第二章　骨科生物力学　Locomotor System Biomechanics

生物力学是研究力学定律应用于生物结构以及力作用于生物结构的科学。生物力学是生物医学工程学的一个重要分支，其研究对象是生物与力学的相关问题。在医学生物力学的研究中，不仅需要应用力学不同领域的重要理论和基本原则来解释人体的各种生理和病理现象，而且常要借助医学实验研究的方法来证实力学的理论和原则。骨骼系统的生物力学是医学生物力学研究非常重要的一个领域，骨科生物力学的基本理论已成为骨科医师必须学习和掌握的重要内容。

第一节　骨的生物力学　Bone Biomechanics

上海交通大学附属新华医院　戴力扬

骨的生物力学特性

从生物力学的角度，骨可被视为由矿物质和有机成分构成的二相复合材料，这就使得骨组织被赋予相对其重量而言更为坚强的特性。

(一)强度和刚度

就功能而言，骨最重要的力学特性是强度和刚度。以长骨为例，当其在载荷作用下发生变形的时候，可得到一条载荷-变形曲线(图2-1-1)。曲线的开始部分为直线，这一区域为弹性区，此时如去除载荷则骨将恢复原来形状。随着载荷的加大并超过临界点则载荷-变形关系变为曲线，所对应的区域为塑性区，进入塑性区后即使载荷被去除该结构也将遗留一定变形，而曲线由弹性区进入塑性区的临界点被称为屈服点。如果再继续加大载荷，骨将发生骨折，在材料力学中被称作破坏。导致材料发生破坏的载荷即极限载荷。

一般将单位面积的极限载荷作为强度，但在不太严格的意义上讲也有将极限载荷作为强度的。因此在比较不同材料的极限载荷时，应注意其截面积的可比性。载荷-变形曲线在弹性区部分(直线部分)的斜率被称作刚度，即载荷/变形，斜率越大刚度就越高。

(二)应力和应变

应力指物体中各部分之间单位面积上相互作用的内力。对于均匀体来说应力=力/面积，应力的单位为N/m2或Pa。应变指受力物体变形量的变化。通常，应变=长度的变化/初始长度，应变没有单位。在材料弹性范围内，正应力和线应变成正比，其比例常数称为弹性模量或杨氏模量。骨应力和应变值可通过骨标准试件加载至破坏计算得到。皮质骨和松质骨由于结构和密度不同，力学性质有很大差异，皮质骨的刚度较松质骨大，且能承受较大应力，但应变较少;密度大的松质骨较密度小的能承受更大应力(图2-1-2)。

骨的生物力学行为

骨的生物力学行为与骨本身的力学性质、几何形状以及载荷类型、方向、频率等有关。

(一)不同类型载荷下骨的生物力学行为

骨在体内承受拉伸、压缩、弯曲、剪切、扭转等类型载荷。各种载荷在骨内产生的应力分布具有不同特点。

1.拉伸和压缩

材料力学分析表明骨在轴向拉伸或压缩载荷作用下，骨内部的内力在骨截面上是均匀分布的。内力在骨截面上分布的密度，即单位面积上的内力大小称为骨的拉伸或压缩应力。拉伸可以看成是许多小的力离开骨横截面，压缩则可认为是直接施加于骨截面上的许多小的力。最大的拉伸或压缩应力发生在与外界载荷垂直的骨截面上。在拉伸载荷下，骨将被拉长和变窄;在压缩载荷下，骨将缩短和增宽。临床上由拉伸引起的骨折常发生在松质骨，如跟骨后结节由于腓肠肌收缩拉伸产生的撕脱骨折;由压缩引起的骨折也常发生在松质骨，如椎体，特别是骨质疏松的椎体易引起压缩骨折。

2.剪切

骨除了承受轴向载荷外，还受到横向载荷的剪切作用。横向载荷使骨横截面间相互错动，称为剪切变形。剪切应力在截面上的分布规律很难确定，通常假设剪应力在截面上是均匀分布的。剪切应力在结构内呈角状变形，即在结构中原来与剪切平面呈直角者变为钝角或锐角。骨组织对剪切应力的抵抗能力较差。

3.弯曲

骨在弯曲时一侧压缩，另一侧拉伸。在骨的横截面上表现为承受拉伸应力区和承受压缩应力区两个部分。划分两个区的线称为弯曲中性轴，即中性轴的一侧受到拉伸应力，另一侧受到压缩应力，而在中性轴上无应力。临床上由于骨抗压缩能力大于抗拉伸能力，通常骨的弯曲骨折首先发生在弯曲变形的拉伸侧。

4.扭转

扭转使骨绕其轴线旋转，在骨截面上产生剪应力。在骨横截面上存在一条垂直于横截面的轴线，称为扭转中性轴。横截面上剪应力的大小与距中性轴的距离和扭转力矩成正比。扭转时在骨的横截面和纵切面上均存在剪切应力，且在中性轴的对角线平面上，拉伸应力和压缩应力最大。临床上扭转骨折首先发生在骨表面上与最大拉伸应力垂直的平面上。

(二)骨缺损的生物力学行为

临床外科操作可能会造成骨缺损。骨缺损的大小和形状影响骨强度，特别在扭转载荷作用下表现更明显。钻孔造成的骨缺损会产生应力集中，改变骨组织在载荷作用下生物力学行为，降低骨的能量吸收能力。如移除一块大于骨直径的骨块而造成的骨缺损会导致剪应力分布发生根本改变。在闭合截面上，剪应力沿骨壁均匀分布，方向一致，所有的剪应力都抵抗扭转力矩;而在缺损的开放截面上，壁两侧的剪应力方向相反，只有骨壁周边的剪应力抵抗扭转力矩(图2-1-3)。有限元研究及体外生物力学研究表明这种开放切面缺损可使骨扭转强度下降80%以上。

骨生长发育的力学因素

力学因素对骨生长发育的调节作用实际上在出生前即开始。肌肉的收缩所产生的应力、变形及相应活动对软骨的生长、骨化以及骨的塑形与重建均有重要作用，并随胎儿的生长愈发明显，如肌肉的收缩受到控制则骨量和强度均明显下降。胎儿出生后，骨骼的生长和骨化继续受到力学环境的调控。骨的强度和刚度随儿童到成人而增大，然后随着增龄而逐渐降低。骨质的改变使骨产生两方面变化:①由儿童到成人骨矿物质含量增加，所以在儿童骨质较柔软，易产生青枝骨折，成人骨质较脆，易产生脆性破坏;②骨密度在老化过程中减少，尤其在椎体和股骨颈部位松质骨密度减少更明显，骨小梁变稀，骨皮质变薄。

骨重建(改建)的力学因素

骨是一种特殊的始终进行代谢活动的生物组织，有重建能力。骨改建除受年龄、内分泌和营养等因素影响外，应力是影响这种动态平衡的重要因素。在力学作用下能改变骨的尺寸、形态、结构来满足功能需要。根据Wolff定律骨的重建受机械应力影响，在应力作用下骨改变内部结构和外部形态去适应功能需要。机械应力刺激可通过肌肉运动或负重来实现。失用会导致骨量丢失。据研究，卧床休息会导致骨量每周丢失1%。如果应力过大，也会影响骨质重建。内固定使用会造成应力遮挡和压迫骨质影响固定段的骨重建，导致固定段骨质疏松，当内固定去除后可发生再骨折。

第二节　软骨的生物力学　Articular Cartilage Biomechanics

上海交通大学附属新华医院　戴力扬

关节软骨覆盖在年轻正常的关节骨端，是一层厚1～6mm的结缔组织，其中胶原纤维占15%～22%，蛋白多糖占4%～7%，其他60%～85%为水、无机盐、糖蛋白类和脂质等。软骨的主要功能是分散接触应力和减少摩擦。

关节软骨的渗透性和黏弹性

为更好地理解关节软骨的生物力学行为，这种固体组织可被描述为是一种可渗透的多孔组织，水分可由于压力梯度或挤压在多孔基质中流动。因此可将其理解为一双相的介质:水相和固体相。

(一)渗透性

关节软骨具有渗透性，当存在压力差时液体通过多孔基质在软骨中运动或流向关节表面。健康关节软骨的渗透性很小，负重时水分受压流出，软骨变形。

(二)黏弹性

软骨的变形与施加外力的速度密切相关。在快速加载和卸载时(如跳跃)，水分没有时间流出，这时软骨组织像一种弹性的单相材料，承载时立即变形，卸载时立即恢复。在缓慢加载时(如长期站立)，水分被挤出，组织发生变形，卸载时恢复较慢，如有充分时间，软骨组织获得液体又可以恢复原状。实际上，由于达到平衡所需要的时间较长，生理状态下的关节软骨总是处于动态负载中，保持软骨组织存在的液体压力，因此是一种动态的平衡。

关节软骨的润滑

正常的关节有两种基本润滑类型:①界面润滑，滑液中的分子通过化学作用吸附在关节面上形成一个界面层;②液膜润滑，此液膜由原来的滑液和挤压出来的软骨组织液组成，使关节面间形成压力液膜，它的内压可以短期内支撑较大的载荷。在关节运动的周期中，两种润滑机制都起作用。当关节承载时，关节表面的载荷由非接触处的液膜压力和接触处的界面润滑层共同承担(图2-2-1)。

关节软骨的磨损

磨损是通过机械作用将材料从固体表面磨除。磨损分两种:由两个承载面相互作用引起的界面磨损和关节变形引起的疲劳磨损。前者往往发生在关节缺乏润滑而使承载面直接接触，如退变性骨关节病;后者往往发生于长期应力作用下微损伤的积累，可以是较短时间内的高载荷或长期的低载荷作用，可发生于润滑好的关节，如创伤性骨关节炎。关节软骨的磨损会中断组织的正常承载功能，破坏关节活动时正常润滑程序。

关节软骨退变的力学因素

软骨发生退变有两个原因:

(一)软骨本身的缺陷

如软骨随着年龄的增加，软骨成分发生变化，软骨弹性减弱，降低了软骨载荷承受能力，即使正常的关节活动和负重也可导致软骨磨损，因此老年人退行性关节病多见。

(二)外力载荷过重、过频繁或反常载荷，或几者兼有

不但对软骨产生机械磨损，而且使关节软骨的合成与降解失去平衡，导致软骨结构变化。因此足球运动员的膝关节和芭蕾舞演员的踝关节易发生退变。软骨组织破坏后修复能力有限，因此一旦发生磨损，损伤就不断积累，直到关节面丧失，软骨下骨暴露。

第三节　软组织的生物力学　Soft Tissue Biomechanics

上海交通大学附属新华医院　戴力扬

肌腱和韧带的生物力学

肌腱和韧带是致密的胶原组织，主要由胶原纤维组成，其他组成成分包括弹力纤维、网状纤维、蛋白多糖及水等。与肌腱相比，韧带中胶原所占的百分比较低，而其他成分所占的百分比较高;肌腱中的胶原纤维比韧带的排列更整齐一些，为纵向排列，而韧带由于在稳定关节起较大作用需承受更多方向的载荷，所以胶原纤维排列更多样化。

分析肌腱和韧带的生物力学特性对理解其损伤机制很重要，两种组织结构主要承受拉伸载荷。当载荷导致损伤时，损伤程度与载荷的大小和加载速度有关。将肌腱或韧带组织进行拉伸试验，可得到典型的载荷-变形曲线(图2-3-1)。曲线开始为趾区，在此区域不需很大的力即可使肌腱拉长，拉伸力使纤维的波浪结构变直，纤维沿载荷传导方向排列。接着是线性区，在此区纤维已拉直，随着加载，组织刚度上升很快，载荷和变形基本呈线性关系。在线性区结尾的载荷值为Plin，这点是组织屈服值，超过此值组织进行性破坏将发生，纤维发生部分破坏;当达到最大拉伸载荷Pmax时，完全破坏迅速出现，组织失去承载能力。肌腱一般与肌肉相连，正常肌腱的拉伸力比肌肉大2倍以上，因此临床上肌肉破裂多于肌腱断裂。韧带一般与骨相连，研究发现在慢速加载时，韧带的骨附着部分最弱，易造成撕脱骨折;在快速加载时，以韧带部分最弱而造成断裂。随着加载速度的增加，骨强度增加大于韧带强度的增加。

肌腱和韧带还具有黏弹性特征，也就是说肌腱和韧带的力学性质不但与载荷大小有关，也与作用时间及过程有关。肌腱受时间的影响可用蠕变-应力松弛来表示。组织持续承受恒定载荷时，随时间延长组织发生拉伸的现象称为蠕变;组织受到恒定持续拉伸时，随时间延长，组织上的应力会衰减的现象称应力松弛。组织会随过程发生变化，载荷-拉伸曲线的形状会随着加载和卸载发生变化。当组织在加载和卸载循环过程中，加载曲线和卸载曲线沿不同路径循环，出现滞后现象，表明有能量丢失。

有许多因素影响肌腱的力学性质。增龄、妊娠、制动、糖尿病以及类固醇等药物和血液透析能降低肌腱和韧带的力学性质;而锻炼对肌腱和韧带的结构和力学性质具有正性效应。自体或异体肌腱或韧带移植在临床重建中具有重要意义，但不能恢复组织原来的力学水平。肌腱和韧带修复后能根据力学要求进行重建。

神经的生物力学

(一)周围神经的生物力学

周围神经的基本组成单位是神经纤维，许多神经纤维聚集合成神经束，由数量不等的神经束再聚集合成神经干。神经干内的神经纤维并不是局限在单一的神经束内，而是在不同的神经束之间穿插行走，不断交换神经纤维，形成丛状交织状态。周围神经内尚有结缔组织，包括神经内膜、神经束膜和神经外膜。

在正常生理静息状态下，周围神经能在一定范围内适应外力的牵张，表现出一定程度的抗张性。目前研究发现这种抗张性存在如下结构基础:

1.神经干、神经束、神经纤维在其周围的组织床上均是迂曲存在的，这使得神经在被牵拉时，可以通过神经干、神经束、神经纤维迂曲的消失，使受到的力得到吸收与中和，从而保护神经组织，体现出一定的抗张强度。

2.在神经内结缔组织膜中，均含有胶原纤维。胶原纤维韧性大，抗拉力强，能抵御一定程度的机械刺激，具有较高的抗张性。

3.神经束在神经干呈现丛状排列，也提高了神经的抗张性。

对神经进行拉伸测试可得到应力-应变关系曲线(图2-3-2)。该曲线可分三部分:第一部分为正常生理作用范围的弹性阶段，应力与应变呈指数关系，曲线为凹形;第二部分为近似直线，提示当超过神经的弹性限度，神经延长即便很少，张力却急剧增加，似直线上升;第三部分应力与应变的关系近似第一段，但曲线为凸形，此段最高点所对应的应力为该神经的强度极限。

将神经拉伸到一定长度，会表现出应力松弛现象，应力随时间的延长而逐渐减小。神经组织在恒定应力作用下也会产生蠕变现象，其变形随时间增加而增加。另外，在对同一神经加载和卸载过程中，可产生两条应力-应变关系曲线，两曲线并不重合，出现滞后现象。

由于神经内部各结构所表现的力学性质有差异，如在一定拉伸载荷下，有的已超出弹性极限，而有的还在弹性范围内，所以对整个神经干而言神经受到外力造成损伤时，常常是外观仍保持完整，内部却发生了可逆或不可逆的病理改变。

周围神经对力学环境很敏感，神经修复时吻合口张力的存在直接影响神经功能的恢复。研究表明，临床神经瘤切除后两神经断端自然回缩所造成的缺损小于该神经直径的6倍时，可以改变肢体体位以减少缝合点张力及神经内压，对神经再生影响不大。当神经缺损大于该神经直径6倍时缝合则属张力下缝合，会导致神经内压升高，使神经血液循环受阻，神经缺血坏死，应放弃张力下缝合而行神经移植术。

