時間：2022-04-17 06:02:46
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1前言
弓步技術是擊劍比賽中運動員得分的主要技術［5］。研究表明，在擊劍比賽中，男子運動員平均每23．9s使用一次弓步，女子運動員平均每20s就會使用一次弓步［2］。弓步的質量直接關系比賽勝負，弓步速度是評價弓步質量的重要指標，也是評價擊劍運動員競技水平的重要依據(jù)［5］。有研究發(fā)現(xiàn)，擊劍運動員弓步速度與弓步動作中后腿伸膝最大角速度顯著相關，后腿的蹬伸速度是弓步速度的主要決定因素之一。舒建平［4］采用APAS系統(tǒng)對擊劍弓步動作進行分析后認為，運動員弓步動作中雙側膝關節(jié)角度變化大小是決定擊劍弓步速度的主要因素。在擊劍弓步動作中，運動員前腿和后腿執(zhí)行不同的運動模式，后腿伸肌群快速收縮使后腿蹬地為弓步動作提供驅動力，而前腿快速伸膝帶動小腿向前踢出［14，15］。在弓步動作開始后，前腿的快速擺動能獲得較大的沖力，延長后腿蹬地的時間，配合后腿蹬地帶動人體總重心前移，且前腿向前擺動時膝關節(jié)的伸展程度能夠對弓步深度產生影響。另外，有研究報道，弓步速度和前腿膝關節(jié)最大功率到達時間及平均功率存在關聯(lián)［6］。綜合已有研究可以發(fā)現(xiàn)，下肢雙側膝關節(jié)在擊劍弓步動作中的運動表現(xiàn)是影響弓步速度的重要因素。然而，已有研究大多集中在運動員雙側膝關節(jié)在弓步動作中的生物力學表現(xiàn)與弓步速度的關系方面，而不同水平運動員雙側膝關節(jié)在弓步過程中的生物力學表現(xiàn)差異對弓步質量的影響鮮見報道。本研究通過比較一般運動員與優(yōu)秀運動員雙側膝關節(jié)在弓步過程中生物力學表現(xiàn)的差異，探究影響擊劍弓步速度的生物力學因素，為提高擊劍運動員弓步質量提供參考。
2研究對象和方法
2．1研究對象上海市男子重劍隊運動員7人，其中，運動健將4人，一級運動員3人，為優(yōu)秀運動員；某體育學院運動訓練專業(yè)及附屬競技學校男子擊劍二級運動員9人，為一般運動員。
2．2研究方法
2．2．1實驗方案測試之前受試者進行5min慢跑，跑步機速度設置為6．5km／h。慢跑完畢后再進行5min拉伸活動。測試時受試者面向劍靶，前后腳分別位于兩塊測力臺上，劍靶與受試者的距離根據(jù)受試者身高進行調節(jié)，使靶面距運動員后腳腳尖水平距離為1．5倍身高［17］。要求受試者持劍以最快速度弓步刺靶（圖1），每名受試者試刺5次。每名受試者正式測試成功采集至少6次，選取其中峰值速度最大的3次弓步動作進行分析。
2．2．2所用儀器和評價參數(shù)測試設備采用瑞士生產的KISTLER三維測力臺（型號9287B，長×寬：90×60cm，內置信號放大器，采樣頻率1000Hz）和英國生產的16臺VICONT40鏡頭紅外高速運動捕捉系統(tǒng)（ViconMotionAnalysisInc．，Oxford，UK，采樣頻率100Hz），對運動員弓步動作地面反作用力（GRF）和運動學數(shù)據(jù)進行同步采集。
2．2．3數(shù)據(jù)處理將VICON系統(tǒng)中預處理過的數(shù)據(jù)（C3D文件）導入Visual3D（C－Motion，Inc．，Germantown，MD，U．S．A．）軟件。運動學數(shù)據(jù)和GRF濾波采用4th－orderButterworth低通濾波，截止頻率分別為12Hz和100Hz［18］。在Visual3D中構建14環(huán)節(jié)人體模型［11］，根據(jù)人體慣性參數(shù)［20］確定人體重心位置，以人體重心在水平方向上的速度代表弓步速度。在Visual3D軟件中計算下肢3維運動學和動力學數(shù)據(jù)（采用右手法則）并導出。力矩、角速度、功率指標，膝關節(jié)屈為負值（－），伸為正值（＋）。弓步動作起點定義為前腳離開地面瞬間（前腳GRF＝0），動作終點定義為前腿膝關節(jié)伸膝達最大角度。
2．2．4選取指標1）弓步過程中受試者水平方向重心速度峰值（Hori－zontalPeakVelocityofCenterofGravity，HVmax），單位為m／s；2）經體重標準化后的受試者弓步過程中后腿蹬地產生地面反作用力的水平方向分力峰值（GRFmax），單位為體重（BW）；3）膝關節(jié)角度（KneeJointAngle）為小腿向量與大腿向量的夾角（°），大腿向量由膝關節(jié)指向髖關節(jié)，小腿向量由膝關節(jié)指向踝關節(jié)，下肢直立位膝關節(jié)角度為180°；4）膝關節(jié)角速度峰值（PeakAngularVelocityofKneeJoint）為伸膝階段膝關節(jié)角速度最大值，單位為°／s；5）前腿伸膝時間（TimeofExtensioninLeadingKnee）為自前腿膝關節(jié)最小角度至最大角度所用時間，單位為s；6）通過逆向動力學計算關節(jié)力矩峰值（PeakJointMoment），關節(jié)功率峰值（PeakJointPower）為關節(jié)力矩與關節(jié)角速度乘積的最大值（均在Visual3D軟件中直接計算）。力矩和功率峰值均為根據(jù)體重進行標準化后的結果，單位分別為Nm／kg和W／kg；7）前膝關節(jié)功率峰值到達時間（TimetoPeakPowerofLeadingKneeJoint）為自動作起點至前腿伸膝功率達峰值所用時間，單位為s。
2．2．5統(tǒng)計學處理選取每名受試者峰值速度最快的3次弓步動作，計算相關指標的平均值和標準差。采用獨立樣本t檢驗（Inde－pendentttests）比較兩組受試者弓步動作過程中膝關節(jié)動力學、運動學相關指標及HVmax、GRFmax之間的差異，顯著性標準設定為α＝0．05。統(tǒng)計軟件為SPSS20．0。
3研究結果
3．1不同水平運動員弓步表現(xiàn)優(yōu)秀運動員弓步過程中HVmax（P＝0．001）和GRF－max（P＝0．016）均顯著高于一般運動員（表2）。
3．2不同水平運動員弓步動作前腿膝關節(jié)生物力學指標兩組運動員弓步動作中前腿膝關節(jié)運動學和動力學指標如表3所示。兩組運動員屈膝程度均為正值，可見運動員前腿膝關節(jié)屈膝末膝角小于初始膝角，說明在弓步開始時運動員前腿伸膝前首先屈膝。不同水平運動員前腿屈膝程度不同，優(yōu)秀運動員屈膝程度顯著低于一般運動員（P＝0．037）。在隨后的伸膝階段，兩組運動員伸膝程度無顯著性差異（P＝0．293），但優(yōu)秀運動員伸膝末膝角顯著大于一般運動員（P＝0．018），伸膝角速度峰值顯著低于一般運動員（P＝0．029）。在弓步過程中，兩組運動員前腿膝關節(jié)伸膝力矩峰值（P＝0．056）和功率峰值（P＝0．074）均無顯著性差異。
3．3不同水平運動員弓步動作后腿膝關節(jié)生物力學指標優(yōu)秀運動員弓步動作后腿伸膝末膝角與一般運動員無顯著性差異（P＝0．079），但優(yōu)秀運動員后腿膝關節(jié)伸膝力矩峰值（P＝0．030）顯著高于一般運動員，后腿伸膝功率峰值到達的時間顯著小于一般運動員（P＝0．021）；運動員弓步動作中后腿伸膝角速度峰值組間無顯著差異。
4討論與分析
