即为外力，是一物体对另一物体的作用。

●按照载荷的作用性质不同，可将载荷分为静载荷和动载荷。

●按照载荷的表现形式不同，可将载荷分为拉伸、压缩、弯曲、剪切、扭转和复合载荷等。

1.拉伸载荷自骨的表面沿轴线向外施加一对大小相等、方向相反的力的作用。

骨受力后，能够导致骨骼内部产生拉应力和拉应变，使骨伸长并同时变细。

2.压缩载荷自骨的表面沿轴线向内施加一对大小相等、方向相反的力的作用。

骨受力后，能够导致骨骼内部产生压应力和压应变，使骨变短并同时变粗。

3.弯曲载荷使骨沿其轴线发生弯曲的载荷，在弯曲负荷下，骨骼内同时产生拉应力（凸侧）和压应力（凹侧）。

在最外侧，拉应力和压应力最大，向内逐渐减小，在应力为零的交界处会出现一个不受力作用的“中性轴“。

4.剪切载荷在骨的表面受到一对大小相等、方向相反且相距很近的力的作用。

在骨内部也会产生剪切应力和应变。

5.扭转载荷加在骨上并使其沿轴线发生扭转的载荷即为扭转载荷。

在生理状态下，扭转载荷常见于前臂、脊柱与下肢骨关节的旋转活动中。

6.复合载荷人体在运动时，由于骨的几何结构不规则，同时又受到多种不定的载荷，往往使骨处于两种或多种载荷的状态，即为复合载荷。

一般而言，骨承受压力负荷的能力最大，其次是拉力、剪切力和扭转力。

骨所受的正常生理负荷是这些力的综合。

持续载荷骨受到持续低载荷作用一段时间后，其组织会产生缓慢变形或蠕变。

在加载后的最初数小时（6～8小时），其蠕变现象最显著，随后蠕变的速率则会降低。

下肢生物力学与足部矫形

43
让我们迈出健康的每一步。
谢谢！
44
空载
拉伸
肌腱, 韧带和肌
肉
压迫骨骼和
关节软骨
剪切-弯曲
肌腱、韧带和肌
肉
剪切-摩擦骨骼和关节
软骨
剪切-扭转骨骼和韧带
多种负荷骨骼、肌
腱、韧带
载荷力对人体的影响载荷力用不同方式影响人体的不同部位，但它们有一个共同点：
持续的紧张引起局部创伤症状
随着时间的推移，紧张引起劳损
持续劳损导致衰竭
NAS测量左侧
右侧
×
RCSP
-15°
-5°
NCSP
0
0
MP
Hip ROM int
xet
-5° 15° 60°
+22° 45° 20°
FFT
0
0
LLD
-10mm
39
矫形鞋垫的应用范围：非常广泛
骨
腰
关
背
节
痛
疾
病
儿童疾病
足部疾患
40
足部矫形与康复
矫形鞋垫的设计是为减少旋前和旋后对身体的影响，恢复足部的自然吸收、减震Βιβλιοθήκη 性，改变和平衡足部受力，来适应地面。
起的骨结构实际缩短 ②.功能性，如过度旋前或软组织损伤导致的力学改变
31
下肢长度差对下肢和脊柱的影响
32
下肢长度差对脊柱的影响
33
34
4、髋关节活动范围
髋关节活动范围的检查不是矫形鞋垫处方所必须的，但是可以帮助我们了解软组织代偿情况。内旋、外旋各为45° 髋关节活动范围的变化表现作为胫骨扭转的代偿机制的髂胫束、梨状肌、臀肌和髋内收肌的紧张。