(二)脊神经根的生物力学

脊神经前、后根自椎管发出时被脊髓硬脊膜及蛛网膜囊突出的鞘包绕，称为脊膜袖，该处神经缺乏神经外膜和神经束膜，因此对机械变形较周围神经更敏感。脊神经前后根在脊神经节远侧会合，硬脊膜鞘也随之合为一鞘，成为脊神经的被膜即神经外膜。

脊神经前根的最大破坏力为2～22N，后根为5～33N。脊神经最大破坏拉力在鞘内部分与在椎间孔部分有差异，后者载荷大约是前者的5倍。在拉伸载荷下，神经根的最大应变为13%～19%。神经根不是静止的结构，它会随着脊柱运动而活动，有资料表明直腿抬高试验神经根在椎间孔水平移动度为2～5mm。因此一些病变如椎间盘突出或椎管狭窄，在脊柱正常运动时会产生反复刺激使神经根产生损伤。在椎间盘突出时，一般只有一根神经根受压，会引起神经内高张力。Spencer等在体外模拟椎间盘突出导致神经根变形，估计接触压力约为400mmHg。随着椎间盘和椎间孔高度降低，两者的接触压力下降。在椎管狭窄患者，神经受压情况与椎间盘突出有不同，它是逐渐环绕神经的压迫，压迫位置和范围不同也许可解释两者症状的不同。手术减压初期，压迫解除，神经根水肿，张力增高，可能出现原有症状加重或产生新的症状。

骨骼肌的生物力学

骨骼肌的基本结构单位是肌纤维，是一种多核细胞，外面包绕肌细胞膜。许多肌纤维为肌束膜包绕形成纤维束，使纤维束中的肌纤维能同步收缩。整个肌肉周围包有结缔组织的肌外膜，因包绕较宽松，因而肌肉长度能够变化。骨骼肌的功能是通过主动收缩使自身出现拉应力，通过肌腱传导至骨，引起关节活动。

(一)肌肉收缩的类型

肌肉收缩和肌肉收缩产生的效果可按肌肉的张力和克服阻力之间的关系来分类。主要有以下几种方式:①等张收缩指整个关节运动范围内肌张力保持不变，如肘由伸直到屈曲90°时肱二头肌的收缩。②等长收缩指肌肉在不缩短情况下产生张力。肌肉不直接产生运动，表现为抑制或保持活动。等长收缩虽没有机械活动，但肌肉仍消耗能量，如保持人体于直立位，抵抗重力。③向心性收缩指肌肉产生足够张力克服抵抗力，肌肉发生缩短，导致关节活动，如股四头肌收缩使膝关节伸直。④离心性收缩指肌肉不能产生足够的活动，而被外载荷克服，肌肉将发生伸长。离心性收缩使关节活动减速，如下楼梯时股四头肌离心性收缩使膝关节屈曲减速。

(二)长度与张力的关系

静止的肌肉具有弹性，其肌张力的产生来自肌纤维周围的结缔组织以及肌膜。肌肉在载荷作用下可以被拉长，撤除载荷后肌肉恢复初始长度。实际上，载荷量与肌肉的拉伸长度并不成正比。最初肌肉很容易被拉长，以后很小的伸长也需很大的力。在短时间内重复地拉伸肌肉，肌肉的拉伸长度增加比单次拉伸为多，肌肉这种特性在体育锻炼中有很大作用。

(三)载荷与速度的关系

肌肉收缩的速度与肌肉的载荷有关。当无外来载荷时，肌肉向心性收缩速度最大，随着载荷增加，收缩速度减慢;当载荷与肌肉产生的力相等时，肌肉不再收缩，呈等长收缩状态;当外载荷继续增加时，肌肉就表现为离心性收缩，外载荷越大，收缩速度越大。

(四)力与时间的关系

肌肉产生的力或张力与收缩时间成一定比例关系。收缩时间越长，力产生越大，直到产生最大张力。因为收缩时间越长，就有足够的时间将力传导至肌腱，从而产生更大的张力。

肌肉被固定一段时间，肌肉的大小、结构、生理和代谢特性会发生许多改变。固定的肌肉不能产生正常的收缩力，固定后的肌肉的收缩力和长时间的工作能力均下降。而体育锻炼可使肌纤维形态和功能受刺激发生变化，使肌肉的收缩力和工作时间增加。肌肉可因缺血、炎症、机械等产生损伤，在损伤部位产生瘢痕组织，其间混有肌纤维，但很少有再生良好的肌组织。另外瘢痕组织会阻止远端组织神经支配，因此肌肉的张力和收缩力均下降。

第四节　脊柱脊髓生物力学　Spinal and Myelonic Biomechanics

宁波大学附属第六人民医院　胡　勇

在脊柱外科领域，自引入生物力学概念后，已从Frank Holdsworth(1963)率先提出脊柱的两柱理论发展到Denis(1983)提出脊柱的三柱理论，进一步优化了脊柱稳定的原理。脊柱生物力学研究主要包括运动学(kinematics)和动力学(kinetics)两大部分。脊柱运动学研究椎体间的运动，不涉及力和质量;而脊柱动力学则是研究载荷下的脊柱运动。脊柱的基本生物力学功能为支撑、迁移和保护神经结构。椎体、椎间盘和前、后纵韧带提供脊柱的支撑和缓解撞击，而其活动由复合椎间关节(椎间关节和关节突关节)提供。脊椎椎骨结构保护脊髓和脊神经。躯干肌和韧带维持脊柱的稳定和姿势。正常脊柱的功能依赖脊椎结构稳定性和弹性以及肌力和肌张力之间的相互作用。此相互作用的破坏或紊乱将导致脊柱疾患。脊柱解剖结构复杂、运动形式多样、材料力学行为特别，给脊柱力学研究带来困难。近几十年来脊柱生物力学发展迅速，主要依赖于研究方法和研究手段的进步，内容涉及脊柱生物力学实验室模型、数学模拟及临床研究等各个方面。随着现代影像技术，新材料和脊柱内固定技术的发展，外科医师面临越来越多的有关脊柱生物力学问题。为了提高对脊柱疾病的诊断和治疗，有必要在正常和脊柱疾患时，采用力学原理研究脊椎各结构的作用，充分理解和掌握脊柱的生物力学原理。在取得进步的同时还存在许多缺陷和争论。

基本概念

(一)功能单位

功能单位(FSU)又称活动节段，由相邻的两节脊椎骨、椎间盘、小关节及韧带结构构成一个能显示与整个脊柱相似的生物力学特性的最小功能单位，同时也是维持脊柱稳定性的基本单位(图2-4-1)。脊柱的生物力学研究和所获得的参数，大多数是以FSU为基础的。

(二)解剖学坐标系

解剖学坐标系亦称笛卡儿坐标系，可供简化和正常讨论脊柱的三维运动。该坐标系是固定在空间的右手笛卡儿坐标系，坐标系的原点在活动节段上一个椎体的中心(图2-4-2)。以此为基础，活动节段的所有载荷和位移可用数学的方法来精确描述。

(三)自由度和活动幅度

自由度是指物体能够运动的方向数。沿一直线平移或沿一轴旋转的刚体只有一个自由度。在平面上运动的刚体有两个自由度。椎体作为空间的自由刚体具有六个自由度，其中三个是平动自由度，三个是转动自由度(图2-4-3)。脊柱在六个自由度中的平动和转动范围称为活动幅度。

(四)运动范围

运动范围是指运动的中立位或休息位与生理运动极限之间的位移。脊柱维持某空间位置时关节承受最小的压力和需要最小的肌张力，称该位置中立位。中立位或休息位位于双侧中性区的中点。中性区是运动范围中韧带处于松弛状态和较小的外力产生较大的椎体位移的位置，在载荷-变形曲线上是指载荷接近于零的部分。弹性区是载荷-变形曲线中运动范围边缘的陡峭部分，这时，韧带被拉长，刚度增加，产生对进一步运动的抵抗力。

(五)共轭现象

共轭现象亦称耦合运动，是指同时发生在同一轴上的平移和旋转运动，或指在一个轴上的旋转或平移运动同时伴有另一轴的旋转或平移运动现象。共轭首先取决于关节面的几何形状，其次与连接关节的韧带有关。正常时脊柱在各方向上的运动均有其固定的共轭运动。

(六)刚体

刚体是指在任何载荷下保持它的大小和形状都不改变的物体，换句话说，刚体是不变形的物体。但当在研究问题中，被研究的对象中有些部分在指定载荷下的变形量与该研究对象其他部分的变形量相比极为微小而可忽略不计时，不影响研究问题本质时，则可将实际物体抽象化为刚体。所以刚体是一个被抽象化了的理想模型，它实际上并不存在。例如，脊柱运动时，椎体与椎间盘、韧带、关节囊等相比，其变形量极小，因而可被看作刚体，而椎间盘等结构则被称为塑性物体。

(七)刚度

使物体产生单位变形所需的外力。材料的弹性模量和剪切模量越大，则刚度越大。

(八)瞬时旋转轴

刚体在平面运动的每一瞬间，其体内总有一条不动线，该线叫做瞬时旋转轴或旋转中心(简称IAR)。平面运动可以用瞬时旋转轴的位置、瞬心轨迹和旋转量来完整描述。

脊柱的生物力学特性

脊柱是一个力学的结构，它有以下三个基本的生物力学功能:首先，将头和躯干的重力及弯矩传递给骨盆;其次，保证了机体头、躯干和骨盆间充分的生理活动;最后，也是最重要的，保护脊髓免遭外力损伤。

(一)椎体

早期的生物力学研究是对椎体抗压强度的测试。椎体在承受压缩负荷方面起重要作用。不同椎体承受负荷所占体重的百分比均有所不同，总的趋势是自上而下逐渐增大，由腰1～腰5分别为50%、53%、56%、58%和60%。椎体的强度随年龄的增长而减弱，尤其是40岁以后表现得更为明显。当椎体骨量减少25%时，其抗压强度可减低50%，这说明椎体骨量的减少可导致椎体强度明显减弱(图2-4-4)，而这一变化与椎体松质骨抗压强度的变化基本平行。

椎体皮质骨与松质骨承受压缩负荷的比例与年龄有关: 40岁以前分别为45%和55%，40岁以后则达到65%和35%。松质骨在被破坏前可压缩9.5%，而皮质骨仅有2%，这说明皮质骨在压缩负荷作用下更容易发生骨折。

椎体在40岁之前可承受大约8000N的压缩负荷，40～60岁时降低至55%，60岁以后则进一步降低到45%，当椎体因压缩而破坏时，终板总是首当其冲。其骨折形式可分为三种类型:中央型骨折、边缘型骨折及全终板骨折。中央型在没有蜕变的椎间盘中最多见，边缘型多见于有蜕变的椎间盘。全终板断裂多发生于高载荷时(图2-4-5)。终板及其附近松质骨的骨折可影响其本身的通透性，从而破坏椎间盘髓核的营养供给，即使骨折愈合后通透性亦仍然受到妨碍，从而导致椎间盘的退变。而这一薄弱区域也可能被髓核穿过向椎体内凸入，形成所谓Schmorl结节。

(二)椎间盘

腰椎椎间盘允许适当的矢状面和冠状面旋转运动，限制位移运动。在腰椎，椎间盘是主要的负重结构。椎间盘纤维环内、外层纤维的组成与排列均有所不同，层间纤维相互交叉，相邻两层纤维与椎间盘平面的夹角为±30°，而层内纤维则平行排列(图2-4-6)。外层纤维与椎体连接，内层纤维则止于软骨板将髓核严密包容。

当腰椎活动节段受到压缩时，椎间盘髓核内产生流体静压。根据Nachemson的研究，椎间盘内压大约相当于该平面所承受负荷的1.5倍，而在椎间盘内压产生的同时，纤维环的纤维也产生张力以及切向力与其对抗。当负荷达到2000N之前，椎间盘内压与外负荷呈线性关系，而切向应力与张应力却可高达外负荷的4～5倍。椎间盘内压因节段而异，从上腰段至下腰段逐渐减小，同时，当人体处于不同体位及完成不同动作时，椎间盘内压均可发生改变。Nachemson(1975)在椎间盘内压测量的体内研究发现，在良好支撑条件下躺下来脊柱椎间盘内的负荷最小，放松站立时椎间盘内的负荷较低，在坐位时负荷增加。Sato(1999)等人的研究结果进一步证实了Nachemson(1975)的发现，脊柱负荷从直立位时的800N增加到静坐位时的996N。Nachemson和Wilke曾提出不同姿势时椎体上的相对负荷，具体结果见图2-4-7。当椎间盘出现退行性改变后，椎间盘内压减低，椎间盘纤维环所受张力及切向力也相应减小。

腰椎活动节段在压缩负荷作用下所得的负荷-变形曲线呈S形，这提示椎间盘在低负荷时主要提供脊柱的柔韧性，并随负荷增加而加大刚度，当高负荷时则提供脊柱的稳定性。虽然高负荷可造成椎间盘的永久变形，但却无法造成纤维环的破裂与髓核的突出，即使切开后外侧纤维环亦无济于事。当加大负荷直至超过极限，最先发生破坏的始终是椎体，而与椎间盘正常与否无关。

前已述及，当椎间盘承受压缩负荷时纤维环将产生张应力。实际上无论脊柱承受的是哪一种类型的负荷，其纤维环的某一部分总会有张应力产生。椎间盘被压缩后纤维环外层纤维沿纤维排列方向产生较高张应力，而轴向张应力却比较小;与外层纤维相比，内层纤维的应力类型相同但量值却要小得多。一般来讲，纤维环的前方和后方抗拉强度最高，而侧方较低，抗拉能力最弱的是纤维环的中央部分纤维与髓核。

有研究证实，6°～8°的弯曲负荷一般不至于造成椎间盘的破坏，但如果将后部结构切除后，使腰椎活动节段前屈15°即可使椎体后缘发生撕脱骨折。在生理活动范围内，腰椎被弯曲时，其凹侧将发生纤维环的膨出，即前屈时纤维环膨出在前，后伸时纤维环膨出在后。

扭转是引起椎间盘损伤诸负荷中的最主要类型，对腰椎活动节段施加扭转负荷后所记录的扭矩-转角曲线呈S形，完成0°～3°的轴向旋转仅需很小扭矩，而转角在3°～12°这一阶段两者基本呈线性关系;当转角达到20°左右时即可造成破坏。纤维环对抗扭转负荷的能力较弱，这是由其各向异性的特点所决定的:纤维环层间纤维相互交叉，当其被扭转时仅有一半纤维承负;同样，外层纤维所受扭力要大于内层纤维，因而也就更容易发生断裂。

椎间盘还具有黏弹特性，主要表现为蠕变和松弛。所谓蠕变系指在一段时间内在负荷持续作用下所导致的持续变形，也就是变形程度因时间而变化。而应力松弛或负荷松弛则指材料受负后变形达一定程度时应力或负荷随时间而减低。

椎间盘的黏弹性使其自身能够有效地缓冲和传递负荷。负荷量越大，所产生的变形就越大，蠕变率也就越高。已有研究发现，腰椎的前屈范围在正常情况下傍晚比早晨大5°左右，而向尸体腰椎活动节段施加前屈蠕变负荷以模拟一天的活动时发现其抵抗前屈的能力明显减弱。这说明前屈负荷在早晨所产生的应力更大，腰椎也因此更容易受到损伤。

椎间盘的退行性改变对其自身的黏弹性亦有明显的影响。当椎间盘发生退变后，蠕变率与初始松弛率均增加，达到平衡所需时间也相应缩短，达到平衡时的负荷也将减低(图2-4-8)。这说明椎间盘发生退行性改变后缓冲和传递负荷的功能相应减弱。