國內、外對擊劍弓步動作的研究多以運動員弓步重心平均速度、最大速度以及弓步距離作為評判弓步質量的主要指標［12］。在多數(shù)研究中，只要求受試者以最快速度做弓步動作，并未設置弓步目標和距離，且受試者未持劍，這可能會使不同受試者在測試時選擇不同標準的弓步距離，而運動員在做長距離大幅度弓步和短距離快節(jié)奏弓步時速度可能并不相同。在征求運動員和教練員建議的基礎上，結合擊劍運動員比賽狀態(tài)下發(fā)動弓步的距離，本研究將劍靶設置在距運動員準備姿勢后腳腳尖1．5倍身高處［17］。這一距離下的弓步為長弓步［17］，要求運動員持劍盡力做快速弓步刺靶，將弓步動作中身體重心最大水平速度定義為弓步速度［9，10，16］。結果顯示，優(yōu)秀運動員弓步水平方向重心速度峰值（2．64±0．16m／s）顯著高于一般運動員（2．32±0．13m／s，P＝0．001）。可見，以弓步速度作為評價運動員弓步質量的指標，本研究優(yōu)秀運動員弓步質量高于一般運動員。
在擊劍弓步動作中，后腿蹬地獲得的水平方向地面反作用力是弓步向前的驅動力，其大小是弓步速度的決定性因素［1，8，12］。本研究優(yōu)秀運動員弓步動作后腿蹬地水平方向地面反作用力峰值（0．91±0．10BW）顯著高于一般運動員（0．78±0．08BW，P＝0．016），說明優(yōu)秀運動員弓步向前的驅動力高于一般運動員。目前有研究認為，運動員后腿膝關節(jié)伸肌力量是影響弓步驅動力大小的重要因素。Guilhem等人［9］對優(yōu)秀擊劍運動員雙側下肢主要肌肉進行等速肌力測試，另外對其在弓步過程中的活動進行肌電測試，結合運動員弓步表現(xiàn)進行分析后發(fā)現(xiàn)，弓步后腿膝關節(jié)伸肌最大等速肌力與弓步速度峰值顯著相關（r＝0．60～0．81）；在弓步加速階段，運動員后腿伸肌的活動水平與此階段運動員的重心平均速度相關，運動員弓步后腿臀大肌、股直肌、股外側肌、比目魚肌、腓腸肌外側的收縮對弓步速度貢獻明顯。另外，Cronin等人［6］對擊劍運動員膝關節(jié)伸肌進行等速肌力測試后發(fā)現(xiàn)，弓步速度與弓步后腿膝關節(jié)伸肌最大等速肌力的相關系數(shù)為0．62。通過已有研究可以發(fā)現(xiàn)，運動員弓步后腿膝關節(jié)伸肌是貢獻弓步向前驅動力的主要肌群之一，其爆發(fā)力及在擊劍弓步動作中的運動表現(xiàn)能夠對弓步速度產生重要影響。
本研究結果顯示，優(yōu)秀運動員弓步過程中后腿膝關節(jié)所能達到的力矩峰值（2．87±0．27Nm／kg）顯著高于一般運動員（2．37±0．38Nm／kg，P＝0．030），后腿伸膝功率峰值到達時間（0．45±0．06s）顯著小于一般運動員（0．59±0．13s，P＝0．021），且優(yōu)秀運動員后腿伸膝功率峰值（12．21±0．27W／kg）在統(tǒng)計學上有高于一般運動員（10．16±2．28W／kg，P＝0．082）的趨勢?？梢?，優(yōu)秀運動員弓步后腿膝關節(jié)在短時間內能產生更強的關節(jié)功率，反映出優(yōu)秀運動員具有更強的膝關節(jié)伸肌爆發(fā)力。本研究認為，優(yōu)秀運動員弓步速度大于一般水平運動員的重要原因是優(yōu)秀運動員弓步后腿膝關節(jié)伸肌具有更強的爆發(fā)力，在蹬地時能產生更大的水平方向地面反作用力，而這個力是弓步向前的驅動力，弓步驅動力的增大必然有利于弓步速度的提高。在對弓步后腿膝關節(jié)運動方式的研究中，彭道福等人對影響12名擊劍運動員弓步速度的生物力學因素進行灰色關聯(lián)分析后認為，后腿膝關節(jié)角度變化越大，對運動員弓步速度的影響也越大，降低重心減小弓步動作膝關節(jié)初始角度有利于弓步速度的提高。另外有研究表明，在擊劍運動員弓步動作中后腿膝關節(jié)最大角度平均在170°以上，后腿基本接近伸直。然而，不同水平擊劍運動員在弓步準備姿勢中的后腿膝關節(jié)角度以及弓步動作中后腿膝關節(jié)最大角度是否存在差異尚不清楚。本研究結果顯示，優(yōu)秀運動員和一般運動員弓步動作中后腿膝關節(jié)初始角度、伸膝末角度均無顯著性差異（P＞0．05）。可見，優(yōu)秀擊劍運動員與一般水平擊劍運動員在弓步動作中后腿膝關節(jié)運動方式基本相似，弓步后腿膝關節(jié)的運動方式可能并非導致不同水平擊劍運動員弓步速度差異的原因。近年來，前腿膝關節(jié)在擊劍弓步中的運動方式引起了研究者的注意，有研究發(fā)現(xiàn)，不同水平運動員弓步動作中前腿膝關節(jié)運動方式存在差異［7］。
Gholipour等人［7］使用高速攝像機分別采集優(yōu)秀擊劍運動員和擊劍初學者的弓步動作，對比分析后發(fā)現(xiàn)，弓步開始后受試者前腿膝關節(jié)并非直接開始做伸膝動作，而是先屈膝后伸膝，優(yōu)秀運動員屈膝程度（20°±12°）顯著低于初學者（38°±15°，P＜0．05）。研究結果顯示，兩組受試者在弓步準備姿勢時前腿膝角無顯著性差異（P＞0．05），在弓步啟動后所有受試者前腿膝關節(jié)先做屈，優(yōu)秀運動員屈膝程度（13．86°±6．52°）顯著低于一般運動員（25．35°±11．84°，P＝0．037），優(yōu)秀運動員屈膝末膝角（113．64°±12．57°）顯著大于一般運動員（100．26°±10．66°，P＝0．037），與Gholipour等人的研究結果相似。本研究認為，一般運動員在弓步動作中增大前腿伸膝之前的屈膝程度，使前腿股四頭肌初長度被拉長，為之后的加速伸膝積蓄了能量，有利于小腿向前加速擺動。結果顯示，一般運動員前腿伸膝角速度峰值（428．50±135．13°／s）顯著高于優(yōu)秀運動員（287．08±82．31°／s，P＝0．029），說明一般運動員前腿伸膝過程中小腿向前擺動的速度更快。從本研究的結果看，一般運動員后腿蹬地水平方向地面反作用力峰值顯著小于優(yōu)秀運動員（P＜0．05），推測一般運動員因后腿蹬地為弓步提供驅動力不足，故通過增大前腿伸膝前的屈膝程度來提高伸膝角速度，使前側小腿向前快速擺動帶動身體總重心前移，以代償后腿蹬地力量的不足，試圖將弓步速度維持在較高水平。另外，一般運動員前腿伸膝之前較大的屈膝程度可能會對弓步效果產生不利影響。運動員弓步啟動時前腿離地，后腿迅速蹬地產生向前的地面反作用力。本研究認為，優(yōu)秀運動員前腿由于屈膝程度較小，能更早地配合后腿蹬地進行伸膝，并迅速向前踢出小腿完成弓步；而一般運動員前腿屈膝程度較大，可能會延長屈膝時間，導致前腿伸膝與后腿蹬地銜接較慢，表現(xiàn)為前腿伸膝動作更加倉促。本研究結果顯示，在前腿伸膝階段，優(yōu)秀運動員前腿伸膝時間（0．39±0．09s）顯著長于一般運動員（0．27±0．05s，P＝0．005），與上述推測一致。提示，相比于優(yōu)秀運動員，一般運動員因為前腿膝關節(jié)伸膝動作開始較晚，故需要更大的關節(jié)角速度在更短的時間內完成伸膝動作。這可能會造成一般運動員弓步動作不如優(yōu)秀運動員更加舒展、有效，表現(xiàn)在前腿的過分使用，并可能對弓步末期前腿的落地造成不利影響。從戰(zhàn)術角度考慮，優(yōu)秀運動員前腿更加寬松的伸膝時間可為最終的出劍和下劍選擇創(chuàng)造條件，而一般運動員前腿較快速的伸膝和落地反而會造成出劍和下劍選擇較少，難以做到根據(jù)對手反應適時改變劍的落點。此外，優(yōu)秀運動員前腿伸膝末膝角（169．35°±4．51°）顯著大于一般運動員（160．61°±7．66°，P＝0．018），說明優(yōu)秀運動員前腿在相對寬松的伸膝時間內得到了較充分的伸展，前腿擺動幅度更大，有利于增加弓步距離［4］。綜上，優(yōu)秀擊劍運動員弓步速度高于一般水平運動員，主要原因與弓步動作中后腿膝關節(jié)動力學表現(xiàn)的差異有關。優(yōu)秀運動員弓步后腿膝關節(jié)動力學表現(xiàn)優(yōu)于一般運動員可能是由于優(yōu)秀運動員后腿膝關節(jié)伸肌爆發(fā)力強于一般運動員。運動員弓步啟動后前腿首先屈膝后伸膝。在后腿提供驅動力相對較小的情況下，一般運動員弓步啟動時通過增大前腿伸膝前的屈膝程度來增大小腿擺動速度，帶動身體重心前移，以代償后腿蹬地力量的不足，試圖將弓步速度維持在較高水平。但是，一般運動員弓步動作中前腿伸膝前相對較大的屈膝程度可能會限制弓步距離，同時，對出劍選擇及弓步落地后續(xù)連接動作產生不利影響。
5結論與建議
后腿膝關節(jié)在弓步動作中的動力學表現(xiàn)是決定擊劍運動員弓步速度的主要原因。不同水平擊劍運動員弓步動作中后腿蹬地能力的差異導致了前腿膝關節(jié)運動學表現(xiàn)的差異，一般運動員通過增加前腿伸膝前的屈膝程度，增大伸膝階段的小腿擺動速度，帶動重心前移來代償后腿蹬地為弓步提供驅動力的不足。在擊劍運動員力量訓練中，加強后腿膝關節(jié)伸肌爆發(fā)力訓練，有利于提高運動員弓步動作中后腿蹬地提供的驅動力。減小弓步啟動時前腿伸膝前的屈膝程度，提前伸膝動作，可減少前腿在弓步動作中的負擔，有利于提高弓步動作的有效性。
作者：管延飛 郭黎 吳娜娜 鄭加財 劉海瑞 單位：上海體育學院
隨著國家對人才培養(yǎng)由“應試教育”向“素質教育”轉軌之際，筆者認為學校體育教育改革應在充分尊重學生人格，注意個體差異，重視個性發(fā)展，培養(yǎng)學生自主創(chuàng)造能力的基礎上，將培養(yǎng)學生的生理健康、心理健康、道德健康和社會適應力等內化到全體學生的體育素質同步向前發(fā)展的目標之中。本文從教育學角度出發(fā)，提出將運動生物力學知識融入體育教學實踐中并加以分析、探討，旨在為高校體育教育改革拓寬思路，更好發(fā)揮學校體育在實施素質教育過程中的價值和功能。
一、高校體育教學中存在的問題
我國學校體育教育是在前蘇聯(lián)學校體育教育體系的基礎上形成和發(fā)展起來的，基本滿足了當時社會發(fā)展與建設的需要；隨著我國教育與體育事業(yè)的不斷發(fā)展和經濟體制改革的日益深入，傳統(tǒng)的學校體育教育已與社會對現(xiàn)代人才培養(yǎng)的需要相互脫節(jié)，程式化、強制化、成人化、訓練化的體育教育，嚴重影響著學生身心全面發(fā)展。
當前學校體育教育中存在著“身體素質+專項課（選項課）+理論講座”的狀況，其中理論講座占全部授課內容的不到10%，學生對運動技術的掌握、對運動知識的獲得缺乏系統(tǒng)性和科學性?！按髮W的牌子、中學的形式、小學的內容”——高校課程教材內容與中小學體育課教材內容重復率達63%，高校遠沒有形成符合自身規(guī)律和特色的理論、實踐體系。
隨著高校不斷地進行擴招，體育教學班的人數(shù)也在不斷增加，加上受場地、器材，師資力量等因素制約，40、50人一個教學班現(xiàn)象很普遍。教學方法、手段、內容得不到及時有效的改善，已遠不能滿足學生對良好鍛煉效果和渴望掌握更多體育知識的需要。
體育首先要讓人感到身心愉快，而現(xiàn)行體育課是按“大綱”，“計劃”授課的，因而具有嚴格的計劃性和約束性，教師只能按部就班地格式化組織教學，簡單地將體育課變成‘達標課’、‘技術課’、‘紀律課’，使體育課喪失應有的休閑、娛樂成分，導致學生失去對學習的興趣和自信心，造成學生產生厭學、恐懼、懼怕失敗的心理。
二、將運動生物力學融入到高校體育教學實踐中的可行性
體育教學是富有時代性的實踐活動，有特定的教學思想、內容、方法。在不同歷史時期有不同的育人目標，同時也就形成了具有時代特征的體育教學合理性標準。特別是在現(xiàn)代社會里，如果體育教育仍停留在競技教學和身體素質教學這種簡單模式之中，不善于按照時代要求變革體育教學實踐，機械地傳承過時的實踐活動或照搬他人的經驗，它的地位只能日益下降，既談不上質量，也更談不上什么效益，只能成為教學改革的落伍者。
大學生年齡一般都在18～22歲之間，他們的興趣愛好趨于穩(wěn)定、集中，他們已不滿足被動受教的學習方式，他們更熱衷于開放、活潑、主動參與的體育鍛煉形式。另外從鍛煉的基礎來看，大學生經過12年的體育教育，具有良好的體育意識、基礎與經驗，能在較高的起點上選擇符合個人需要的學習內容與形式。
運動生物力學是將體育動作技術，賦予生物學和力學的觀點及方法，使復雜的體育動作技術奠基于最基本的生物學及力學規(guī)律之上，并以人體解剖學、力學、生物學及體育技術原理的形式加以描述。如能適時地、有針對性地在相關學科的體育教學中將運動學與運動生物力學理論知識相互結合進行教學，不僅可以調動學生學習的興趣，還可潛移默化的使學生加深對自己本學科知識的理解與鞏固。
三、運動生物力學在教學實踐中的運用
（一）加強基礎理論講授，提高大學生體育文化素質
體育教育的根本基礎在于體育文化，沒有文化就形成不了體育，沒有文化也發(fā)展不了教育。在體育教學中理論與實踐相結合的文化科學素質的培養(yǎng)，主要是通過基礎理論知識的學習、基本技術的掌握、基本技能的形成過程進行智能教育，培養(yǎng)學生學會學習、創(chuàng)造、求真。將運動生物力學運用到教學實踐中，實際上就是加強對學生體育文化素質的培養(yǎng)。比如，每個學期停課前的最后一個月，根據(jù)現(xiàn)在的教學大綱要求室外課居多，炎熱和寒冷往往使學生沒有興致上課，教師既怕學生中暑、凍傷生病同時又擔心完不成教學計劃，只好在兩相矛盾中硬著頭皮上課。與其這樣，還不如索性將課改到室內上，最大限度的消除由于環(huán)境氣候等外在因素帶來的安全隱患，教師可就室外課的技術動作結合運動生物力學知識進行分析、講解。如足球運動中對轉身速度的要求很高，為什么有人與人之間對同一動作的結果卻不相同？此時教師以運動生物力學中的人體慣性參數(shù)中轉動慣量原理加以分析、討論。
根據(jù)轉動慣量公式可知，轉動慣量與質量的大小、質量的分布及作用點離軸的遠近有關，學生很快就會明白自己在轉動時的錯誤，并能自行改正甚至指導他人的實踐，培養(yǎng)學生腦體結合、綜合使用腦力和體力的能力。
（二）運動生物力學在不同學科中的運用
在體育教學實踐中根據(jù)高等學校文、理、醫(yī)、工等學科專業(yè)的區(qū)別，有針對性地在相關學科的學生中，運用運動生物力學知識講解、分析體育運動技術動作的原理、結構特點，對于技術動作的掌握將起到積極的作用和高效率的結果。如在對理工類學科的學生做足球停球技術動作的教學中，教師不要急于去做示范，先用簡單的啟發(fā)性語言要求學生用彈性碰撞、非彈性碰撞的原理去理解停球技術，讓學生自己憑著對停球技術動作的一些感性認識嘗試著去做練習、體會。練習完畢，組織學生根據(jù)自身的實踐，總結技術動作要領，各抒己見，即使有點錯誤的觀點也是可貴的。由于學生專業(yè)本身使然，很快便掌握了技術動作。以上例子不是講解、示范與學生練習教學順序簡單的調換，而是觀念的轉變，讓學生自我實踐、自我思維這一過程大大地發(fā)揮了學生的主體作用，學生不再是傳統(tǒng)體育教學中教師背后的機械模仿者，創(chuàng)造能力是體現(xiàn)學生主體作用的一個重要方面。
（三）運動生物力學在不同人群中的運用