椎间盘的黏弹性还表现为具有滞后特性。滞后系指黏弹性材料在加负与卸负过程中的能量丢失现象:卸负后负荷-变形曲线如低于加负时，则表示有滞后现象出现。通过滞后这一过程，椎间盘可有效地吸收能量而使人体免受伤害。当一个人跳起或落下时，冲击能量通过脚，由椎间盘和椎体以滞后的方式吸收，因此，其是一种保护机制。椎间盘的滞后过程还与年龄、负荷量及节段有关。载荷越大，滞后越大;年轻人的滞后大，中年以后的滞后小;下腰椎椎间盘比上腰椎椎间盘的滞后大。同一椎间盘再第二次加载后的滞后比第一次加载时下降，此现象表明反复的冲击载荷对椎间盘有损害。

对椎间盘的应力分析表明，纤维环的切向应力由内向外逐渐增大，而压应力以髓核为最大，向外逐渐减小并转为拉应力。研究又进一步证实，在人体腰椎间盘纤维环的后侧及后外侧有一应力集中区域，这恰好与临床上腰椎间盘纤维环破裂、髓核突出的好发部位相吻合。从生物力学的角度分析，腰椎间盘的前侧及左右两侧均较厚，比较薄弱的突破口是在后侧与后外侧，其厚度仅及前方和两侧部分的1/2，承负能力也较弱。这样，尽管纤维环在轴向压缩负荷下一般并不会发生破裂，但长期持续的负荷可造成纤维环后侧的损伤从而使其结构相对薄弱，此时即使是较小的负荷也可能导致纤维环的撕裂。

(三)椎弓及关节突关节

对于椎弓的生物力学特性目前知之甚少。一些力学实验表明，椎弓的破坏多发生于椎弓根及椎弓峡部(图2-4-9)，采用三维有限元方法进行分析，亦证实这两个部位均为应力集中区域。但椎弓根部的损伤临床上非常少见，多数椎弓峡部裂患者亦无明确外伤，故目前多数意见认为腰椎椎弓峡部裂实质上系由局部应力异常增高所导致的疲劳骨折。

关节突关节的生物力学功能主要是承受压缩、拉伸、剪切、扭转等不同类型的负荷，并在此基础上提供一定范围的生理活动。脊柱节段的活动类型取决于椎间小关节面的取向，而小关节面取向在整个脊柱上有一定的变化。下颈椎的小关节面与冠状面平行，与水平面呈45°，允许颈椎发生前屈、后伸、侧凸和旋转运动。胸椎的小关节面与冠状面呈20°，与水平面呈60°，允许侧凸、旋转和一定程度的屈伸。腰椎的小关节面与水平面垂直，与冠状面呈45°，允许前屈、后伸和侧凸，但限制旋转运动(图2-4-10)。

以往腰椎关节突关节承受压缩负荷的作用常被忽视，但据椎间盘内压测定结果，关节突关节所承受的压缩负荷占腰椎总负荷的18%。研究证实，当关节突关节被切除后，腰椎活动节段所承受的极限压缩负荷有明显的减低。另外还有人证明关节突关节在动态条件下也承受压缩负荷。关节突关节的承受比例因姿势不同而异，当腰椎处于最大后伸位时可达到33%，而最大前屈位时降至零。

关节突关节承受拉伸负荷主要发生在腰椎前屈时，当腰椎前屈至最大限度时所产生的拉伸负荷有39%由关节突关节来承受。此时上、下关节突可相对滑动5～7mm，关节囊所受拉力为600N左右，而正常青年人关节囊的极限拉伸负荷一般在1000N以上，大约相当于人体重量的两倍。关节囊受到牵拉后，其应力-应变曲线表现为两个波峰，这可能是因为关节囊由不同长度的纤维组成，以适应不同类型的负荷。一般认为，腰椎受到过屈暴力时先受损伤的是棘上韧带和棘间韧带，而在侧屈暴力作用下则以关节囊首当其冲。

当腰椎承受剪切负荷时，关节突关节大约承受了总负荷的1/3，其余2/3则由椎间盘承受。但由于椎间盘的黏弹性受负后发生蠕变和松弛，这样几乎所有的剪切负荷均由关节突关节承受，而附着于椎弓后方的肌肉收缩使上、下关节突相互靠拢，又在关节面上产生了较大的作用力。还有人认为关节突关节仅承受向后的剪切力，而在承受向前的剪切负荷时不起主要作用。

腰椎关节突关节的轴向旋转范围很小，大约在1°。实验表明，当轴向旋转范围超过3°时即可造成关节突关节的破坏。一些作者提出，限制腰椎的轴向旋转活动是腰椎关节突关节的主要功能。

腰椎关节突关节的不对称也可引起腰背痛疼。Farfan和Sullivan观察了78名腰椎间盘突出症患者，其中有76人存在关节突关节不对称即一侧关节面方向偏冠状位而另一侧偏矢状位。他们还注意到这些患者中有94.7%的椎间盘突出发生于关节面方向偏冠状位的那一侧，认为关节突关节对腰椎轴向旋转活动的限制作用可保护椎间盘免受损伤，而关节突关节的不对称使冠状位的关节面受到较大剪力，因而该侧椎间盘纤维环容易被撕裂。Cyron和Hutton用尸体腰椎标本完成的实验表明，当关节突关节不对称的腰椎活动节段承受扭转负荷时，其轴向旋转总是更倾向于关节面呈矢状方向的那一侧，从而推测该侧关节面受力较大以致发生退行性改变，而此时关节软骨及软骨下骨如存在有不连续或不平滑则可使这一趋势加剧，一方面可导致腰椎不稳，另一方面也会引起疼痛。Murtagh等还发现在腰椎退变性疾患患者中关节突关节不对称者比例高达50%，而另一组资料则显示凡存在有关节突关节不对称的腰椎节段均有明显的椎间盘退行性改变。经统计学研究显示76名正常人，其中21人存在腰4～5或腰5骶1关节突关节的不对称，占27.6%，而在173名腰椎手术患者中关节突关节不对称者84例，占48.6%，其比例明显高于正常对照组(χ2= 9.479，P＜0.01)，提示关节突关节不对称与某些腰椎疾患特别是腰椎间盘突出症可能有一定联系。

(四)韧带

韧带的主要成分为胶原纤维和弹力纤维，胶原纤维使韧带具有一定的强度和刚度，弹力纤维则赋予韧带在负荷作用下延伸的能力。韧带的大多数纤维排列近乎平行，故其功能多较为专一，往往只承受一个方向的负荷。脊柱韧带的功能主要是为相邻脊椎提供恰当的生理活动，同时也可产生所谓“预应力”以维持脊柱的稳定。脊柱离体标本在牵拉负荷作用下仍保持一定的椎间盘内压，这种预应力在相当程度上来源于韧带的张力，以黄韧带最为突出。

脊柱的前部和后部均有坚强的韧带包裹。对前、后韧带所作生物力学测定发现两者的破坏应力相近，分别为21MPa和20Mpa，但预张力和破坏负荷却相差很远:前纵韧带的预张力是1.8N，破坏负荷为340N;而后纵韧带的预张力是3.0N，破坏负荷为180N。前、后纵韧带限制脊柱的屈伸活动。

在连接椎弓的韧带中以黄韧带的研究为最多。黄韧带的椎板间部分弹力纤维为头尾走向纵行排列，关节囊部分在颈段并无弹力纤维，而在胸段和腰段弹力纤维均为斜向排列。黄韧带中弹力纤维的比例高达60%～80%，几乎完全呈现出弹性特性。黄韧带的应力-应变曲线与弹力纤维相近，其产生的预张力可防止韧带本身在脊柱后伸时产生皱褶而凸入椎管，从而使脊髓、马尾及神经根在脊柱的充分屈伸活动中得到保护。

当黄韧带发生退行性改变后，弹力纤维含量明显减少，而胶原纤维含量则相应增加，甚至成为黄韧带的主要成分，由此可导致黄韧带弹性的明显降低，容易出现皱褶或折叠而凸入椎管。

脊柱运动学

(一)颈椎活动度

颈椎活动度的测量主要依赖X线片或者尸体标本的研究。角度仪和各种各样光电以及电磁仪器在临床上用来无创测量颈椎活动度不是很准确，特别是耦合运动不能被很好得量化(Roozmon et al，1993)。C1～C2的轴向主动旋转活动度为27°～49°(平均39°);被动旋转活动度为29°～46°(平均41°)(Dvorak et al，1987; Dvorak et al，1988; Penning＆Wikmink，1987)。这些测量值大约占整个颈椎选择活动度的50%。

另一项关于成年男性颈椎活动度的立体X线摄影研究发现从枕骨到C7，整个颈椎的旋转度大约有105°，其中70%的旋转运动度发生在枕骨到C2。从C2到C7节段，平均每一个节段的旋转运动度为4°～8°(Mimural et al，1989)。C1～C2关节的屈伸活动度要比旋转活动度少很多，其屈伸活动度平均为5°～20°，其中主动活动度平均为12°，被动活动为15°(Dvorak et al，1988)。

下颈椎(C3～C7)的轴向旋转活动度大约为90°，左右各45°。侧屈角度稍大，一边约为49°，共约98°。屈伸度共为64°，屈曲40°，后伸24°。整个运动节段的每一个平面上都平均分布(Lysell，1969)。下颈椎运动节段总的前后平移活动度为(3.5±0.3)mm。向前或者向后活动度不同，向前活动为1.9mm;而向后则为1.6mm。侧方的剪力导致下颈椎在侧方移位的总活动度为(3.0±0.3)mm，向左右的方向移位程度相同;轴向的张力可以使得颈椎牵张1.1mm，压缩0.7mm(Panjabi et al，1986)。

颈椎良好的柔韧性可以允许颈部有很大的活动范围，可以很简单地看头顶的飞机，越过人的肩膀或者在桌子底下找东西。有学者用电子角度测量仪对颈椎联合运动的测量分析显示屈伸活动度为122°± 18°;轴向旋转活动度为144°±20°;侧屈活动度为88°±16°(Feipel et al，1999)。随着年龄的增长，颈椎的活动度逐渐减少。性别差异对颈椎的活动度没有明显的影响。

有学者对成年健康人群的颈椎日常主动活动度进行了研究(Bennett et al，2000)。用一个测量颈椎活动度的仪器，将其Velcro头套固定在被测量者的头部，磁体放置在被测量者的肩部，测量颈椎的旋转和运动。然后施行选取的13种日程活动，如:系鞋带(屈伸66.7°)，倒车(旋转67.6°)，淋浴洗头(屈伸42.9°)，过马路(头左转31.7°，右转54.3°)，读报(屈伸19.9°)，在桌边书写(屈伸26.2°)，看高处的物体(屈伸4.3°)等，这些活动都要求颈椎进行最大的主动活动。除了一些动作中耦连旋转运动，很多活动中没有发现有侧屈运动的存在(过马路的时候头颈左右旋转)。

(二)颈椎耦合运动

1.寰枢椎

由于颈部非常灵活，因此寰枢椎运动节段的耦合运动的特点显得非常重要。齿状突局限于寰椎的骨韧带环中，导致C1～C2之间的侧块连接就像膝关节髁一样，随着屈伸而进行滑动和旋转运动。无论旋转和屈伸寰枢时中心始终位于齿状突中心。C1～C2节段的旋转同时耦合有沿Y轴的垂直运动(图2-4-11)和前后方向上的位移(Werne，1957)。这说明C1～C2在中立位时最稳定;当施行椎体融合术时，则尽量纠正其旋转。

2.下颈椎

下颈椎的耦合运动模式是在向左侧屈运动时，颈椎的棘突转向右侧;反之，当颈椎向右侧屈时，棘突转向左侧(Lysell，1969; Moroney et al，1988)(图2-4-12)。在C2节段，当每有侧屈运动3°，同时伴有2°的轴向旋转运动，耦合运动的比例为2∶3或0.67。在C7节段，当每有侧屈运动7.5°，同时伴有1°的轴向旋转运动，耦合运动的比例为2∶15或0.13(White＆Panjabi，1990)。有限元分析结果显示，在下颈椎关节突关节和钩和椎关节是耦合运动的主要运动关节，钩突能有效减少颈椎的耦合运动(与载荷同向)，特别是轴向旋转和侧屈载荷。钩椎关节能增加颈椎的初始活动，与钩突的作用相反(Clausen et al，1997)。在X线片上能显示颈椎屈伸运动同时伴有横向的位移。颈椎屈曲时，椎体前移，椎体下关节突向上滑过下位椎体的上关节突，造成假半脱位。在病理情况下或者外科手术后常会引起颈椎耦合运动的改变。

在颈椎牵引治疗时，牵张应力施加于颈椎，然而在创伤时牵张应力更为普遍。像安全气囊等汽车的被动制动约束系统会造成颈部的牵张暴力。单独一个椎间盘受到569N±54N时发生破损，而正常成人尸体颈椎骨折需要的应力为3373N±464N(Yoganandan et al，1966)。然而，主动肌肉收缩产生的应力则可能大于这些数字。

3.枕颈复合体

寰椎横韧带将齿状突固定在其与寰椎前弓之间。横韧带可以允许齿状突旋转，但限制其前移。横韧带缺乏弹性，甚至不允许寰枢之间存在2～3mm的半脱位(Fielding et al，1974)。C1在C2上方向前位移3～5mm常常提示寰椎横韧带断裂，如向前位移5～10mm，则提示横韧带断裂;移位超过10mm，则所有韧带发生断裂(Fielding et al，1976)。C1在C2上向前移位常常在X线片上测量寰椎前结节后缘到齿状突前缘的距离(寰齿间距，ADI)(图2-4-13)。寰椎向后半脱位一般发生在齿状突骨折，齿状突游离小骨或齿状突发育不全。

疾病会减弱或破坏颈椎横韧带。最显著的是，风湿性关节炎中的滑膜炎能产生血管翳，从而破坏寰枢关节和横韧带。唐氏综合征患者的横韧带很容易受累，因此此类患者必须在其参加特奥会等体育运动前进行仔细的临床及影像学评估。

Steel的“三分法则”可以用来判断会引起脊髓损伤的寰枢脱位的程度(Steel，1968)。寰椎前后弓内径大于3cm，齿状突占据了其中的1cm，脊髓大约占据1cm，剩余1cm的空间给软组织和正常活动需要(图2-4-14)。

(三)胸腰椎活动度

1.屈曲和伸展

在不负重状态下脊柱屈伸运动时，屈曲过程中的前50°～60°的范围主要靠腰椎较下节段的运动实现骨盆前倾脊柱产生进一步的屈曲。提举和放下某一重物时，脊柱和骨盆的运动同时产生，然而这两个部位的个别运动在提举时和放下时有较大的分别(Nelson et al，1995)，胸椎在整个脊柱前屈运动中几乎不起作用，这时由于胸椎关节面倾斜，几乎垂直的棘突定位和被胸廓限制的运动。

脊柱的前屈靠腹肌和腰大肌的椎体部分收缩产生身体上部的重量进一步加重脊柱前屈的幅度，由于脊柱在前屈时弯曲力矩增加，前屈运动幅度被竖脊肌逐渐增加的肌肉收缩所拮抗。脊柱屈曲时髋后部肌肉控制骨盆的前倾，长期以来，一直认为脊柱完全屈曲时，竖脊肌由于被完全拉伸而处于不活跃的松弛状态。在这一位置，脊柱的前屈弯曲力矩被上述的肌肉所抵消，同时由于脊柱被完全地拉伸，后部的韧带由最初的松弛状态转变为拉紧状态抵消部分弯曲力(Farfan，1975)。竖脊肌的这一静止状态被称为屈曲-松弛现象(Allen，1984; Morris et al，1962)。然而，Andersson等人(1996)在超声波或MRI引导下将金属电极插入躯干的伸肌群内，结果发现脊柱极度前屈时，竖脊肌的表面肌纤维处于收缩状态。脊柱被动屈曲时，表层的伸肌群被再度激活。躯体从完全屈曲到完全直立的过程中，骨盆向后倾斜，然后脊柱伸展，整个肌肉活动的顺序正好相反。初期臀大肌和腘绳肌腱共同收缩，骨盆后倾产生脊柱的伸展运动，随后脊柱周围肌肉激动幅度增加直到完成整个伸展运动(Andersson＆Lavender，1997)。