教師應充分認識到學生在個體、運動喜好，體質等方面存在著差異。實際教學中采用因材施教區(qū)別對待的教學原則，將那些先天殘疾、不適宜參加正常體育鍛煉以及渴望掌握更多體育理論知識的學生組織在一起單獨進行教學。不要因為他們與生俱來的生理和身體上的一些問題，就疏遠他們、拋棄他們，他們擁有和其他學生一樣受教育和運動的權利。授課中，教師應充分利用現(xiàn)有設備如多媒體、圖片資料等，使學生通過這些渠道對由于自身受限而難以企及的技術動作加深感性認識，從而對這些技術動作不再陌生或者一無所知。同時，再結合運動生物力學的知識，向他們講解、分析、討論這些技術動作的運動生物力學特點、原理等。在教師的啟發(fā)下學生可以憑借自身的認知程度去思維、去實踐（能力許可的范圍）。讓他們以豐富的體育理論知識，充實自己的頭腦，從而滿足不同學生對體育知識的興趣與渴望。
（四）加強運動生物力學同相關學科之間的交流，建立健全體育教學
運動生物力學是以人體解剖學、人體生理學、力學的原理與方法，研究人體運動器系的生物力學特性和人體運動動作的力學規(guī)律以及器械機械運動力學規(guī)律的學科。因此必然帶有數(shù)學、力學、生物學等學科的痕跡。長期以來高等學校中文、理、醫(yī)、工等學科專業(yè)相互之間缺乏必要的交流、滲透與融合，學生知識的獲得與消化局限于一個狹窄的領域。
四、運動生物力學融入到體育教學實踐的意義
高校體育教師要不斷提高自身的體育理論水平和業(yè)務素質，加強教育理論、體育理論的學習與思考，以自己高尚的道德情操和淵博的才華學識來贏得學生的尊敬和信任。
將運動生物力學融入到體育教學實踐中，可以使教師在教學中有利于選用教材和教法，并根據(jù)學生體質的實際狀況，重點發(fā)展其較為薄弱的環(huán)節(jié)，讓他們得到全面均衡的發(fā)展，為終身體育打下堅實的基礎，從而適應素質教育的要求。
將運動生物力學融入到體育教學實踐中，使學生從觀念上改變對運動知識性與科學性認識，有利于激發(fā)學生的學習興趣，充分滿足不同學生對體育知識的渴望，發(fā)展學生個性，通過身體、心理多方面素質的培養(yǎng)，促進學生的正常生長發(fā)育，提高身體活動機能，培養(yǎng)學生腦體結合能力，最終學生自己可根據(jù)個體差異及不同的需要開出運動處方。
將運動生物力學融入到體育教學實踐中，通過生物力學作導向和指導，使相關專業(yè)、相關學科有機的結合在一起，相互促進、教學相長，建立健全體育教學，最終使高校體育教學真正成為培養(yǎng)大學生綜合能力的實踐課堂。
摘要摘要:種植義齒的生物力學相容性是影響種植義齒的遠期成功率的主要因素之一。本文從種植材料、種植體形態(tài)、種植體表面結構、種植數(shù)量、種植體在頜骨內的排列和分布、受植區(qū)頜骨的形態(tài)結構等方面對種植義齒下部結構的生物力學特性作一綜述。
自Branemarkr提出骨結合理論以來，種植義齒已成功地應用于臨床，解決了以往傳統(tǒng)義齒的固位、舒適等新問題，取得較好的修復效果。但臨床上仍常出現(xiàn)種植體四周骨組織吸收、種值體斷裂、松動、脫落等新問題[1，2。許多學者認為種植義齒的生物力學相容性是影響種植義齒遠期成功率的主要因素之一。本文對種植義齒下部結構生物力學探究概況作一綜述。
1種植材料對種植義齒生物力學的影響
Nishihara等[5通過動物實驗探究表明種植體四周骨內的應力分布和種植材料的性質、材料的彈性模量關系不大，而是更多的和種植體的形態(tài)、頜骨的形態(tài)及結構有關。Rieger等用三維有限元法（finiteelementmethod,FEM）分析，也得出相類似的結果。但從生物力學的觀點來看，不同材料和不同彈性模量的種植體對應力在種植體骨界面的分布是有影響的。鄒敬才等[4用有限元法在5種不同彈性模量、相同的負荷條件下，對單個螺旋形種植體骨界面的應力分布規(guī)律作比較，結果表明種植體的彈性模量越高，種植體頸周骨內應力越小，而根端骨內應力越大；種植體彈性模量越低，種植體和骨界面的相對位移運動就越大。適宜的種植體的彈性模量在70000MPa以上。
目前，由于金屬及金屬合金材料具有優(yōu)良的生物力學性能而被廣泛應用于種植體的制作，其中鈦和鈦合金等被認為是最合適的種植材料。近年來許多學者探究了用生物陶瓷作為種植材料[5，認為生物陶瓷種植體在植入后的始階段可以獲得較鈦及其合金更好的生物相容性，但在行使功能后終因生物陶瓷本身力學上的易碎性導致生物陶瓷種植體生物力學的相容性較差，Glantz等[6通過實驗也證實了陶瓷種植體和陶瓷涂層的種植體因生物力學上有較差的相容性導致種植后較高的失敗率。
2種植體的形態(tài)對種植義齒生物力學的影響
Victor[7用三維有限元法對3種不同種植體系統(tǒng)（Branemark系統(tǒng)、Bud系統(tǒng)、IMZ系統(tǒng)）的不同形態(tài)的種植體，在不同的加載條件下，種植體四周骨內的應力分布情況進行了探究。結果表明3種不同種植體四周骨內最大應力均位于種植體頸部四周和種植體翼的下方，且越近種植體根尖部，骨內應力越小。種植體的翼可以減少應力在種植體及其四周骨內的分布，去掉翼不但增大種植體頸部骨的應力，而且將改變整個應力分布的情況。在其他因素不變的情況下，增大種植體頸部直徑，種植體四周皮質骨內應力大大降低，故認為種植體頸部的直徑對種植體四周的應力分布水平影響最大，兩者呈負相關。岑遠坤等[8對葉狀和柱狀種植體支持的全下頜種植覆蓋義齒在不同牙位下應力分布的情況進行了探究，結果表明葉狀種植體和柱狀種植體應力分布的基本規(guī)律相似，種植體頸部以及其四周的骨皮質界面均為應力集中區(qū)。但葉狀種植體在其頰舌面和近遠中面交界的尖銳線角處，應力集中更明顯，其骨界面的應力峰值均大于柱狀種植體。Holmgren等[9探究認為圓錐形種植體比圓椎狀種植體更有利于種植體骨界面的應力分布，黃輝等[10探究認為螺旋形種植體螺旋頂角的改變可以導致種植體在支持組織內應力分布水平的變化，并指出螺旋頂角為60%26ordm;的種植體應力分布最合理。
3種植體的表面結構對種植義齒生物力學的影響
有學者從生物力學角度探究認為表面有微孔的種植心得形成更好的種植體-骨界面結合，當孔徑為50-200%26micro;m時可獲得最佳的結合強度。陳安玉[11探究表明由于表面微孔的存在，可在種植體骨界面形成機械的鎖結功能，從而改變微界面應力的功能方式，使得在大界面上每一個區(qū)域均有小界面的壓應力存在，使拉應力和剪應力轉變?yōu)閴簯?；另一方面微孔增加了界面的接觸面積，降低了平均應力水平，從而更有利于應力的合理分布。
近年來許多學者提出種植體表面的生物活性涂層可以誘導骨性結合。Michael等[12經臨床觀察報告HA涂層種植體成功率（7-8年）達97.5%,Adell認為HA涂層種植體有利于早期愈合。有學者探究表明BTG鈦基復合種植體植入頜骨內后，早期固位優(yōu)于鈦種植體，具有較高的界面結合強度，并且在界面上可產生化學結合、金屬結合、機械結合3種方式。但也有資料提示隨著種植體接受功能負荷時間的延長，成功率下降，臨床上亦出現(xiàn)涂層和鈦芯結合強度不足導致涂層剝落者。
4種植體的數(shù)量以及在頜骨內的排列和分布對種植義齒生物力學的影響
種植義齒由多個種植體支持時，應力分布情況由種植體的數(shù)量，種植體在頜骨內的方向、排列所決定。一般認為種植體的數(shù)目越多，每個種植體上承擔的應力就越小。Skalak探究認為多個種植體支持的種植義齒當受到水平方向力功能時，力量可以較均勻地分散到各個種植體，且分散到每個種植體上的力量要小于總功能力。當垂直方向力功能于種植義齒時，力量不會均勻地分散到每個種植體，越靠近功能力點的種植體受力越大。