一些研究显示:脊柱伸展运动中(如将躯干抬起)肌肉向心收缩所产生的力要大于脊柱屈曲运动中(如将躯干前曲)肌肉离心收缩所产生的力(de Looze et al，1993; Friedebold，1958; Joseph，1960)。但是另外一些研究报告对此提出了异议(Reid＆Costigan，1987; Marras＆Mirka，1992)。而Cresuell和Thortensson(1994)的研究证实了这一观点，如躯干前屈，肌肉产生离心收缩时肌力虽大，肌电图(EMG)的描记显著减少。脊柱在负重或受拮抗负荷情况下屈曲时肌肉收缩产生的挤压负荷可接近脊柱的耐受极限，增大产生臀部损伤的风险(Davis et al，1998)。

脊柱由直立位向后过伸时，初期伸肌群收缩，进一步伸展时，伸肌群的活动减少，腹肌收缩开始并逐步控制和不断调整整个运动过程。脊柱过度或被动伸展时，伸肌群再度收缩侧屈和旋转(Floyd＆Sliver，1955)。

2.侧屈和旋转

脊柱侧屈运动主要靠腰椎或胸椎的运动实现。胸椎关节面的朝向允许脊柱一定程度的侧屈，但胸廓限制了脊柱的侧屈运动(不同的人侧屈的受限程度不一)。腰椎在侧屈运动中，椎间关节表面的楔形间隙可存在变异(Reichmann，1971)。屈时竖脊肌和腹肌收缩，这些肌肉同侧收缩产生侧屈运动，而对侧肌肉反向收缩拮抗这一运动(图2-4-15)(Andresson＆lavender，1997)。

脊柱明显的轴向旋转运动主要在胸椎和腰骶部水平，而在腰椎水平脊柱的旋转受限制，这归因于腰椎关节面的垂直朝向。胸椎的旋转总要伴随脊柱的侧屈运动。这一耦合运动在上胸段最明显，椎体旋转的方向一般朝脊柱侧屈的凹面(White，1969)。腰椎也有旋转和侧屈的耦合运动，椎体向侧屈轨迹的凸面旋转(Miles＆Sulliven，1961)。轴向旋转时，脊柱背部两侧的肌肉和腹肌同时起作用，同侧肌肉收缩和对侧肌肉拮抗的协同作用实现。脊柱旋转时肌肉的高协调性已被实际测量所证实(Lavender et al，1992; Pope et al，1986)。

脊柱损伤的生物力学

决定脊柱损伤形成的五个因素:脊柱的材料特性、脊柱的结构特性、载荷形式、加速速率和载荷大小。材料特性主要涉及椎体、韧带、髓核、纤维环等结构的力学性能，结构特性是指脊柱各结构的大小、形状、位置对脊柱稳定性的影响。材料和结构特性均属脊柱自身物理性能。而载荷从形式、速率和大小三个方面对损伤形式施加影响。载荷的基本形式有五种:弯曲、压缩、拉伸、扭转、剪切。脊柱损伤往往是多种载荷形式联合作用的结果。另一方面，由于脊柱同其他大多数生物材料一样具有黏弹性，因此，脊柱对载荷的反应因加载速度的快慢而不同。很明显，载荷量越大，其所具有的能量也越大，对脊柱造成的损害也越严重。能量在脊柱的消散有数种方式，其中一部分能量在骨的变形过程中消失。如载荷量超过局部骨质的断裂强度，一部分能量将造成骨内分子键的断裂而形成骨折，剩余的能量被围绕在骨周围的软组织吸收。如果暴力超过了韧带的抗张强度，韧带将断裂。一般说来，骨折类型越复杂，产生这种骨折所需要的能量也越大。

(一)颈椎损伤

颈椎损伤时，患者处于不同环境及体位，遭受外力的性质及方式也各不相同，暴力常使其处于过屈、过伸以及过度旋转等位置，可单独发生，也可同时出现。

1.压缩暴力

正常颈椎存在生理性前凸，但当颈椎从后伸位做前屈运动时，在某一位置颈椎可呈垂直排列，当颅顶受到打击时，暴力通过枕骨髁传向脊柱。此外，暴力也可以通过骨盆向上传递到颈椎。压缩暴力可造成寰椎的爆裂骨折和下颈椎椎体骨折。

(1)寰椎骨折:

寰椎连接枕骨和其他颈椎，是一节非典型的脊椎，外观呈椭圆环状，无椎体，在环形两侧增厚变粗，称之侧块。根据骨折部位和移位情况，寰椎骨折分为三型:Ⅰ型:寰椎后弓骨折，系由过伸和纵轴暴力作用于枕骨髁与枢椎棘突之间，并形成相互挤压外力所致，也可与第二颈椎椎体或齿突骨折并发。Ⅱ型:寰椎侧块骨折，多发生在一侧，骨折线通过寰椎关节面前后部，有时波及椎动脉孔。Ⅲ型:也称Jefferson骨折，直接压缩暴力造成的寰椎四部分骨折被称为Jefferson骨折。暴力通过枕骨髁向下传递到寰椎的侧块，由于寰椎的上关节突朝向内上方，下关节突朝向外下方，压缩暴力的作用是寰椎最薄弱的部分，即前弓和后弓发生骨折(图2-4-16)。这时两侧块之间距离加宽，侧块悬于枢椎小关节的侧缘。如横韧带正常，椎弓无前移，脊髓可无损伤。近年来应用CT检查证实Jefferson骨折可以仅有前弓或后弓的单一断裂。

(2)爆裂骨折:

该型骨折以往被描述成下颈椎椎体的粉碎骨折，同时伴有椎体后壁的骨折片突入椎管，但CT证实椎体骨折一般均被后纵韧带限制在原位，很少突入椎管，同时还发现椎体的爆裂骨折几乎全部伴有后弓的断裂，而后者在常规X线片上不会发现。X线侧位片可显示椎体的粉碎骨折，正位片可无明显异常。

2.屈曲暴力

颈椎过屈时在脊柱前方产生压缩应力，后方产生张应力，该损伤可仅限于软组织、骨骼或两者并存。过屈损伤以下颈椎多见。

(1)颈椎半脱位:

颈椎半脱位常因颈部挥鞭样损伤而致，由于颈4～5和颈5～6活动度较大，关节突排列较为水平，故这两个平面最易发生半脱位。当颈部后伸时，由于颈椎后方的颈后肌、黄韧带等软组织具有回弹作用，半脱位常自行复位，这时X线检查可无异常发现。但是，由于后部韧带复合体的断裂，上椎体的下关节突可轻度向前移位，骑跨在下椎体的上关节突上，如果撕裂的韧带未能很好修复，可有30%～50%病例有迟发性不稳。

(2)颈椎双侧小关节脱位:

该损伤可以出现在下颈椎颈2～颈7的任一节段。在头颈部屈曲损伤时，颈椎间的活动支点在椎间盘后部;所以，当颈椎屈曲时，必使上颈椎的下关节突掀起，此时再加上暴力的脱位分力作用，造成所有韧带结构撕裂，此时颈部肌肉不足以维持其稳定性，上椎体遂整个前移，发生两侧小关节完全脱位。少数患者还可伴有下一椎体的轻度挤压性骨折或前缘小片骨折。正位X线片可见受累平面的棘突及椎板间隙加大，侧位片上可见上椎体前移，其移位距离大于椎体前后径的一半，其下关节突位于下一椎体的上关节突之前，两棘突间距离加宽，呈现所谓“关节突跳跃征”，此种损伤常伴有不同程度的脊髓损伤。

(3)楔形压缩骨折:

过屈暴力的作用使上一椎体撞击下一椎体而使其发生压缩骨折。X线表现为椎体前部楔形变，皮质向前压缩成角。后部韧带复合体常保持正常，一般不伴有神经损伤。

3.屈曲旋转暴力

颈椎在屈曲位被施以扭转载荷时出现屈曲旋转损伤。生物力学试验显示，扭转暴力可导致横韧带、棘间韧带、关节囊、前纵韧带、后纵韧带以及椎间盘的破坏。破坏的程度取决于暴力的大小，如屈曲暴力很大，小关节分离并向前脱位;如屈曲暴力较小，小关节未完全分离而发生骨折。屈曲旋转损伤可致寰椎前脱位或同时合并枢椎齿状突骨折，在下颈椎可出现单侧小关节前脱位。

(1)寰椎前脱位:

屈曲旋转时，由于寰椎横韧带断裂，齿状突后方失去阻挡，寰椎前移，寰齿关节间隙增宽，齿状突压迫脊髓造成损伤。

(2)齿状突骨折:

齿突骨折涉及了多种不同的损伤机制，Althoff对尸体颈椎标本进行生物力学研究，分别对寰枢关节施加过屈、过伸及水平剪切等载荷，均未造成齿突骨折，因此，他认为前后水平方向的外力主要引起韧带结构的破坏，而不引起齿突的骨折。在其进一步的实验研究发现，造成齿突骨折的不同类型的载荷从小到大依次为:水平剪切+轴向压缩、与矢状面呈45°的前或后侧方的打击或侧方打击。因此提出:水平剪切+轴向压缩的共同作用是造成齿状突骨折的主要机制，而侧方打击是引起齿突Ⅱ型骨折的必需外力。Mouradian等在实验中也发现侧方载荷可引起齿突骨折。Doherty等通过生物力学实验认为，侧方或斜侧方载荷导致Ⅱ型齿突骨折，而过伸暴力导致Ⅲ型齿突骨折。但在临床上，有些患者所描述的受伤机制与此不尽相同。Pederson报告1例77岁男性患者，额颞部承受了一个从前向后的暴力，导致一个Ⅱ型齿突骨折，骨折端向后移位达20mm。此患者的受伤机制可以假设为一个过伸暴力通过寰椎前弓传递到齿突，造成骨折、移位，其中一个直接的暴力矢量是从前向后的矢量，通过头颅传递给寰椎前弓，再传递到齿突，形成一个水平的剪切暴力(图2-4-17)。齿突骨折也可发生在屈曲型损伤，而产生向前移位，在这个类似侧刀的机制中，一个完整的横韧带足以传递足够的能量，引起齿突骨折和向前移位(图2-4-18)。在多种暴力的联合作用中，扭转暴力的存在，将使齿突易于发生骨折，其机制有以下三点:①在旋转时，翼状韧带已经被最大限度伸展;②在旋转时，韧带和肌肉均处于紧张状态，小关节突关节咬合紧密，其他平面的损伤被减弱到最小;③寰枢关节占颈部旋转活动的50%，受旋转暴力时，该部位所承受的载荷也最大。

总之，齿突骨折的机制复杂，屈曲、伸展、侧屈以及旋转暴力都涉及其中，在一个患者身上，分析骨折类型、骨折移位及与头面部附属伤之间的关系，常可推断出其损伤机制。齿状突较少对脊髓造成危害。

(3)下颈椎单侧小关节前脱位:

颈椎前屈暴力与旋转暴力联合作用时，可致颈椎一侧关节突脱位，但对侧仍正常，脱位小关节位于颈椎旋转方向的反侧。脱位的小关节常有小的骨折，其关节囊韧带和后部韧带复合体被撕裂，后纵韧带和椎间盘也可能被破坏。该损伤多由间接暴力引起，较少见，一般发生在下三个椎间关节。颈椎正位X线片可见损伤平面的上、下棘突排列不整齐，上棘突移向患侧，上、下椎板间隙变宽。侧位片上可见棘突间隙稍变宽，损伤平面有成角畸形、上椎体稍向前移位。

4.伸展暴力

在加速-减速情况下或额部着地摔伤以及额顶部受到打击时，伸展暴力是主要的致伤因素，但也可同时伴有压缩、拉伸以及旋转暴力的存在。由于后部骨性结构对伸展的限制，在上颈椎可产生颈或颈2椎弓骨折、颈2椎弓根骨折或创伤性枢椎椎体前移。

(1)创伤性枢椎椎体前移:

最常见于高速公路交通事故，近年来已引起重视。其受伤机制往往是颈椎的伸展压缩损伤。在撞车和突然减速过程中，身体被向前弹出，头部与挡风玻璃或车顶相撞，这时颈椎同时遭受轴向压缩载荷和伸展载荷，同一机制亦可发生于坠跌而面部着地时，此时头颅寰椎和枢椎椎体成为一个整体进行运动，而枢椎的后弓和下颈椎成为另一个整体与之作相对运动和对抗。上述载荷可导致颈2两侧椎弓骨折，但骨折后位移很小，颈椎仍然稳定。如载荷继续增加，上颈椎进一步被强力后伸时，前纵韧带，也许还有后纵韧带将发生断裂，随后还可能发生其他韧带断裂以及第三颈椎前上缘小片撕裂骨折，少数情况下可致第二颈椎前下缘撕脱骨折。在更大暴力作用下，椎间盘被破坏，纤维环可自颈2下方或颈3上方的终板撕裂，上、下颈椎之间出现真正的不稳。颈2椎体向前半脱位，可被误认为是屈曲型损伤所致。这种向前的半脱位实际上使椎管变宽，脊髓的损伤可能反而减少(图2-4-19)。

(2)绞刑者骨折:

也表现为颈2椎弓骨折，但损伤机制不同，前述者为伸展压缩，而在此系伸展牵拉(图2-4-20)，骨折线可延伸到椎体后方，齿状突保持完整，可合并严重脊髓损伤而死亡。也有作者认为这种损伤系屈曲引起。从生物力学观点考虑，一个轴向的压力从上到下呈漏斗状到枢椎平面合为一条力线，通过峡部(图2-4-21)。一个伸展力量作用于齿突产生一个焦点，迫使它在矢状面上绕X轴旋转，这个力依靠两个平衡:一边是张力，作用于前纵韧带、椎间盘和后纵韧带;另一边是压力，作用于C2～C3小关节突关节，这两个相等和相对的力产生了一个平衡点，位于枢椎上、下关节突之间的峡部(图2-4-22)，恰好也是解剖上的薄弱处，当应力超出其极限时，将导致骨折。

(3)颈椎过伸型损伤:

好发于老年人，原有颈椎病变的患者，因颈椎灵活性降低，摔跌时因缺乏保护性屈颈动作而多在后伸位造成下颈椎受伤。头在伸展过程中所产生的旋转暴力，由前向后首先导致前纵韧带断裂，然后是后纵韧带、关节囊和棘间韧带断裂。棘突骨折位于其基底部，棘间韧带一般保持正常。过伸使椎体向后向下，对小关节施加压缩载荷，所引起的关节突骨折线多位于水平面。前纵韧带的断裂通常都伴有椎体前下缘小的撕脱骨折。虽然棘突发生骨折，但棘间韧带通常保持正常。在站立或俯卧位时，头部重量会使上位椎体前移，而后方韧带对此起限制作用(图2-4-23)，侧位X线所显示的椎体轻度前移会使人误认为是屈曲型损伤，但头部伤痕、小关节和棘突的横截位骨折，以及椎体前下缘的撕脱骨折均可提示该损伤的实质是后伸。

颈椎过度伸展性损伤常造成脊髓损伤，其主要机制是过伸及向后剪力。该损伤多发生于中、下段颈椎。椎体可在椎弓根平面下发生完全性横行骨折或椎间盘裂开。

前纵韧带被撕裂，结果上部颈椎在骨折或椎间盘裂开部位向后方半脱位，脊髓嵌压在向后移位的椎体及向前突出的黄韧带之间，可造成脊柱不稳和脊髓严重损伤。

5.加速-减速损伤(挥鞭样损伤)