對于全口種植義齒，Skalak認為4-6枚種植體即可支持全口固定種植義齒。Bschwartzman探究表明4個或5個種植體支持的全頜種植義齒在應力分布規(guī)律上無差異，并認為當垂直負荷功能于全頜種植義齒遠端懸臂梁時，最靠近懸臂梁端的種植體產生的應力最大。Davis通過實驗探究得出相似的結果。Osier[13用靜態(tài)工程原理分析進一步指出最靠近懸臂梁的種植體所承受的負荷通常是總負荷的2.5-5倍，是非懸臂梁狀態(tài)的1.75-3.5倍，主要承受的是壓應力，而遠離懸臂梁端的種植體主要承受張應力。懸臂梁越長，末端種植體所受的應力越大，故認為在種植義齒設計時，應盡量避免使用懸臂梁，如一定要使用懸臂梁時，種植體應盡量離散，且懸臂梁的長度不能超過種植所能承受的范圍。
Federick等[14用光彈法探究了由2個種植體支持的全頜種植義齒的應力分布，結果表明種植體在頜骨內應垂直于牙平面并平行放置，以利于牙力通過種植體垂直傳遞，減少種植體的力矩和界面過大應力。但臨床上為取得共同的就位道，往往使種植體之間形成一定角度，Naert等[15指出在同一牙弓中種植體之間的相互偏差角度不宜超過20%26ordm;，以使負荷沒種植體長軸傳導。Hertey等[16探究表明，種植體在頜骨內的分布呈曲線型排列較直線型排列者界面的應力要小，種植體為直線型排列縮小了其后方向的分散程度，導致游離臂和抗力臂比例增大。
5受植區(qū)頜骨的形態(tài)結構對種植義齒生物力學的影響
從生物力學觀點看，頜骨是一種多相的、各向異性的、非均質性的、多孔的復合體。人類的頜骨是具有一定屈曲性的彈性體[17，可以承受一定的壓力，但其皮質骨和松質骨都有一定的抗張力和抗壓力的極限，當頜骨受力水平高于其極限值時，就會產生微骨析，最后導致骨質吸收破壞。
Lundgrens[18指出種植體的成敗和頜骨骨皮質的密度、厚度、頜骨的寬度以及受植床血供等直接相關。Jensen指出受植區(qū)的頜骨形態(tài)和結構較整個頜骨的形態(tài)和結構對種植義齒的應力分布影響更大，一個理想的受植區(qū)頜骨至少要能提供10mm的骨性結合區(qū)，其水平寬度至少為6mm。Victor等[7用三維有限元法探究了由3種不同厚度皮質骨的頜骨支持的種植體在不同的負荷下，種植體及其四周骨內的應力分布，結果表明3種情況下種植及骨界面應力分布的規(guī)律基本相同，最大拉應力、壓應力均位于種植體的頸部四周。但最大拉應力、最大壓應力的值卻有顯著差異。皮質骨越厚，種植體及其四周皮質骨內的應力越小。但在垂直瞬間加載時，最大拉應力位于種植體頸部，最大壓應力位于種植體底部，當種植體的頸部和底部同時位于皮質骨內時，可以明顯降低種植及其四周骨內的應力。Papavasilion[19也指出當皮質骨缺乏時，可導致種植體骨界面的應力增高，從而導致種植體四周骨的微骨折。
關 鍵 詞：運動生物力學；步向角；足底壓力中心；等動肌力；功能性動作篩查；大學生
隨著社會的發(fā)展，人們對不良步態(tài)的關注程度越來越高，不僅成為兒童青少年家長關心的熱點問題，也備受在校大學生的關注，這在經濟發(fā)達地區(qū)尤為明顯。2011年9-10月，本研究團隊在廣州市各大醫(yī)院兒童足科跟隨測試的結果表明，200名3～10歲兒童中被確定為內八步態(tài)的有46名，占23%，其中90%以上的家長有矯正的愿望。本研究團隊2014年對450名文科、理科、體育學院在校大學生進行問卷調查的結果顯示：80%以上大學生認為不良步態(tài)會影響理想就業(yè)，甚至降低擇偶標準；超過60%的人對不良步態(tài)的認識存在誤區(qū)；最不能接受的不良步態(tài)依次為O型腿（68.8%）、內八步態(tài)（60.1%）、X型腿（58.5%）[1]。然而，國際上對內八步態(tài)的研究主要集中在下肢骨骼關節(jié)的解剖學特點和矯形器矯正治療方面，把內八步態(tài)看作與下肢形態(tài)相關的疾患，由醫(yī)院診斷并運用矯形器進行矯正，而對內八步態(tài)形成的生物力學原因及機制尚未達成一致意見。有人認為隨著年齡的增長，多數(shù)內八步態(tài)會自行改善，有人認為不采取矯正措施會導致其他不良姿態(tài)的形成[2-3]。本研究運用足底壓力、等動肌力、功能性動作篩查等方法，對在校大學生進行步態(tài)、下肢等速肌力及功能動作篩查等方面的測試，旨在探討內八步態(tài)形成的生物力學因素及機制，為內八步態(tài)的預防和矯正提供理論依據(jù)。
1 研究對象與方法
1.1 受試對象
2014年1-12月，在華南師范大學大學城校區(qū)隨機對124名在校大學生進行步態(tài)測試，從受試者中募集內八、外八、正常步態(tài)男女各10名，進行下肢等動肌力、功能動作篩查、動態(tài)平衡等測試。經單因素方差T檢驗表明，受試者在年齡、身高、體重方面沒有顯著性差異。
1.2 研究方法
1）步態(tài)測試。
平放于地面的RSscan測力板（0.5 m，300 Hz），上鋪延長EVA輔道，防止受試者刻意踏板而改變步態(tài)。首先，讓受試者目視前方在測力板輔道上行走，進行適應性練習，直至步態(tài)自然；然后，正式測量左、右足3次的有效數(shù)據(jù)。測試指標：步向角、足底壓力等。
步向角（Progresive angle）：行進方向直線與足跟中點和第2跖骨連線形成的夾角，“+”表示足向外偏離行進方向，“-”表示足向內偏離行進方向[4]。受試者個人步向角取3次有效數(shù)據(jù)的平均值。
足部分區(qū)：為了便于對比分析，按國際慣例將足部分3個區(qū)域：FF（足前部）、MF（足中部）、RF（足后部）。
2）下肢等動肌力測試。
受試者穿運動鞋、褲，5 min熱身后，由經驗豐富的實驗員指導，在Cybex-NORM 等動肌力測試系統(tǒng)上進行適應性練習，直至受試者感覺動作自然流暢，然后進行正式測試。受試者平躺于測試床，膝關節(jié)伸直，用固定帶固定身體，足跟對準儀器軸心，足底貼合儀器，測試左、右踝關節(jié)旋內、旋外角速度分別為30（°）/s、120（°）/s時的等動肌力指標。每個角速度重復測試5次，取平均值，兩種速度測試之間間隔20 s以上，左右側測試時間間隔10 min以上。
3）功能性動作篩查（FMS）。
受試者依次完成7個基本動作（舉棒深蹲、肩扛棒跨欄、弓步下蹲、肩部靈活性、單側直腿上抬、軀干穩(wěn)定性、旋轉穩(wěn)定性）和3個確認動作。由經過培訓且有評分經驗的2名測試人員分別從被試者的正面和側面進行觀察，根據(jù)評分標準[5-6]進行評分，并詳細記錄被試者動作模式特點。
4）動態(tài)平衡測試。
測試在安靜、光線均勻、寬敞的房間進行。受試者正式測試前進行適應性練習，熟悉踏步節(jié)奏。如圖1所示，受試者雙腳并攏，標記兩足跟與足尖的初始位置，分別連接左右足跟中點A和B，左右足尖C和D，左足跟中點A與右足尖D、左足尖C與右足跟中點B，把兩線段AD和BC的交叉點O設為原點。然后讓受試者站在初始位置，戴上眼罩和耳機原地踏步1 min（播放頻率為120 Hz的節(jié)拍器節(jié)奏的MP3，與耳機連接，夾在被試者背后腰部附近，以不影響動作為原則）。受試者踏步結束，耳機提示受試者保持靜止不動，等測試人員在地面標記。測試者按照以上程序重新標記左右足的位置，確定O′的位置。然后用量角器測量AB和A′B′延長線的夾角α，用鋼卷尺測量OO′的長度（位移大?。?。角度方向規(guī)定：向左旋轉逆時針為“+”，向右旋轉順時針為“-”。每人測量3次，取3次中偏移角度和偏移幅度最小值。期間不暫停，不受外界聲、光等因素干擾。