颈椎的挥鞭样损伤是由加速-减速所产生的惯性力所致的间接创伤。头颈部通常不受到直接暴力，导致损伤的唯一暴力是惯性力。

惯性是物体抵抗任何静止或运动位置改变的特性。汽车的突然减速使身体相对于车座前移，而汽车加速时，身体贴紧座位的靠背。施加于身体上的力，即惯性力(F)的大小取决于物体的质量(M)和加速度(a)，即F=Ma。惯性力的方向总是与加速度的方向相反，而头颈部的平移和旋转加速度大于躯干本身的加速度。

如图2-4-24所示，当汽车尾部被撞击时，产生向前的加速度，相对于躯体，头部的初始运动向后，由此导致颈部剪切型位移。惯性力所致的颈部后伸取决于“d”值的大小，并在颈椎基底最大，故该处拉伸应力最大。同时，头部以颅骨基底和上颈椎为轴向后旋转而形成旋转加速度(角加速度)，该旋转作用作为伸展扭矩而被传递到颈椎。因头后仰所形成的线性加速度，使颈部几乎只受到单纯的拉伸力。

对伸展的最初抵抗由颈前肌提供，当颈肌的抵抗被克服后，除前纵韧带和椎间盘纤维环以外，没有其他结构能对抗伸展。当加速停止后，由于坐位的阻挡、汽车的减速，以及颈前肌的回弹作用，头颅又作前屈运动。

颈部的加速伸展应力可导致各种病理改变，包括肌肉的撕裂、椎间盘破坏、前纵韧带断裂、食管和椎动脉的牵拉，以及颈椎不稳。

(二)胸腰椎损伤

早在1944年，Bohler就确定了5种不同的胸腰椎损伤机制，即屈曲、伸展、旋转、剪切和轴向载荷。此后，Nicoll复习了166例英国煤矿工人胸腰椎骨折的病例，于1949年将胸腰椎骨折分为稳定和不稳定两型，并增加了屈曲旋转和侧屈两种损伤形式。Holdsworth(1963)改进和发展了这一分类，并认为后部韧带复合体在维持胸腰椎稳定性中起重要作用，如果后部韧带断裂，脊柱即丧失其稳定性。Holdsworth的分类为以后胸腰椎损伤的分类奠定了基础。Kelly和Whitesides(1968)的两柱理论代表了损伤机制和分类研究的第二阶段。以椎体后缘为界，他们将脊柱分为前后两柱，并将伴有椎体后壁骨折片突入椎管的不稳定爆裂骨折分为独立的一型。安全带型损伤的机制也在这一时期由Simth和Kaufer(1969)阐明。CT在临床的广泛应用对脊柱损伤的病理解剖提供了大量信息，三柱理论应运而生，它标志着研究的第三阶段。Denis将椎体、椎间盘的前侧1/2以及前纵韧带定为前柱，后侧1/2以及后纵韧带定为中柱，后柱包括椎弓、黄韧带、关节囊韧带以及棘上韧带、棘间韧带。他将胸腰椎损伤分为压缩骨折、爆裂骨折、安全带型损伤以及骨折脱位4型，并强调中柱在脊柱稳定中起主要作用。一般认为，三柱理论是目前比较完善的分类方法，已在临床得到广泛应用。

胸腰椎损伤有屈曲、侧屈、压缩、屈曲旋转、屈曲分离、平移以及伸展分离7种常见的暴力形式。

1.屈曲暴力

弯曲力矩和轴向压缩力在椎体前部产生压缩应力，而在中柱和后柱产生张应力。从前屈旋转轴到棘突尖的距离是到椎体前缘距离的3～4倍。因此，前屈时椎体前柱承受的压缩载荷是后部韧带张力载荷的3～4倍，故首先造成椎体前部压缩骨折，骨折消散了能量即削减了载荷，如暴力不是很大，往往只造成前柱的楔形压缩骨折，而中柱和后柱保持正常(图2-4-25)。由于肋骨框架的保护作用，单纯的楔形压缩骨折最常见于胸椎。

暴力较大时，椎体前方压缩高度大于50%，同时伴有后部韧带复合体的撕裂。暴力极大时，中柱发生张力性破坏，这时X线侧位片显示椎体后上缘有骨片突入椎管，椎体后壁高度无减小，借此可与中柱的压缩性破坏相区别。一般认为屈曲损伤时如有中柱破坏，脊柱即失去其稳定性，需手术固定，但对后柱损伤与稳定性的关系仍有争论。

2.压缩暴力

在轴向压缩载荷作用下，椎体发生爆裂骨折，椎体前柱和中柱均发生破坏，中柱骨片突入椎管可造成神经损伤，后柱也有骨折但韧带结构仍保持正常。本型骨折的X线特点是中柱破坏，并有骨片突入椎管。Denis认为所有轴向压缩载荷所致的爆裂骨折均不稳定。也有人认为压缩骨折的椎体尚具有损伤前60%～70%的抗压缩能力，因此，生理载荷不会使椎体继续压缩、变形，如后部韧带完整无损，脊柱不会出现进行性的后凸畸形和不稳。

3.侧屈暴力

当脊柱极度侧屈时在一侧椎体和后部结构产生压缩力，而在对侧产生张力，严重暴力可致中柱破坏，骨片突入椎管而损伤神经。张力侧可有小关节脱位、韧带撕裂。单纯的一侧椎体前柱楔形压缩骨折时脊柱仍保持稳定，当有中柱和(或)后柱破坏时即需手术治疗。

4.屈曲分离暴力(安全带型损伤)

在交通事故的突然减速过程中，安全带限制下部躯干和骨盆向前移动，而使暴力集中在没有制约的上部躯干。这样上部躯干、上肢对下肢以离心的方式向前弹出，增加了腰椎后部的牵拉暴力。这与前面所提到的过屈损伤不同，由于安全带已成为支点，使屈曲旋转轴前移到前腹壁，整个脊柱位于该轴的后方而受到张应力(图2-4-26)。安全带型损伤常见的破坏形式有:

(1)单纯韧带的撕裂。

(2)韧带断裂伴有一侧或两侧小关节突的脱位和(或)骨折。

(3)穿越椎体和(或)椎间盘的水平骨折，包括椎弓根、横突、椎板和棘突(Chance骨折)。

安全带型损伤时椎体前部无压缩或轻度压缩，前柱仍保持其支点作用，椎体无前方或侧方移位，无斜行骨折线，这些表现均提示在该损伤中，旋转和压缩暴力很小或没有。一般无神经症状。

当屈曲分离暴力极大时，可导致整个椎体的骨折脱位，这时后柱和中柱在张应力作用下被撕裂，整个纤维环发生破坏，椎体脱位或半脱位，前柱失去其支点作用，前纵韧带从下方椎体上剥离。该损伤极不稳定，常有神经损伤。

5.屈曲扭转暴力

在这类损伤中，扭转和压缩暴力联合作用于前柱，而扭转和牵张力作用于后柱和中柱。可造成广泛的韧带和骨结构破坏，小关节常发生骨折脱位。前纵韧带常自椎体上剥离而其他所有韧带均被撕裂，可对神经组织产生进行性损害。

6.平移暴力(剪切暴力)

常与其他暴力相伴而极少单独出现。在不同方向的剪力作用下，椎体可发生前后或左右位移，当位移大于25%时，关节突和所有的韧带(包括前纵韧带)常发生断裂。脊柱的稳定性常被严重破坏，绝大多数有神经损伤症状。

7.伸展分离暴力

可造成前柱的张力性破坏和后柱的压缩骨折。一般认为这种损伤在胸腰椎极少见。脊柱常能保持其稳定性，损伤后常能完全自行复位，而在X线检查时不能明确诊断。过伸损伤可能造成棘突的相互碰撞而致椎板和棘突骨折，但一般不会损伤前纵韧带。神经损伤不常见。

脊柱生物力学实验方法

(一)标本的选择及保存

为了便于实验在常规试验机上进行，通常选择大鼠、兔、羊的股骨、胫骨、肱骨及脊柱的单个椎体作为生物力学实验的标本。实验前应精心对大鼠的品种、年龄、体重、性别进行控制和选择。同一品种的动物，年龄和体重对骨的结构力学和材料力学的性能都有较大的影响。对于造好的动物模型，在处死动物取材前，一定注意称好动物的体重，这是因为在造动物模型中，由于一些不可避免的因素的影响，造好的动物模型体重有时会有很大差异，把体重作为一个权重加在资料分析的因素里往往能得到一些有规律的结论。动物处死后，应尽快取出所需骨标本，剔除附着于骨上的软组织。处理好的标本最好是马上进行实验，但这往往难以做到。不能马上进行实验的骨标本可用浸透生理盐水的纱布包裹后放入塑料袋中，存入－20℃以下的冰箱中。这样保存的骨标本20天后自然解冻再进行实验，其力学性质没有明显改变。实验中，保持骨试样的湿润是非常必要的，最好将骨试样置于37℃生理盐水水浴中进行力学实验，至少应在实验时用被生理盐水湿润的纱布置于试样周围。

(二)实验测试仪器和设备

1.MTS-858生物材料实验机

它是由美国MTS公司20世纪90年代中期推出的产品，由计算机自动控制、液压伺服、双轴双向(上下拉、压，左右扭转)实验机。它既能位移控制，也可载荷控制，加载速度可调范围度，还可做跳跃运动，模拟冲击;根据程序设定，作双轴双向复合运动。该机的自动化程度很高，可作疲劳实验(图2-4-27)。

配有: 10 000N、100Nm力、力矩传感器力传感器一个

50%引伸仪一个

15%引伸仪一个

5mm 25%软组织引伸仪一个

Model632.19可调横径引伸仪一个

每种传感器均做了10%标定，可使精度提高一个数量级另配有气动夹具一套，用于做软组织实验。

2.SWD-10万能材料实验机

它是长春实验机研究所20世纪80年代后期的产品，单轴拉、压位移控制实验机，它的加载速度分十档0.5，1，2，5，10， 20，50，100，200，500(mm/min)，最大承载能力为20 000N，配有20 000N; 50N力传感器各一个，标距为12.5mm引伸仪一个。每个传感器分五档标定，精确度为每档满量程的5%。输出为0～10V与力呈线性的直流电压，通过计算机进行数据采集。它操作简单，使用方便，可以直接测量力、位移、应变，通过转换装置，可进行力矩和角位移的测量。

3.撞击实验机

它是南方医科大学生物力学研究所自己研制的，CZZ-Ⅱ型人体撞击实验机采用弹簧驱动撞击头撞击实验件的方案。它由撞击头载体(小车)、导轨及台架、驱动弹簧组、拉伸电动缸，钢丝及滑轮组、缓冲器和测速器等部分组成(图2-4-28)。小车、弹簧组和拉伸电动缸三者通过钢丝及滑轮组的互相连接，形成一套完整的加力系统。实验机的工作过程如下:小车由制动钩置于导轨的左端，开动电动缸拉伸弹簧组，弹簧力通过钢丝绳作用于小车;松开制动钩，小车在弹簧力作用下沿导轨从左端加速运动，撞击至右端的人体试件上，其撞击力由放置于撞击头内的冲击力传感器输入计算机，剩余能量由缓冲器吸收并使小车停止运动。另外，在导轨的右端放置有光电测速器，可显示撞击头在即将接触到人体试件之前的撞击速度。实验机用电动缸(HDG-1.25Z，无锡电动缸厂生产)的拉伸力为1.25N，最大行程0.6mm。导轨长度为1.38m，小车质量为3.3kg。选用拉伸螺旋弹簧的刚度为120N，其最大伸长量为1.2m，可同时并联安装16根。根据计算得到不同条件下的撞击速度，最大速度可达29.85m/s(104.2kmph)，可以满足模拟战伤，交通事故伤对撞击速度的要求。

4.三维运动实验机

它也是南方医科大学生物力学研究所自己研制的，其原理是通过固定于脊柱标本上端的加载盘，实验机加力装置在加载盘上产生一对大小相等，方向相反且平行的力，即对脊柱标本施加纯力偶矩(图2-4-29)。采用重力跟踪和光电测位装置，使加载盘始终在水平面和垂直方向跟踪脊柱受载后的运动，模拟了脊柱的在体运动。力偶无偏心作用，避免了施加力载荷对脊柱标本的偏心问题。力偶矩沿脊柱轴向均匀分布，故适用于多节段脊柱标本中的力学于测试。研制脊柱三维运动实验机需解决以下问题:

(1)对脊柱标本施加纯力偶，使之产生前屈、后伸、左/右侧凸和左/右轴向旋转运动。

(2)既对脊柱标本施加载荷，又不影响脊柱受载后的运动。

(3)精确地控制施加力的大小。

(4)实验过程的自动控制。

整机设计采用水平式加载，便于各种状态测试之间的转换。例如只需动架在水平面上旋转270°即可完成对脊柱标本施加前屈、后伸、左侧凸和右侧凸的力偶矩。实验机最大力偶矩为20Nm，力控制精度为±1N(±0.2Nm)，可满足脊柱各个部位产生生理运动范围所需载荷。可进行脊柱功能单位和多节段标本的运动测试。

5.引伸仪

其原理是将应变片贴于弹簧片上，两个弹簧片间隔一定标距。当两弹簧片的间距发生变化时应变片的电阻也发生变化，经电桥放大和事先标定，可得出应变值。引伸仪与单纯的应变片相比，具有精度高、性能稳定、抗干扰能力强的特点，是微距形变测量的理想仪器。

6.压敏片分析系统

压敏片测量各种关节内压力，近年来压敏片已广泛地用于关节和脊柱的生物力学研究。和其他关节接触特征的测量方法相比，有以下优点:

(1)测量方法相对简单。

(2)能同时获得关节接触面积和接触压力信息。

(3)压敏片可测得整个接触面积上任意一点的接触信息，能反映出压力分布的整体趋势，这是其他测试方法无法比拟的。因此，压敏片测压方法是目前测量人体关节压力的最佳方法之一。

7.图像分析系统

利用计算机立体视觉方法，通过采用两台摄像机从两个不同视角观察脊柱。采用计算机图像处理技术和立体测量技术，求其脊柱的三维坐标。对脊柱的三维运动范围及其稳定性采用新的方法即计算机立体视觉方法进行测定，精确地刻画脊柱的三维运动，系统地分析脊柱各部分结构对脊柱运动的影响，为脊柱矫形术和固定器械的应用提供稳定性评价，也可为临床提供一种精确测量脊柱三维运动的方法。

脊髓的生物力学

(一)生物力学特性

脊髓由骨性椎管及软脑膜、齿状韧带、蛛网膜、硬膜和脑脊液保护，脊髓本身为半流体黏聚体，被硬脊膜包绕的脊髓有特殊的力学特性。

脊髓中的神经纤维和神经胶质对张应力抵抗很小。脊髓本身重量虽然可使长度拉长，但超过这个限度就会出现非弹性阻力，即在拉长10%以内恰好适应了颈椎伸屈时变化，如果超出这个限度就会出现脊髓变形或断裂。脊髓的载荷-变形曲线有两个明显的不同阶段。第1阶段，或称初始阶段，很小的拉伸力即可产生很大的变形，而到第2阶段，较大的力只能造成较小的变形。两个阶段间的转变为突变。第l阶段造成变化的力小于0.01N，第2阶段脊髓在断裂前可维持20～30N。脊髓受压时，开始很小的力即可形成明显的短缩变形，随后其弹性阻力渐增，直到塌陷。与脊髓受张应力时的不同点为前后二期之间无明显的突变。脊髓的这种特殊性能与其结构特点和组织特性是分不开的。第一阶段的极大伸缩性是脊髓的结构特点——手风琴样可折叠性形成的。脊髓可在很小的外力作用下折叠或展开，而第二阶段真正代表了脊髓的组织特性，此时脊髓的展开或折叠已达极限，脊髓组织直接承受外力，阻力将以103为指数而迅速增加(图2-4-30，图2-4-31)。

脊髓变形较少，即前后径减少2.6～3.0mm时，损伤并不严重，脊髓受压变形与剩余横截面积关系George Ehni的公式为:

剩余面积=A1(2k－k2)

式中，A1:未变形脊髓的横截面积。k:为原始直径的百分比。当k = 1时，A1则为未变形的横截面积;但k和A1为0时，指示脊髓完全毁损。

直径减少40%时，面积减少仅15%;减少50%时，横截面积还有75%。当脊髓矢状径由15mm减少到7.5mm时，就会出现典型的中央脊髓综合征。

脊髓的生物力学因素受到骨关节和周围肌肉作用的影响，其受累机制是非常复杂的，并非完全由生物力学测试结果所能判断的。

(二)脊髓形状改变与脊柱活动的关系

在脊柱作生理性伸屈和侧凸时，骨性椎管的长度随之改变。颈、胸、腰段椎管在屈曲时伸长，而伸直时缩短。在屈曲时与中立位时相比，椎管中线的长度增加，椎管前缘的长度有较少增加，而后缘则增加最多(图2-4-31)。伸直时前缘、中线和后缘均缩短，而椎管后缘缩短最多。脊柱作轴向旋转和水平移位时，椎管的有效横截面积也在不断变化。

椎管长度的改变总是伴有脊髓的相应改变。脊髓的折叠与展开机制可满足从脊柱完全伸直到完全屈曲所需的70%～75%的长度变化，其余的(即生理活动的极限部分)由脊髓组织本身的弹性变形来完成(图2-4-31)。脊髓在长度改变的同时，同样伴有横截面积的变化，后者于受压时增大而拉伸时减小。当脊髓由完全屈曲转为完全伸直时，其横截面形状从接近圆形变为椭圆。

(三)周围软组织及其结构的保护作用

脊髓借齿状韧带悬挂于硬膜内，神经根亦提供部分支持。脊柱完全屈曲时，脊髓、神经根及齿状韧带均处于生理性牵张状态。由于齿状韧带向下倾斜，韧带上的张力相对于脊髓轴线来说可分解为两个分力。轴向分力与脊髓所受张力相平衡而有助于减少对脊髓的牵拉。成对的横向分力则相互平衡，保持脊髓位于椎管的近中线处，这一位置可最大限度地防止骨性碰撞或震荡(图2-4-32)，这与头被放射状头带“悬吊”在头盔中而受到保护一样。此外，硬膜外脂肪和脑脊液亦通过减少摩擦和吸收能量的作用而对脊髓提供保护。

1.硬膜

硬膜的主要生物力学功能是与蛛网膜一起容纳脑脊液，并将与脊髓和神经根同外环境隔绝，使脊髓和神经根在一定限度内移动而不受损伤。硬膜是由垂直排列无弹力的纤维组成，有较强的牢度。颈椎屈曲时，硬膜上端附着处向上牵拉，使硬膜受到一定的张力，并有角度变化，张力由垂直排列的胶原纤维向下传至根轴。

硬膜垂直方向的松弛不引起纤维的缩短，只能折曲或皱褶，由于硬膜菲薄，即使发生折叠，也不会压迫脊髓。同样，在拉紧时也不会产生对张力的抵抗。一旦完全拉直，会产生对张力和拉力的阻力。胶原纤维至多可拉长4%，超过限度就会撕裂。由于后纵韧带紧贴椎管前壁硬膜前部，在颈椎伸屈过程中变化很小。硬膜后部则不同，由伸展至屈曲时后硬膜附着的枕骨大孔后缘上升约达4cm。因此，在颈椎屈曲时，由于硬膜的作用，脊髓和神经根被较大的压力压向椎管前壁，以及硬膜后部的张力压迫脊髓血管，长期反复作用容易发生颈椎病。

2.齿状韧带

齿状韧带的生物力学作用，是将脊髓稳定在椎管中央的硬膜下腔间隙，在颈椎屈伸活动时使脊髓各节段之间保持平衡，齿状韧带在颈椎屈曲时，能防止神经根因过度牵拉而受伤，限制了脊髓的向前移动，但不能防止来自硬膜外如椎间盘、黄韧带和椎管本身的压迫。

但是，齿状韧带对脊髓有不良的应力作用，当发育性椎管狭窄、黄韧带增厚和皱褶以及其他因素都能导致脊髓变形，而使齿状韧带牵拉加重。因此，可以将齿状韧带在侧方硬膜外附着点切断以减轻脊髓的张力。但由于术后硬膜外瘢痕形成，难以确定韧带切断的效果。

3.蛛网膜下间隙

颈脊髓被容纳在五边形的椎管中的椭圆形结构，不考虑由椎弓根组成的两条短边，也可看作一个三角形。脊髓的横截面的形状并非与椎管一致，在腹侧中线和椎板侧方。脊髓与椎管壁相贴较紧，而在三角形椎管的底边和背侧中线则有较大间隙。因此，脊髓腹侧和背侧受累脑脊液通道并不完全阻塞。

脊柱生物力学研究方法学

近几十年来脊柱生物力学发展迅速，主要依赖于研究方法和研究手段的进步，内容涉及脊柱生物力学实验室模型、数学模拟及临床研究等各个方面。在取得进步的同时还存在许多缺陷和争论。

(一)脊柱生物力学实验模型研究种类和用途

脊柱生物力学实验模型研究是最常见最基本的研究手段。概括文献生物力学研究报道，实验模型的种类可分为物理材料力学模型、离体标本生物力学模型、活体生物力学模型等三类。

1.物理材料力学模型

由人工材料制成简化的脊柱模型，当骨性解剖和软组织特性不太重要时较为合适。用于测试各种脊柱固定装置和植入物的强度和疲劳实验。其优点为简单便宜、变异小、能单独评价植入物，缺点在于模型非解剖性、植入物非生理性负载。因此该模型对脊柱运动学和动力学研究意义不大。

2.离体标本生物力学模型

有动物和人类尸体脊柱标本两种。当脊柱解剖结构对实验有重要影响时适用这些模型。主要用于单纯脊柱标本或脊柱器械固定后标本的强度测试、疲劳测试和稳定性测试。在实验研究中，这种模型应用非常广泛。根据其测试目的可归纳为三种:

(1)基础生物力学模型:研究脊柱在载荷或位移情况下脊柱的基本运动，包括单方向或多维的运动、单纯或复合载荷、中立位或其他各种位置的脊柱力学状况等。

(2)临床生物力学模型:模拟脊柱损伤、疾病和外科减压手术等。通过切除模型脊柱标本的部分构件，同完整标本做生物力学比较，也可对这些改变的作用和潜在的不稳定性做定量分析。

(3)脊柱器械测试模型:评价脊柱器械和装置的力学性能。一般分三个步骤，首先测试完整标本，得到基础数据;然后测试模拟损伤后的模型;最终对器械固定后的标本进行测试，通过比较三组数据，可对器械的固定作用进行评价。动物标本模型具有便宜和变异小的优点，其缺陷在于解剖和生物力学与人类有所不同，也不能体现人类脊柱的多变性，因此不宜作为临床生物力学测试模型。人体标本模型具有真实的解剖生理特性和变异性，但标本来源有限。人体标本结构变异性大对实验研究有两重性，一方面能真实体现人类脊柱的多变性，另一方面给实验的对照和统计造成困难。

3.活体生物力学模型

活体生物力学模型在研究活体发生的一些现象时是必不可少的。这些现象包括骨融合、脊柱器械固定后的骨稀疏反应、邻近融合区的退变现象、瘢痕形成和椎间盘及小关节损伤后的反应等。这些模型多数具有创伤性，通常是动物模型。一般几组动物在不同时段处死，观察时间同愈合及适应性变化的关系。其力学研究的结果通常以标本的弹性、刚度和强度来表示。此外，这些生物标本还可以进行非生物力学检查，如组织学研究、分子生物学研究等，使得对各种现象的了解更为深入。由于动物在解剖学、生物力学、生物学上与人类不同，不能替代人体研究。人体活体研究必须遵守无创伤原则和志愿者原则，应用受到限制。

(1)人体研究资料有两种来源:

1)活体测试:

多数是借助各种测试仪器对脊柱运动学进行测试，近来也有作者采用特制的仪器对脊柱进行无创伤性载荷-位移关系测试。活体测试干扰及制约因素较多，个体差异大，各家测试结果不够一致。总体来说目前尚缺乏有效手段。

2)临床观测:

临床上脊柱损伤、疾病和外科手术后脊柱会出现一系列力学上适应性改变，可对不同治疗组进行比较研究。但临床资料可比性较差，难于定量分析。

(2)实验室模拟活体存在的问题:

研究脊柱运动学和动力学的最理想的方法是活体研究，但由于活体研究存在种种限制，最直接的方法是在实验室模拟活体。离体实验对评价脊柱的损伤(或手术)或稳定性更客观，因为所涉及的可变因素较易控制。然而实验室如何真实地模拟活体也存在一些困难和争议。

1)标本的构建:

根据不同的测试目的和要求，模型标本大小可有多种选择。

①运动节段模型:包含两个完整椎体及其全部相连软组织的运动节段是脊柱最小的重复单位，在大多数实验中应用。其缺点在于，由于前后纵韧带及棘上韧带横跨几个节段，这种模型会损坏上述结构，测试结果可能低估棘上韧带强度。另外两个椎体都不是通过椎间盘生理性地负载。

②长节段标本模型:包括多个运动节段的脊柱标本，对测试超过两个椎体的固定或超过一个运动节段的研究是必不可少的，同时避免了单运动节段模型的上述两个缺陷。这种模型最基本的困难是稳定，由于标本备制通常是将标本末端椎体用快速凝固的环氧树脂固定于夹具，一端固定一端加载。长节段脊柱由于没有肌肉的保护会摆动或塌陷，椎体会出现“浮动”，呈非生理性的弯曲、扭转和剪切，影响测试结果。如果在多节段标本模拟稳定性的肌肉将是理想的模型，目前还难于很好模拟。有作者用缆线模拟肌肉的张力，力的大小、方向、作用点、用力速度等的确定还有许多工作要做。

③简化运动节段模型:由两个半椎体及相连软组织构成的模型，可节省标本材料，但减弱了椎体结构的支架作用，并破坏了后部结构，使之抗扭力和弯力下降。此外在进行脊柱力学测试时还应当注意，当测定某一韧带，必须通过骨性附着点加载。如果韧带由多束组成，应分别以其生理方式加载。如果组织样本是从大的结构中切取，由于其结构的完整性受损，力学性能会减弱。

2)测试条件的设定:

实验室模拟活体要求被测试标本最大限度地接近活体状态，在这方面做了大量工作。死亡本身对脊柱力学性能的影响是多样和复杂的，还未完全定论。但死后组织水解对力学性能肯定会有干扰，尤其椎间盘含水量变化对脊柱的生物力学有重要影响。死后椎间盘长时间不负重引起嗜水性的椎间盘在组织液中水肿增高，有作者对手术切除椎间盘和死后数小时切取的椎间盘进行比较，研究提示死后组织水含量变化包括水从外层向内层纤维环转移。一段时间持续的预加载能使之保持在生理状态。因此，测试前及测试中，标本应保持潮湿，但椎间盘不应接触水浴，除非采取了防止椎间盘肿胀的措施。在持续负载时，标本应在生理盐水中水浴，这样椎间盘的肿胀压起作用对抗液体外流。一个饱和水蒸气的间室，只要水汽能自由地散布在椎间盘周围，有同样的作用。不能用水浴的情况下，可用聚乙烯薄膜紧密包扎，使之保持潮湿。

周围温度、冷冻储存对脊柱组织力学性能产生影响。同室温相比，体温条件下会引起韧带轻微膨胀，椎间盘和肌腱蠕变加快10%～15%。在37℃环境温度下骨的伸张性增加6%，椎体的疲劳时间下降，但骨强度不影响。实验证明，冷冻至－20°再复温对骨和椎间盘的力学性能影响很小，能保持其物理特性。因此标本不应在37℃条件下测试，除非进行骨疲劳试验。

3)测试模式的选择:

离体标本力学测试包括三种基本形式:强度测试、疲劳实验和稳定性测试。其中稳定性测试是研究脊柱标本或脊柱内固定后标本载荷-位移关系的一种力学测试方法，在实验室应用最广泛。病理性的椎间运动是引起症状的重要原因，因此描绘正常完整脊柱标本及退变、减压或稳定术后脊柱标本的载荷-位移关系有重要意义。测试时下位夹具固定于测试台，上位夹具承受载荷(力或力矩)或移位(旋转或位移)。位移-载荷测试有下列两种模式:①载荷控制测试:施加载荷(力和力矩)测量运动，属于弹性测量;②位移控制测试:施加位移和旋转，测量载荷，属于刚度测量。实验中一半参数可独立设定，其余参数通过定量测定材料或运动节段的反应获取，根据测试目的选择不同方法。

两种测量模式哪种更好，存在较大争论。Goel等认为为了使实验易于标准化，必须控制下列因素:①作用在各节段的载荷必须保持一致，不管是完整脊柱的刚度或由于创伤或手术器械稳定术后刚度发生了变化;②施加的载荷不应对脊柱节段的运动产生制约，因为活体承受外载荷时脊柱是自由活动的。一般认为载荷控制测试方法比位移控制测试方法容易控制上述条件。因为:①载荷控制测试方法有可能施加纯力矩来模拟临床的相关运动，而纯力矩保证了载荷的大小不会因为脊柱节段和脊柱的状态(完整、损伤、损伤-稳定术)而改变;②在载荷控制测试方法，施加的载荷可不对脊柱节段的运动产生约束，能对载荷作用点和其矢量所产生的效用进行研究，它所形成的组织蠕变同活体状态相似。因此，载荷控制测试模式是目前脊柱生物力学研究的主要手段。载荷控制测试方法被广泛接受主要是因为这种技术再现(复制)了脊柱的运动。例如在单个脊柱功能单位施加向前的力或屈曲力矩会产生前移和屈曲旋转的复合运动，同可接受的生理模式相似。

也有不少学者认为位移控制测试模式优于载荷控制测试模式，提出判断何种测试模式更优要着眼于谁能客观模拟活体环境。位移控制测试模式是基于椎体的运动施加位移和旋转，更符合生理状态。脊柱的运动方式能用非侵入手段获得，而测量载荷需要侵入性的传感器。脊柱实际运动方式能通过定量测定瞬间旋转轴来描述其相对于邻近椎体的运动，目前已经能精确测定，并用来估计退变过程。应用施加载荷的方式不可能模拟这种正常或退变的复杂运动方式，如果应用复杂的位移控制测试模式，这种活动方式能被重现。此外，位移模式在标本刚度接近0的条件下测定有其优点，此时用载荷方式不能精确保持测试条件，因为载荷无变化时位移可有很大变化。例如在中性区测试时。

位移控制测试方法也存在不少问题。在最上椎体应用确定的位移，由于脊柱的耦合运动和脊柱位移范围的变异，在脊柱序列产生大小不一的复杂载荷。虽然复杂载荷可在最下位椎体进行三维定量测算，但在各节段不可能做到定量测定。在某一脊柱平面，复杂的载荷常随脊柱的状态变化而发生变化，如完整的、损伤的、稳定术后的等。因此，在位移模式很难确定完整的或损伤的脊柱某一椎体的三维载荷-位移关系。此外，位移模式常由于组织的松弛和随时间变化的载荷，确定应力和载荷状态非常困难。

4)怎样的载荷更符合活体生理要求:

精确测定脊柱载荷-位移是重要的，同工程力学不同，生物力学测试的材料是各种材料的混合物。脊柱组织力学行为有下列两个特性:①非线性:脊柱组织变形越大就越僵硬，这种效应在一些组织更明显，因此所施加载荷的分布会随载荷的增加而改变，因而不能以高载荷时的力学行为推断低载荷时的行为。②黏弹性:脊柱组织在快速率加载时更僵硬，同理快速率加载不能推断慢速率或静态加载时的力学行为。这就意味着力学反应及脊柱功能单位的刚性取决于测试条件和先前的生物力学状况。在进行实验模拟活体时，脊柱标本该用什么力或力矩加载、载荷的大小、加载的速率等一系列问题目前还没有定论。

是选择复合加载还是单纯压缩、弯曲加载?单一载荷由于易于标准化在以往的实验中应用较多，对比较不同标本或不同内固定装置的力学反应有较大意义，但单一载荷不能模拟生理状态。生理状态下脊柱通常承受由压缩、剪力、弯曲和扭转力共同起作用的复杂载荷，一种载荷会影响脊柱对其他几种载荷的反应。Janevic和Edwards发现运动节段的压应力会增加脊柱对弯曲的抵抗，压缩力使FSU的刚度增加。认为标本的刚度随施加力的因素多少而不同，单一位移或载荷所得的载荷-位移数据不同于活体反应;在一个方向上的测试(如压缩、剪力、屈曲)不能叠加起来估计活体多轴的反应。尸体标本研究还发现单纯强大的压应力或弯曲力都不能使椎间盘突出，而压力和弯力结合会造成椎间盘突出。因此，近来复合载荷在实验中应用增加，这种载荷对研究脊柱损伤机制尤为重要。

载荷大小的确定主要依据对活体条件下脊柱载荷量的判断，如果活体条件不能正确模拟有可能产生引起误导的结果。现阶段可利用的仅是一些简单的测试数据，如有作者测得年轻男性站立时腰椎的平均压力为500N，坐位700N，从地板上提起中到重物时为3～6kN。矢状面屈曲应力，坐位接近10Nm，地板上提重物为15～20Nm，冠状面和扭转的力矩则未获得。由于可供利用的脊柱复杂载荷条件的实验数据较少，目前还不能确定载荷的合适组合。此外，由于脊柱组织的黏弹性，加载速率对脊柱刚性有很大影响，例如实验测得活体弯腰或提物运动的时间为0.2～5秒，离体实验的加载时间应以活体生理运动时值为依据。间隔一定时间不断增加载荷的方式不能很好体现生理状态。

(二)脊柱运动学测量方法

脊柱运动学测量是脊柱生物力学研究的重要手段。根据测试对象和实验设计要求不同，测试方法繁多。有活体测量和离体标本测量两大类。具体方法有几何学测量、传感器测量、影像学测量、立体光学测量等。

1.活体测量

(1)几何式角度测量仪:

主要在临床应用，用于活体测量脊柱的运动范围，无损伤性，方法简单，精确度较低。有的装置设计巧妙，如一种用于测定颈椎运动范围的装置就采用了重力角度仪和罗盘角度仪的组合，能同时进行多方向的测定。

(2)放射线测量:

放射线测量是脊柱运动活体测量的主要手段。平面动态X线片最为常用，可获得每个节段的旋转角度、椎体的平移及转动中心，运用计算机图形重建技术可对其进行分析，该方法对椎骨间的伸屈角度变化较敏感，但确定转动中心时误差较大。目前临床上放射线测量只能观测二维运动，而对三维运动的定量描述仍有困难。双向立体X线、立体CT等技术的逐步应用和完善将为研究活体脊柱三维运动创造条件。

(3)电子设备及传感器测量:

主要通过按在体表的电子元件及传感器测量活体脊柱区域的总体运动。常用的设备有数字电子倾度仪三维空间示踪系统及脊柱运动分析仪等。但活体测量脊柱区域的三维运动存在很大困难，这是因为每一脊柱区域均由多个小的不能接近的节段组成;在单平面运动时，同时进行着旋转和位移;此外，尾侧椎体的活动影响了测量区域的稳定。

因此至今尚无普遍接受的测定脊柱区域运动的可靠设备，也无公认的脊柱区域运动的标准数据。

2.离体标本测量

(1)放射线测量:

离体标本脊柱运动研究也可采用平面放射线测量方法。由于离体椎体可用金属附贴标签定标，其精确度比在体测量要高，可达±1°。

(2)传感器测量:

传感器测量是一种接触式的三维测量，通过安放在脊柱上的位移传感器对某节段的线位移和角位移进行测量。虽然传感器测量精度很高，但有以下缺点:①一般只用于一个运动节段的测量;②传感器的安放对脊柱的自由运动有一定影响;③接触式传感器测量有一个固定的测量取向，测量方向不一定与脊柱运动方向一致。常用的有电类型的位移传感器，如引申计能提供1μm的测量精度，在一定范围内呈线性。还有差动式位移传感器(LVDT)和旋转式角度传感器(RDT)构成的三维定位仪也可用于脊柱运动测量。通过测量椎骨上不共线3点的坐标，确定椎骨的空间位置，计算出节段间的运动参数。Panjabi采用电-机械测量装置测量上位锥体形心的三维六自由度运动。整个系统包括测量装置(金属架和固定其上的4个铝合金球)、数据采集装置(6个机电式百分表、多点转换箱和数字式应变仪)和电子计算机等组成。每次加载后计算机可测量出锥体形心在坐标系的三个角位移和三个线位移量。该系统较适合一个运动节段的运动测量。

(3)立体光学测量:

立体光学测量系统由两个互成角度的平面光学测量系统构成，通过计算机三维视觉和图像处理技术重建三维运动，确定物体的空间位置。根据刚体运动学理论，刚体上任意不共线三点的运动，代表了整个刚体的运动。这种方法进行三维运动测量具有定位精度高、非接触性测量特点，对单节段和多节段都适用，是当前较先进的手段。Panjabi采用立体摄像计算机图像处理方法分析脊柱的三维运动，在椎体上贴附标尺，通过其三个不共线的标志的运动确定脊柱的位置，对各节段的角度测量精度可达0.5°。而Goel的Selspot系统则是将发光二极管固定在椎骨的棘突及两侧横突上，精度达0.2%。国内朱安青等也采用了相似的方法进行了颈椎和腰椎运动的研究。

(三)脊柱生物力学有限元(FEM)研究

1.有限元模型的构建

有限元分析是工程上用于结构应力分析的一种方法，后来被用于生物力学虚拟实验。这种模型是一组包含了其所代表结构的几何学及材料物理特性的数学方程式，通过输入已知条件，输出结果。脊柱有限元模型构建需要两方面数据:①椎体真实的几何学形态，通常从脊柱CT扫描图形获得，也可从实体测得;②椎体骨组织和连接椎体的软组织的材料物理特性。1974年Belyschko首先将有限元分析方法应用于脊柱力学研究，建立二维椎间盘模型，1975年有了三维有限元模型研究报道。目前脊柱有限元模型的构建已经达到了相当水平。表现在:①几何形状模拟更加逼真，并且从模拟单一节段发展到模拟多个运动单位;②模型中计入上下关节突之间的接触和运动，将关节突模拟为非线性的运动接触问题，较好地体现了小关节的生理运动功能;③对椎间盘的模拟更加细致和准确。纤维环的模拟形式多样，大部分模型将纤维环模拟为同源基质包埋着大量的胶原纤维，其中胶原纤维以十字交叉的形式排列成若干层，胶原纤维只承受张应力，视为非线性复合材料。髓核有的模拟为不可压缩的流体，也有的则模拟成三维实体单元。

2.有限元模型的优越性

虽然有限元模型可进行脊柱动力学(载荷下的脊柱运动)、运动学(椎体间运动)和脊椎及椎间盘内部的应力应变等各种研究。但在下列情况有限元模型具备优势:①由于椎骨和椎间盘内在张力和应力不能进行实验研究，这方面有限元分析方法有着不可替代作用。椎体内部的应力和张力是对作用于标本的负载的反应，对探索骨疏松、骨适应性变化的成因有很大意义。②能够模拟在活体发生的真实的现象——骨愈合过程、骨和软组织的适应性变化、小关节改变方向后脊柱力学行为的改变、融合对邻近节段的影响等。③模拟肌肉对脊柱力学的影响。④能对损伤、退变、肿瘤等多种疾病进行模拟。⑤能有助于在没有真正制作的情况下评价新的脊柱器械，对器械元件材料选择、大小设计进行分析。

3.有限元模型的局限性

(1)有限元模型存在许多简化和假设:

1)设置一个脊柱有限元模型脊椎的几何形态首先被简化，以简单的构件来近似真实的几何形状。椎体的精确形状和相邻椎体的空间关系对预测接触应力有关键的作用，但这些形状和空间是从有限的标本中获得的近似值或从有限的CT断层片测得。

2)有限元模型必须对复杂成分的材料的力学性能作简化假设。如复杂纤维组成的纤维环、椎体的各相异性等。由于研究者可自由地对各种简化方式、假设、材料特性和形状进行选择，同尸体标本和活体实验相比，其有效性更重要且更难实现。

(2)有限元模型依赖于实验研究:

1)有限元模型依靠从尸体标本模型测得各种骨和软组织材料特征数据，因此也带来了标本模型所固有的许多错误。这种数据有时根本无法得到或不适合数学模型。计算机模型的结果完全取决于模型的构成，数据不合理结果自然不理想。

2)为了验证模型的有效性，通常从文献中查找合适的实验模型，把计算的结果与实验结果比较，吻合度好的说明模型有效性佳，最终数学模型能解释实验结果，但作独立的预测作用有限。

(3)有限元模型应用具有特异性:

有限元模型并不是通用的，在模型设计的初始便已经确定了要研究的问题。如果模型构建成一系列刚性的椎体用弹性的韧带和椎间盘进行连接，较适合于椎间宏观运动的研究。如果模型是用来研究椎体和椎间盘内部的应力和张力，那么椎体和椎间盘就必须更逼真地进行用数以千计的网格划分和输入不同结构的材料特征组成模型。在某种条件下有效的模型推算脊柱的其他力学情况仍有可能出错，只有限制应用于实验证实有效的范围内，才能发挥其优势。

随着计算机能力的日渐强大，需简化的程度减少，以及对脊柱组织的材料特性了解不断深入，其预见作用将不断加强。在许多方面计算机模型将取代力学测试。

第五节　髋关节生物力学　Biomechanics of the Hip Joint

华中科技大学同济医学院附属协和医院　杨述华

髋关节生物力学是利用力学原理来研究髋关节力学特征的，包括结构力学，肌群生物力学，关节合力，负重、静止、站立及运动时的力学分析等。

髋关节是连接躯干与下肢的球窝关节。由髋臼、股骨头、股骨颈组成关节。髋关节生物力学研究对于理解髋关节疾患和创伤所造成的生物力学变化，减少负荷和应力集中的治疗原理，以及髋关节假体的设计是非常有意义的。通过骨结构观察，可见由中心向外周放射状排列的骨小梁，中心粗大外围细小，股骨头骨小梁排列与负重情况有关，呈应力性排列。应力指加压物体单位面积上的力或单位面积上对外来作用力所产生的阻力。股骨头的应力主要为压应力和张应力，在股骨头X线影像上明显可见压力骨小梁起于股骨干上端内侧骨皮质，向股骨颈及股骨头内侧放射状排列，张力骨小梁起于股骨干上端外侧骨皮质，沿股骨颈外侧呈拱形前行与负重骨小梁交叉于股骨头内下方，共同协调完成抗压应力和抗张应力的作用，在转子间还有交叉骨小梁来加强其抗压作用力。由股骨距、压力骨小梁、张力骨小梁共同组成髋关节生物力学负重系统，股骨距还起着抗弯曲应力和旋转应力的作用。

正常髋关节的作用力

(一)双足站立时

髋关节支撑着人体的头、躯干和上肢，它们占人体重量的62%。其重心在两股骨头中心连线中点之上。从理论上讲维持这种平衡不需要外力，每侧髋关节支持人体重量的31%。其作用力垂直作用在髋关节上(图2-5-1)。

(二)单足站立时

负重的一侧髋关节支撑着头、躯干、双上肢和对侧下肢。这部分身体的重心假设为S5，其重量为K，约是体重的81%。该重心通过负重足与地面垂直。但是K偏离髋关节，该力使得骨盆倾斜，即使股骨内收，外展肌M给予平衡。K的力臂是h’，M的力臂为h。正常h’是h的3倍。两力矩相等: Kh’= Mh知道了K，不难求出M。

M=Kh’/h

髋关节支持着K和M的合力R

因此不难求出合力R是体重的3倍稍多些，(有的作者求得2.7倍BW)它通过股骨头的中心，向上、向下由内向外。正常髋关节R与垂线呈26°。

(三)步行时单腿负重

当步行时，两侧髋关节交替支撑头、躯干、双上肢和摆动的对侧下肢。这部分身体的重心S5随着步态变化发生位移，这种位移在X、Y、Z为轴的三维空间内发生。X轴:与步行方向一致。Y轴:与步行方向水平相垂。Z轴:上下垂直方向。这样的位移可以推测有一个力D使S产生加速度，从而使S移动。这个力D叫做惯性矩。因此，步行单腿负重时该髋关节除了受到上述部分体重P的作用外，还有加速度产生的惯性矩D，对髋关节来说两者都是偏心负重，使得股骨内收。因为P和D都作用在S5，可以合成合力K。外展肌力M与K相平衡，股骨头受到它俩合力R。MK和R三者在一个平面上，并且相交于一点。我们希望能计算R，可这是一个三维空间的合力。我们知道S5的位置通过测试手段可以知道在XYZ轴的位移速度A，求出加速度AX、AY和AZ。根据F=P2，因P的作用方向是垂直的。合力K的KX= DX，KY = DY，KZ = P+DZ因此，我们就可以计算某一瞬间K的量，在各个平面的量(OXY、OYZ、OXZ)及与各个轴所成的夹角。诚然，还要求M，总之一个标准体重为58.7kg的人步行时单腿负重时合力R为81～254kg。髋关节受力在步态中有两个高峰，这两个高峰均发生在站立相中:①足跟着地时有一高峰，与惯性矩有关;②发生在站立前期，因足趾离地时有一推力。

正常髋关节机械应力

上述的合力R使髋关节受压产生压缩力，关节压缩应力的大小和分布取决于(图2-5-2):

(一)R的大小。

(二)关节的负重面积。

(三)负重区中R的位置和方向。

正常人体步行时R可以达到4倍以上人体重量。但是不同的个体不尽相同。Green Wald(1972)测量了髋关节的接触区。当负荷时负重面积为22.19～33.68cm2(平均26.77cm2)。髋臼关节面呈马蹄形。中心及下方有凹陷名叫髋臼窝，为圆韧带附着处。髋臼的软骨面周边较厚而中央较薄。髋臼边缘由纤维软骨形成髋臼盂唇，加深髋臼深度。髋臼马蹄形关节面越大，R离髋臼外缘越远及股骨头半径越大则接触面积越大。正常髋关节压应力最大为16～20kg/cm2。

正常股骨颈机械应力

股骨颈纵轴平均3.08cm，头颈长9.56cm。颈干角可增加下肢运动的范围，亦使躯干之力量传达到较宽的基底部，此角正常为110°～140°，平均为127°。前倾角平均为13.4°。

合力R与股骨颈轴线不一致，相交在股骨头中心。R使股骨颈弯曲，因此在股骨颈引起压应力和张应力，而压应力总是大于张应力。压力最大在股骨颈的内侧，最大张应力在其外侧。力的中心轴既无压应力也无张应力。由于R作用在股骨颈是倾斜的，也引起剪应力。剪应力S的大小取决于R与股骨颈轴线的倾斜度。