5）數(shù)理統(tǒng)計法。
排除受試者標準：年齡小于18歲，近6個月有下肢病癥者或下肢有外科手術史者。3種步態(tài)分析前，剔除數(shù)據(jù)不全者4名，采用SPSS19.0軟件進行相關統(tǒng)計學分析。組間差異用獨立樣本T檢驗或單因素方差分析，數(shù)據(jù)用均數(shù)±標準差（ ±s）表示，百分比的顯著差異性用卡方檢驗。P< 0.05差異具有顯著性，P
2 研究結果及分析
2.1 內、外八步態(tài)發(fā)生率
124名在校大學生的步態(tài)測試結果顯示：在校大學生的步向角度為（7.5±8.4）°。按照Chin-Shan對正常步態(tài)的界定（步向角的正常范圍為平均數(shù)加減1個標準差）[3]，本研究以單側或雙側步向角小于-1°為內八步態(tài)，大于16°為外八步態(tài)；左右側不對稱性以每人左右兩側步向角差值是否超過標準差8.4?為依據(jù)。測試結果顯示：（1）在校大學生內八步態(tài)有35名，發(fā)生率為28.2%，外八步態(tài)33名，發(fā)生率為26.6%。（2）男、女大學生步向角均左側大于右側，不具顯著性，但左右不對稱比例分別為12.8%和43.6%，具有非常顯著性。（3）男、女大學生步態(tài)性別差異非常顯著。一方面，男生步向角左右側均大于女生，導致男性外八步態(tài)發(fā)生率高，女生內八步態(tài)發(fā)生率高；另一方面，女生左右不對稱發(fā)生率顯著高于男生（見表1）。
研究表明，在校大學生步向角范圍為（7.5±8.4）°，與Chin-Shan[3]對7歲左右兒童的研究結果基本一致，說明7歲左右步態(tài)基本定型。比課題組前期研究成果，兒童內八步態(tài)23%的發(fā)生率、大學生28%的內八步態(tài)發(fā)生率偏高，間接說明在沒有干預的情況下，兒童內八步態(tài)自我矯正的幾率幾乎為零，如果生活、學習中有不良動作習慣，還會導致內八步態(tài)發(fā)生率提高。
本研究還發(fā)現(xiàn)，步態(tài)特點性別差異存在非常顯著性：（1）男生雙側步向角均大于女生且有非常顯著性，這一結果與張秀麗等[7]“男性大學生步向角較大，外八步態(tài)發(fā)生率較高；女大學生步向角較小，內八步態(tài)發(fā)生率較高”的觀點相一致。兒童步態(tài)特點與發(fā)育特點有關，大學生步態(tài)特點的形成與中國傳統(tǒng)文化、觀念及由此產生的行為習慣密切相關。一般認為，男性走路時足外展是男子漢、霸氣的象征，女子走路足內收則是淑女、有修養(yǎng)的象征。（2）左右不對稱發(fā)生率較高，且女生明顯高于男生。人體是一個整體關節(jié)鏈，左右側步向角不一致會造成身體其他部位的不對稱，如果進行高強度的運動，那么急、慢性損傷風險就會增加。因此，左右側步向角差異程度較大的學生需要進行矯正。
2.2 不同步態(tài)足底壓力特征
1）足底壓力中心（COP）移動軌跡特征。
圖2中虛線為COP軌跡（實線為步向角的判斷標志線，足跟中點與第2跖骨的連線），展示足底壓力步行支撐階段不同時相的形狀特點。（1）整體形狀：正常步態(tài)的COP移動軌跡成平滑的弧弓，外八步態(tài)弧弓更大，且壓力軌跡不如正常步態(tài)平滑，內八步態(tài)呈直線狀態(tài)，沒有弧度或弧度很小。（2）后跟著地時相：正常步態(tài)COP移動軌跡呈現(xiàn)“勾”狀彎曲，內八步態(tài)無“勾”。（3）全足支撐階段：正常步態(tài)COP移動軌跡呈平滑弧線型從足跟向足外側轉移后，又回到足前中部，內八步態(tài)則呈直線狀態(tài)過度到中足，壓力中心軌跡較陡直，外八步態(tài)的弧度較大且不如正常步態(tài)平滑。（4）蹬離地面時相：正常步態(tài)COP移動軌跡平穩(wěn)過渡到前足中部后轉向第1趾，內八步態(tài)在第3跖骨處有一個明顯的折角，之后轉向第1趾，外八步態(tài)在該時相與正常步態(tài)類似。
圖2 內八（左）、正常（中）、外八（左）步態(tài)COP移動軌跡
2）足底沖量特點。
行走過程中，足底各區(qū)域所受沖量是重點關注的指標。但由于體重等個體性差異較大，本研究中足前、足中、足后部的沖量用相對于全足的相對值表示。如表2所示，內八步態(tài)足前部沖量比顯著低于正常步態(tài)和外八步態(tài)，但正常和外八步態(tài)之間的差異不具顯著性；內八步態(tài)足中部沖量比高于另外兩組，與正常步態(tài)相比差異不具顯著性，與外八步態(tài)差異有顯著性。足后部占比，內八步態(tài)高于另外兩組，與正常步態(tài)相比有顯著性差異。
內八與外八步態(tài)同屬不良步態(tài)，其相同點：足底壓力中心移動速率峰值均較正常步態(tài)大，出現(xiàn)較晚且均在支撐階段65%處。不同之處：（1）足跟著地階段，正常步態(tài)和外八步態(tài)較相似，其壓力中心移動軌跡較長且呈曲線，移動速率較大，使得足跟部壓力更為分散；內八步態(tài)壓力中心移動軌跡較短，移動速率較小，其足跟部壓力更為集中。（2）全支撐階段，正常步態(tài)壓力中心移動軌跡是一條平滑的弧線，分布更為均勻，以較小且穩(wěn)定的速率從足跟部平滑過渡到足中及前部，而內八步態(tài)是直線過渡到足中及前部；以較大速率過渡到足前部后速度突然降低，壓力中心在足前部處緩慢移動，不能充分利用足底內外側縱弓的緩沖作用。（3）足底不同區(qū)域所受沖量有合理的比例，相比正常步態(tài)和外八步態(tài)，內八步態(tài)足跟處尤其是足跟內側沖量及峰值壓強都較大，而外八步態(tài)的足底沖量分布特點與正常步態(tài)相似。
2.3 不同步態(tài)下肢等速肌力特點
1）下肢等速肌力力矩。
如表3所示，內八步態(tài)30 （°）/s旋內峰力矩，平均力矩均小于正常步態(tài)且差異具顯著性；旋外峰力矩與旋外平均力矩內八均小于正常和外八步態(tài)，且具非常顯著性；內八步態(tài)120 （°）/s旋內峰力矩、平均力矩小于正常步態(tài)，且差異顯著，旋外峰力矩、旋外平均力矩小于正常步態(tài)和外八步態(tài)，且平均力矩都具有顯著性；外八與正常步態(tài)相比無顯著性差異。
1）與正常步態(tài)比較，P
2）下肢旋內、旋外等速肌力矩比例特點。
表4數(shù)據(jù)表明，在測速速度為30（°）/s時，內八步態(tài)峰力矩比值、平均力矩比值均值在3組中最大，且和外八步態(tài)比較具有@著性差異。外八步態(tài)峰力矩旋內旋外比值和平均力矩旋內旋外比值小于正常步態(tài)，且具有非常顯著性。在測試速度為120（°）/s時，峰力矩旋內旋外比值、平均力矩旋內旋外比值，內八步態(tài)大于正常和外八步態(tài)，都具有顯著性；正常步態(tài)均大于外八步態(tài)，但差異沒有顯著性。
以性別作為控制變量，對旋內、旋外等速肌力矩比值與步向角度進行相關性分析，結果顯示：在測試速度為30（°）/s時，平均力矩比值與步向角度的相關系數(shù)為-0.290（P
3）下肢旋內、旋外關節(jié)活動幅度。
如表5所示，下肢關節(jié)在旋內、旋外關節(jié)活動幅度總體中比較，正常步態(tài)最高，內八步態(tài)次之，外八步態(tài)最低，但差異均不具顯著性。旋外關節(jié)活動幅度方面，內八步態(tài)低于正常步態(tài)且具非常顯著性，而旋內關節(jié)活動幅度3組之間差異不具顯著性。