应用光弹模型测定，股骨头和股骨颈的不同断面应力和剪力已经测出，这些断面均与股骨颈的轴线相垂直。正常应力是与截面相垂直，张应力为正，图上曲线在横轴以上;压应力为负，在横轴以下。本文不用单位面积力来表示应力，而用光弹测定时等色曲线的级来表示。

KL截面在股骨头最大直径处，承受压和剪应力。最大压应力是3.4级，在截面的中央，移向截面的两侧其压应力逐渐减少。剪应力L的分布呈杯状，最大1.25级，位截面中央的稍外侧。除截面内侧端外剪应力都是正的，表示该力位KL截面近侧部分趋向呈向下滑动。负号表示近侧向上滑。

IJ截面位于头颈交界处。最小张力0.4级，最大张力2.2级。其中性线在股骨颈中央的外侧截面直径42.2%处。剪应力呈杯状。最大剪应力在其中央达1.6级，剪应力曲线除了在截面两端在横轴以下外，均在横轴以上即近侧头部有向下活动趋势。

股骨颈最宽部截面GH截面。最大张力在外缘，1.25级。最大压应力在内侧缘达6.5级。中性轴在中央的外侧，即截面直径的30.8%处。剪应力在拱面中央最大1.45级，向内、外缘剪应力逐渐减少，但均在横轴之上，为正。

股骨颈基底截面EF。外侧受到张应力约1.5级，最大压应力在内侧9级。中性轴在股骨颈中央的外侧约截面直径7.9%的地方。剪应力在外1/3最小。曲线一部分是正，另一部分为负。

不同截面所受应力的变化很重要的原因是由于R由近端到远端时到股骨颈中央轴的距离越来越远，力矩越来越大。

正常股骨颈的松质骨结构中有两组骨小梁，它的位置和数量与应力的分布和大小相吻合。一组从股骨干骺端内侧的骨皮质开始，向上，至股骨头的负重区，为抗压骨小梁。另一组沿着大转子基底和股骨颈外侧在股骨头与抗压小梁相交，延伸到股骨头的下面，为抗张骨小梁，该组不为抗压小梁明显。在这两组骨小梁系统这间是较透亮区Ward三角(图2-5-3)，该区应力很小。根据Pauwels定理，骨质的多少取决于应力的大小。该部是典型的弯应力加压应力。

关节软骨与压应力

Kummer(1978)认为关节透明软骨的形成及其维持原状取决于局部压应力大小。生理性应力刺激维持透明软骨的生存。若低于生理值的下限或高于其上限，透明软骨就会消失。例如在髋臼马蹄形关节软骨的内侧，由于得不到应力刺激，所以没有软骨存在。Tillmann 1978年已作了阐述。如果压应力过高将破坏软骨，最终导致骨关节炎。

骨对关节压应力的反应

骨对应力的反应较软骨更为敏感，应力增加刺激骨的形成，应力减少加速骨的吸收。正常髋臼顶软骨下有一层均匀的致密骨板。这说明髋关节应力平均分布在各个负重面。

单纯球窝关节通常是不能获得关节面均匀应力。这样的模型作用力经过负重区的中央，应力分布呈杯状，即中央作用线处应力最大，越靠近周边应力逐渐减小。压应力能够平均分布在整个负重面上是由于:

(1)关节存在弹性软骨。

(2)股骨头的直径稍稍大于臼。

(3)关节海绵状骨小梁结构。

因此，当关节不负荷或轻度负荷时臼的周边软骨受压，应力较高。这个头比臼稍大轻度不对称，负荷时，中央较高应力和周边较高应力合成呈一均匀负荷。Greenwald的观察肯定了这个观点。髋臼及股骨头主要由海绵状骨小梁构成，使其有一定的弹性(即变形而不产生结构破坏的能力)。髋臼并不是一个完整的杯子，而是外形呈马蹄铁状并包裹着股骨头。在其结构中含有大量相对能变形的骨质，这提示其有负荷扩散作用。事实上，如果关节软骨面的压强(单位平方面积的压力)能保持在可承受范围内，该作用确实存在而且是非常必要的，可以假定髋关节在大负荷下活动时(奔跑时要承担5倍的体重)，软骨下骨必然发生变形。因为髋关节骨性部分在负荷下变形，就必须有一个能使其在变形后状态下有最大接触面积或贴合度的设计。这种最佳贴合必须发生在全额负重时。因为股骨头有变扁平的趋势，无负重时的最佳贴合必将导致负重时的不良贴合。在这种情况下，股骨头仅与髋臼的一部分贴合，减少了接触面积，于是就增加了在残余接触面上的压强。髋关节在轻负荷下不全贴合，在重负荷压力下由于软骨下骨质变扁平而能得到最佳的贴合，从而减少单位面积软骨受的压力并使其限制在是承受范围内。这点对其功能非常重要。

曾经认为软骨下骨小梁在冲击负荷下变形的缓冲作用保护了其上方的软骨。现在推测真正高效率的作用机制包括软骨下骨小梁在负荷下变形使关节接触面积增加从而保护了覆盖其上方的软骨。骨小梁的过度变形会造成细微骨折。一定程度内的骨小梁骨折属生理情况，但较高程度的骨小梁骨折将导致骨重新塑形和骨小梁网僵硬。僵硬及贴合度的降低被认为会造成关节退变和骨关节炎。

髋臼顶的软骨下致密骨板均匀厚度证明关节压应力分布一致。按理关节合力的作用线应该在骨板和股骨头的中央，而事实上正常髋关节真正的作用线与软骨下骨板中点和股骨头中心边连线倾斜160°。这是因为髋关节的关节面呈马蹄形，这样负重关节面的中心位于X线片致密骨中心的内侧。X线投照的负重骨板为马蹄形软骨的一部分。可见马蹄形软骨的冠状面中心在内1/3与外2/3之间。当R通过这一点倾斜160°正确与关节面是垂直的。

颈干角前倾角的力学意义

(一)假定股骨颈的长度恒定，发生髋内、外翻

当髋内翻，大转子较正常为高，外展肌力M的力臂H伸长，而且改变了M的方向。H伸长使得平衡K所形成的角张开。由于M的下降和LMXK的角增大，合力R下降。R通过X和股骨头中心，与垂线更加倾斜，使R通过X和股骨头中心，与垂线更加倾斜，使R从内侧指向髋臼。同样，R通过髋臼负重面的中心，关节压力仍然均匀分布。因此，当髋内翻时由于负重面积增大和R减小，所以压应力较小。

当髋关节外翻时，大转子较正常为低，M的力臂H缩小，M的方向发生变化。H的短缩迫使M增大以平衡K。M方向的改变，使得M和K的交点X上升，MK所成的交角变小。M的增大和LMXK的缩小，使得合力R增大，它的作用方向外移。同样R作用负重关节的中央，关节压应力均匀分布。由于负重面积小和R的增大，关节压应力增大。

合力R或其反作用力R1可以分角成纵向和横向的分力L和Q，L使股骨头向中顶，如果髋臼较浅的话，可引起半脱位; Q使股骨头向臼内推。在髋内翻时L较正常小，Q较正常大。外翻时，L较大，Q较小。

在侧面或矢状面上，股骨颈前倾(图2-5-4)使力臂增加，股骨颈前倾给臀大肌提供的力矩使其作用成倍地增加。力臂越长则需要越小的臀大肌肌力以使身体直立于髋关节上。但有一点必须记住，过度的前倾会限制髋关节的外旋运动。

(二)骺板变化

正常时合力R作用于骺板中央，压应力各处均匀，不会出现一处生长快或慢的现象。如果R与骺板垂线呈一斜度，例如转子间内翻截骨术后或先天性髋内翻，骺板的内侧压应力较外侧大，甚至外端可承受张应力，因而内侧生长较外侧活跃，直到骺板又垂直于R，以后进入持续均匀生长。所以我们观察到作了股骨上端内翻截骨的小儿由于生长不一致，股骨颈又回到原来方向。有时不得不到成熟后用第二次截骨手术。

(三)股骨颈

正常髋关节R的方向与股骨颈轴线呈一交角，颈的上部至它的下部R与股骨颈轴线间距离越来越远，因而R对股骨颈的弯矩越来越大。R对股骨颈轴线的倾斜引起股骨颈剪应力，倾斜越大，剪应力也越大。在髋内翻时剪应力较正常为大，外翻时，剪应力较小。外翻到股骨颈轴线与R一致时剪应力消失。

总之，髋外翻时压应力较正常髋关节要大，剪应力要小或没有。髋内翻时，关节压应力较小，但受到较大的弯矩。同时股骨颈承受较大压应力、张应力，又有相当大的剪应力，这些不同的应力作用，造成髋关节不同的骨结构。

髋关节的运动学

(一)髋关节属多轴的球窝型杵臼关节(图2-5-5)

股骨头与杯状的髋臼相关节，关节的中心位于腹股沟韧带中1/3稍下方(髋关节的前缘与腹股沟韧带的1/3平行)。髋关节的两个关节面相应弯曲，但它们既不同样宽阔，也不完全相互贴合。当髋关节伸直并轻度外展和旋内时，为髋关节的紧密嵌合姿势。有证据支持股骨头椭圆球形和轻度卵圆形的关节面，随着年龄的增长而变成近似圆球形。除了供股骨头韧带附着的一个粗糙的凹陷之外，股骨头关节面均被关节软骨所覆盖。在股骨头前面，关节软骨向外延伸，覆盖于与颈相毗连的小区;关节软骨在中央部最厚。Kurrat和Oberlander(1978)测量了10例人类髋臼和股骨头的关节软骨，发现髋臼的前上1/4和股骨头前外侧的关节软骨最厚。Kurrat和Allibone(1984)描述了关节软骨内一个钙化带的局部形态变化。髋臼的关节面是一不完整的环，称为月状面，其上部最宽阔，直立姿势时承受体重的压力;其耻骨区最狭窄。月状面下方与髋臼切迹相对处关节面缺失，被关节软骨覆盖，表面最宽的区域关节软骨最厚。髋臼窝内没有关节软骨;但含有被滑膜覆盖的大量纤维弹性脂肪。髋臼被纤维软骨形成的髋臼唇所加深，髋臼唇经髋臼横韧带越过髋臼切迹。

(二)髋关节的运动

髋关节可作屈-伸、内收-外展、环转、旋内和旋外运动。认为股骨可沿三个相互垂直的轴旋转，但当股骨在运动时，还应考虑其相互关节面的情况，以及不能忘记股骨颈的长度及颈与股骨干的角度。当大腿屈或伸时，股骨头在髋臼内沿近于横行的轴“旋转”，相反，当股骨头静止不动躯干前屈或后伸时，髋臼沿同一轴旋转。当脚着地固定不动时，股骨沿穿过股骨头中心和外侧髁的垂直轴旋内和旋外，这种旋转运动必然是联合旋转，并伴随着膝关节微屈。由于垂直轴与整个股骨有关(包括股骨颈的角度和股骨干的倾斜度)，当股骨内旋时，股骨内侧髁在胫骨内侧髁之上作向后的弧形移动，与此同时，大转子向前弧形移动，外旋时运动则相反。当脚稍着地或游离时，整个下肢可沿所有通过股骨头至脚的任何部位的可变轴作附加的旋内或旋外运动。相反，一只脚固定，另一只脚游离时，整个躯干可沿一侧股骨头旋转。沿穿过股骨头的前后轴可作外展和内收运动;但由于股骨头不是一个真正的圆球形，所以没有一个十分标准的轴(Walmsley 1928)。某些运动学家提出当最有效地紧张或松弛关节囊韧带、股骨头在髋臼内完全“自旋”使大腿作伸和屈的运动时，一个力学的轴与股骨颈局部解剖学的长轴一致，此轴靠近股骨头关节面的中心(所有其他的运动被认为是完全或不完全地旋转)。虽然这个分析对于在“解剖学”姿势来说比一个基本的三轴系统更接近实际关节的功能，但某些人认为力学的轴的本身是动态的，因为显而易见动态的“旋转”形式可发生于任何姿势，这种观点是由于在关节运动学中应用的轴种类的定义不明确造成的。力学的轴对于股骨来说不是动态的。当分别作完全或不完全旋转时，力学的轴对于相互的两关节面来说是在直线或弓形轨道上摆动。髋关节单纯前屈距垂直面可达90°～100°;后伸超过垂直面则受限制(10°～20°)。由于脊柱和骨盆的调节、膝关节的屈曲及伴随髋关节的旋内或旋外，可使髋关节屈和伸的运动幅度增大。例如，屈膝时使股后肌群放松髋关节的屈曲度可增至120°，大腿可抵达腹前壁，同时脊柱也有一定程度的前屈。在行走、跑步等运动中，由于身体前倾、骨盆倾斜并旋转、髋关节外旋而使髋关节后伸的幅度加大。同样能增加髋关节外展和内收的幅度。

(三)影响运动因素

髋关节股骨头几乎一半被紧紧塞入髋臼内，并被髋臼唇紧紧地环绕，甚至在关节囊破裂时股骨头也被控制在原位。在所有的韧带中髂股韧带最为强韧，当股骨伸至与躯干呈一条直线时，髂股韧带逐渐紧张。当髋关节接近紧密衔接位置时，耻股韧带和坐股韧带也紧张，以对抗髋关节快速增加的扭力矩。除了由于强有力的牵引可造成两关节面的轻微分离之外，髋关节没有附加运动。

运动髋关节的肌肉(图2-5-6)

(一)屈

主要有腰大肌和髂肌、耻骨肌、股直肌和缝匠肌协助屈髋。内收肌群，特别是长收肌也有协助屈髋的作用，尤其在伸直的髋关节开始屈曲时起作用。

(二)伸

由臀大肌和股后肌群。身体完全直立并上肢下垂时，垂直穿过的身体重心位于两股骨头中心连线的后面，因此躯干有后倾斜的倾向，此时韧带紧张、关节面相互适合并压紧，使髋关节处于紧密衔接位置以达到身体的平衡。增加躯干的负荷或躯干后倾，这些被动的抵抗因素是由髋关节的屈肌主动收缩协助的。当踝关节向前倾斜或手臂伸向前方、髋关节也向前弯曲时，身体的重力线移到横轴的前方，此时身体所采取的姿势或姿势的变换主要被股后肌群控制，虽然股后肌群是强有力的屈膝肌，但它们也同样是强有力的伸髋肌。臀大肌仅在逆抵抗力而伸大腿时起作用，例如从弯腰或爬行转换为直立姿势时。

(三)外展

主要有臀中肌和臀小肌，阔筋膜张肌和缝匠肌起协助作用。外展运动受到内收肌的紧张、耻股韧带和髂股韧带内侧束的限制。这些肌肉在步行或跑步周期的精确相位间歇地收缩，便行走或跑步的运动连贯一致。

(四)内收

主要有长收肌、短收肌和大收肌，耻骨肌和股薄肌协助。内收运动由于接触对侧下肢而被限制，但当大腿屈曲时内收幅度增大，此时又可被外展肌、髂股韧带外侧束和股骨头韧带所限制。

(五)内旋

有阔筋膜张肌、臀小肌和臀中肌的前部纤维。相对来说，内旋的作用弱，被外旋肌、坐股韧带和关节囊的后部所限制。肌电图的数据提示内收肌通常协助内旋而不是外旋，但还要根据原始体位来判定。

(六)外旋

主要有闭孔内、外肌，孖肌、股方肌、梨状肌、臀大肌和缝匠肌协助。外旋是一个强有力的动作，并由内旋肌和髂股韧带外侧束的紧张所限制。

髋关节的运动范围(图2-5-7)

髋关节运动范围正常值:前屈130°～140°，后伸10°～15°，外展30°～45°，内收20°～30°，外旋30°～40°，内旋40°～50°，总和260°～320°。

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