本研究顯示：相比正常步態(tài)，（1）內八步態(tài)旋內和旋外等速肌力矩，不論是在30（°）/s還是在120（°）/s測試速度時都較小，且差異具有顯著性，這和本課題組的前期相關研究結果一致：內八步態(tài)下肢肌力比正常步態(tài)肌力更為孱弱[7]；而外八步態(tài)30（°）/s和120（°）/s角速度的旋外、旋內力矩均與正常步態(tài)接近，但均沒有顯著性差異。（2）內八、外八步態(tài)旋內或旋外力矩比值均與正常步態(tài)有顯著性差異。相關分析結果表明，步向角與30（°）/s和120（°）/s兩種角速度旋內或旋外平均力矩比值呈弱相關（R=-0.287和R=-0.290）且存在非常顯著性。（3）內八步態(tài)的下肢關節(jié)旋外關節(jié)活動幅度較正常步態(tài)小，且差異具非常顯著性，外八與正常步態(tài)的差異不具顯著性。建議：對內八步態(tài)的矯正，一方面，應注重旋內、旋外肌力同時加強的基礎上提高下肢旋外肌力；另一方面，需要采取有效方法提高下肢各關節(jié)旋外關節(jié)活動幅度。
2.4 勸瞬教FMS評分特點
表6顯示：（1）正常步態(tài)FMS總分顯著大于內八和外八步態(tài)，內八和外八步態(tài)之間無顯著性差異；（2）正常步態(tài)舉棒深蹲、肩扛棒跨欄、弓步下蹲3個動作評分均顯著高于其余兩組；（3）軀干穩(wěn)定性動作評分，正常步態(tài)高于內八步態(tài)且具非常顯著性，但與外八步態(tài)沒有顯著性差異；（4）內八步態(tài)單側直腿上抬動作評分顯著高于正常和外八步態(tài)。
FMS以日常生活、休閑娛樂、體育項目等身體運動中的基本動作為主要內容，以受試者完成動作模式是否符合生物力學原理為評分標準，通過7 個基本功能動作判斷人體運動鏈中存在的薄弱環(huán)節(jié)，發(fā)現(xiàn)潛在的傷病風險，為進行個性化體育鍛煉和訓練提供依據(jù)。本研究顯示，內八、外八同屬不良步態(tài)并表現(xiàn)出相同特點：功能性動作篩查評分分別為13.4分和14.5分，與正常步態(tài)16.9分具顯著性差異。這一結果表明：一方面，內八、外八步態(tài)的形成不僅與下肢因素有關，而且與人體更多的薄弱環(huán)節(jié)相關，通過矯正動作提高FMS評分可以作為內、外八步態(tài)改善的方法之一；另一方面，如果參加同樣強度的體育活動，內、外八步態(tài)者發(fā)生傷病的可能性更大。
與正常步態(tài)相比，內八步態(tài)者有5個動作的評分較低，分別是舉棒深蹲、肩扛棒跨欄、直線弓步下蹲、單側直腿上抬和軀干穩(wěn)定性。其中，舉棒深蹲、肩扛棒跨欄、直線弓步下蹲3個動作，包括日常生活及各種體育活動中下肢支撐完成的3種模式：雙足左右站立、單足站立及雙足前后站立，單側直腿上抬反應髖屈靈活性，軀干穩(wěn)定性反應核心力量的強弱。
深蹲動作以雙足左右支撐站立完成，是日常生活中的基本動作元素。該動作要求下蹲過程中身體保持穩(wěn)定，棒置于頭上，膝關節(jié)不出現(xiàn)內扣現(xiàn)象，前移不超過足尖。內八步態(tài)的均分為1.8分，外八步態(tài)為2.0分，均顯著低于正常步態(tài)的2.8分。內八低分的原因主要是下蹲過程中雙膝內扣，這會導致髕骨和膝關節(jié)附屬韌帶負荷較重，軟骨及半月板受力不均，在時間延長或外部負荷加大的情況下，急慢性運動損傷風險會增大。肩扛棒跨欄步以單足支撐站立完成，要求軀干正直、身體平衡穩(wěn)定的同時，對側下肢抬起一定的高度并能控制地還原，日常生活中的走、跑、跳等都以這個動作為基礎。內八和外八步態(tài)的均分均為1.8分，顯著低于正常步態(tài)的2.4分。低分的主要原因多為擺動腿膝關節(jié)內扣或外展，軀干左右搖晃或肩部左右旋轉。直線弓步以雙足前后分立支撐完成，要求受試者下蹲過程中身體穩(wěn)定，頭、軀干、骨盆保持功能解剖中立位，對核心力量和下肢關節(jié)靈活性有一定的要求。內八和外八步態(tài)分別為2.2分和2.4分，顯著低于正常步態(tài)組的2.8分。內八步態(tài)者低分的主要原因是動作完成過程中軀干不能保持穩(wěn)定，左右搖晃。
綜合肩扛棒跨欄和直線弓步下蹲兩個動作特點可以推斷：相對正常步態(tài)者，內八和外八步態(tài)者完成有單足支撐動作任務的經濟性和表現(xiàn)力可能會較差，如相同時間內跑步距離、相同距離跑步用時、相同時間和距離以及受傷幾率等，均有待于進行后續(xù)研究。
軀干穩(wěn)定性要求受試者做一個標準俯臥撐，即要求受試者軀干保持平板的情況下，雙臂肘關節(jié)伸直撐起。內八步態(tài)均分僅為1.0分，低于正常步態(tài)2.4分，差異非常顯著，說明內八步態(tài)的形成不僅是下肢因素所造成，核心力量強弱、軀干穩(wěn)定性大小也是主要原因。與其他動作評分結果不同，單側直腿上抬動作內八步態(tài)評分顯著高于正常和外八步態(tài)，即相對于正常和外八步態(tài)，內八步態(tài)者的髖關節(jié)屈曲靈活性較好。由于缺乏這方面的研究資料，尚不能對這一現(xiàn)象做出解釋，有待進一步深入探討。
2.5 內八步態(tài)動態(tài)平衡特點
如表7所示，內八步態(tài)動態(tài)平衡能力較正常步態(tài)和外八步態(tài)差，表現(xiàn)在閉眼1 min原地踏步走過程中的偏移和旋轉均較大。偏移距離，內八步態(tài)最大，正常步態(tài)次之，外八步態(tài)最短，但無顯著性差異；旋轉角度方面，內八步態(tài)也是最大的，且與正常步態(tài)具有顯著性差異。
1 min閉眼原地踏步屬于無干擾自動態(tài)平衡檢測，在排除視力情況下對受試者動態(tài)平衡能力進行測試。影響人體平衡能力的因素很多，可分成內因和外因，重心、穩(wěn)定角和支撐面等為外因，性別、體重、年齡、視覺、前庭感受器、本體感覺和骨骼肌力量等為內因。本研究中1 min閉眼原地踏步受試者均為醫(yī)學上的健全人，體重、性別、年齡差異均不具顯著性，戴眼罩排除了視覺因素，走路對肌肉力量要求不高。因此，本研究的動態(tài)平衡測試檢測的主要是受試者的本體感覺和前庭感受能力。內八步態(tài)者動態(tài)平衡能力較正常步態(tài)者差，主要體現(xiàn)在偏移角度；3種步態(tài)方面，內八步態(tài)最大，與正常步態(tài)相比差異具顯著性。在踏步的過程中，主觀意識在保持踏步動作的完成一致性，但是本體感覺及前庭功能的薄弱，致使每一次踏步之間產生的微小差異不易被感知到，導致踏步持續(xù)偏轉和偏移。
綜上所述：一方面，外八與內八步態(tài)同為不良步態(tài)，有相同的特點，如足底壓力中心移動速率峰值出現(xiàn)較晚，功能性動作篩查評分均較低等。另一方面，兩者的生物力學特點不是簡單的相對或相反，外八的很多特點與正常步態(tài)相似或相近，如足底沖量分布、下肢肌力、關節(jié)靈活性、動態(tài)平衡穩(wěn)定性等。這也意味著影響外八的生物力學因素及形成機制與內八步態(tài)不同，需要更多的深入研究。
“身處在醫(yī)改大潮中，很多y解的醫(yī)學課題需要我們去攻克，除了科研問題，在當前醫(yī)改工作當中，不管是公立醫(yī)院或是民營醫(yī)院，如何解決好看病難看病貴的問題，是當下作為一名醫(yī)師和醫(yī)院管理者必須要做好的一件工作?！?
――天津市眼科醫(yī)院院長湯欣
過去幾年中，對角膜組織的生物力學特性及其對角膜疾病影響的研究越來越多，成為預防和評價相關眼科疾病關注的話題。
在精準醫(yī)學?創(chuàng)新學術論壇暨2017濟南協(xié)和眼科中心高峰論壇上，中華醫(yī)學會眼科學分會常務委員、天津市眼科醫(yī)院院長湯欣教授從臨床思考的問題出發(fā)，深入闡述了白內障手術中角膜生物力學特性。湯欣教授從4個方面揭示了角膜生物力學性能測量在角膜疾病診斷、角膜屈光手術效果預測及眼內壓測量等方面的重要意義――應用可視化角膜生物力學分析儀（Corvis ST）測量老年人角膜生物力學參數(shù)，分析了角膜生物力學特性；觀察白內障超聲乳化術后軸性高度近視患者角膜生物力學變化；同時分析了不同手術切口方式的生物力學改變；并比較了飛秒激光輔助的白內障手術與超聲乳化手術術后角膜生物力學變化。
湯欣教授首先介紹了力學的基本概念。他指出，力的效應是指在人體內廣泛存在力對介質、組織和器官的運動效應。生物體內應力應變與細胞生長的關系就是應力與生長關系的理論。應力作用于單位面積上的表面力。在力學中按受力后是否形變分為剛體和變形體，角膜屬于變形體。
生物力學研究對角膜有何意義？
生物力學是指應用物理力學的方法和理論來研究生物和人體在宏觀和微觀水平上的力學性質和行為。它是分析發(fā)生在生命活動過程中的各種力學現(xiàn)象和過程，也是了解生物和人體一部分及相對于另一部分，以及整個機體在空間和時間上發(fā)生位移和運動的力學規(guī)律。
角膜與青光眼、屈光密切相關。與生物力學相關的角膜組織結構特點有：角膜從前到后分為上皮細胞層、前彈力層、基質層、后彈力層、內皮細胞層5層。角膜組織是人體典型的粘彈性組織，其5層結構有其不同的與組織結構相關的生物力學特點。白內障的摘除手術，主要經歷三個階段，首先是撕囊，在晶體前囊膜開一個圓形的口子；然后進行超聲乳化，將白內障的晶體核震蕩成小碎塊吸出來；最后，植入人工晶體。以前眼科醫(yī)師對角膜的生物力學特性了解不多，只是看看角膜是否透明，十幾年前白內障手術被視為復明手術，如今白內障手術已經歸結到屈光手術，需要我們更多地了解影響屈光手術療效的因素。
角膜整體抗張強度主要來自含有膠原纖維的前彈力層和基質層。了解到這一點，對我們設計手術切口十分重要。前彈力層結構特點如下：8～12μm無細胞透明結締組織，由直徑20～20μm的膠原纖維以非束狀且無規(guī)則方式排列而成，人眼角膜各層組織結構中其黏附性抗拉強度最大?；|層粘合力：角膜基質層間黏合力最強至最弱的區(qū)域依次為周邊前部1/3基質、中央前部1/3基質、周邊后部2/3基質、中央后部2/3基質、后彈力層。（王雁，趙堪興，《飛秒激光屈光手術學》，人民衛(wèi)生出版社，2014，北京）。
手術切口如何設計才是合理的？很多醫(yī)師為節(jié)省時間，行白內障手術是一刀直接插入，但我們始終行三平面透明角膜切口，對黏合度、術后的密閉性和預后更好。階梯狀隧道切口切斷板層組織相對更少，對術后角膜切口的張力強度更有益。手術切口設計優(yōu)劣的衡量標準主要有兩條：一是減少術后角膜源性散光，二是避免術后可能造成的切口嚴重感染。
彈性（Elasticity）是指材料變形后恢復原有形狀的能力。彈性模量為描述角膜彈性材料特性指標之一，彈性模量=應力/應變，彈性模量值越高，代表材料越硬。人角膜應力-應變關系呈現(xiàn)非線性的特點。黏性（Viscosity）是指流體受到剪切力或拉伸應力時抵抗形變的能力。黏性是流體的固有屬性，描述流體黏性大小的物理量為黏度，也稱粘滯系數(shù)。黏彈性（Viscoelasticity）：材料在變形過程中同時表現(xiàn)出彈性和黏性，產生蠕變，應力松弛和滯后。各向異性（Anisotiopy）是指材料特性在各方向上不具有一致性。角膜不同部位膠原纖維交聯(lián)不同角膜，中央板層之間的黏合力明顯小于周邊部，下方層間黏合力小于上方、鼻側及顳側周邊。
以往對角膜的注意點如下：角膜的非對稱Q值：非球面IOL，手術導航系統(tǒng)/角膜后面表面的散光：Toric IOL。角膜切口的構型，密閉性和生物力學性能。角膜作為人體最重要的軟組織之一，對其特性的完整描述除了角膜厚度、曲率等形態(tài)學指標，還應包括角膜在受力時表現(xiàn)出的生物力學特性。角膜生物力學特征頗為復雜，且不是固定不變的。臨床眼科中角膜的微觀結構發(fā)生變化，角膜生物力學屬性也會隨之發(fā)生變化，且隨年齡增長呈現(xiàn)下降趨勢。
角膜生物力學性能的測量主要包括離體測量和活體測量兩類，前者包括角膜軸向拉伸法、角膜膨脹法、離體全眼球膨脹測量法等，不能真正反映活體角膜生物力學特性，臨床醫(yī)師很少使用。后者可包括激光共焦顯微鏡、超聲彈性顯微鏡、眼反應分析儀（ORA）、可視化角膜生物力學分析儀等進行測量。
Corvis ST是一種新型的活體角膜生物力學性能的儀器，可以客觀地顯示這一過程。全球第一臺可視化角膜生物力學測量儀，可快速、非接觸、自動化采集。其原理是通過超高速Scheimpflug拍攝技術，以每秒4330幀，空氣脈沖后在31毫秒內可捕獲140幅圖像，拍攝范圍為水平方向8mm。初始狀態(tài)（Original state）是角膜未接觸氣壓脈沖。中央角膜厚度（CCT）即角膜頂點處角膜前后表面垂直距離。第一次壓平包括時間、速度和長度。第一次壓平時間（First applanation time）是指角膜由初始狀態(tài)至第一次壓平經過的時間；第一次壓平速度（Velocity in）是指第一次壓平時，角膜頂點壓陷的速度，方向為正值。最大壓陷是指角膜頂點處于最大變形幅度時。最大壓陷時間指的是角膜由初始狀態(tài)至最大壓陷經過的時間。反向曲率半徑是指最大壓陷時，角膜前表面曲率半徑。峰距是指最大壓陷時，角膜非變形部分最高點之間的距離。變形幅度是指角膜由初始狀態(tài)至最大壓陷，角膜頂點產生的垂直距離。
第二次壓平（applanation2）是指角膜中央0.5mm區(qū)域形態(tài)由凹面向凸面轉變的瞬間，包括時間、速度和長度。第二次壓平時間是指角膜由初始狀態(tài)至第二次壓平經過的時間。第二次壓平速度（Velocity in）是指第二次壓平時，角膜頂點反彈的速度，方向為負值。第二次壓平長度是指第二次壓平時，角膜前表面壓平部分的長度。
眼軸長度、角膜曲率：對角膜生物力學參數(shù)有無影響？
湯欣教授介紹，我院的第一項研究是應用可視化角膜生物力學分析儀，Corvis ST測量不同眼軸長度和角膜曲率的老年人角膜生物力學參數(shù)，分析探究其生物力學特性。研究收集擬接受白內障手術術前人群，共220人（426只眼睛），平均年齡為69.97±5.81歲（60-80歲）。依據(jù)不同性別分組，眼軸長度（AL）在22～24mm，角膜k值在42～44D之間：男性44眼，女性49眼，依據(jù)不同眼軸長、不同角膜曲率分組，觀察不同眼軸長組間的生物力學是否有變化，同時進行正常眼軸長的不同角膜曲率組建的生物力學對比分析。結果顯示，不同性別的組間角膜生物力學沒有明顯改變。
我們對不同角膜軸長進行分組（角膜k值42～44D）：第一組為22～24mm，平均數(shù)22.92，標準差0.53，共53例；第二組為24～26mm，平均數(shù)24.64，標準差0.52，共54例；第三組>26mm，平均數(shù)28.64，標準差1.76，共54例。同時在不同角膜曲率分組中發(fā)現(xiàn)，角膜曲率越大，角膜越陡峭，需要更大的力量來壓平。角膜達第一次壓平時，在同一氣壓脈沖的作用下，第一壓平長度越小。第二壓平狀態(tài)中，此過程的作用力主要包括角膜黏彈性、眼內壓和逐漸減小消失的氣流。角膜曲率越大，可能會導致角膜本身的黏彈性降低，角膜在返回原始狀態(tài)時所受的回彈力相對小，導致第二壓平長度越小。
不同眼軸長的組間分析結果顯示，隨著眼軸的變長，角膜變陡峭，角膜曲率增大，角膜本身的黏彈性降低，角膜在返回原始狀態(tài)時所受的回彈力相對小，導致第二壓平長度越小。眼軸長度增加到一定長度時，眼球整體擴張而角膜厚度也會隨之變薄。角膜的厚度增加角膜的硬度，相應的具有抗變形和快速修復的功能。眼軸越長，角膜厚度明顯變薄，導致角膜在氣壓脈沖的作用下發(fā)生形變過程中角膜抗壓強度小，相應的最大合莘度變大。用生物力學測量的眼壓，是修正了角膜厚度和硬度的因素得到的，因此更為準確。隨著眼軸長度的增加，眼內壓有逐漸增高的趨勢，且眼軸長度大于26mm，眼壓增高的幅度最大，與本研究中眼壓隨眼軸長度的變化趨勢一致。眼內外受壓后的變化速度與角膜的黏彈性有關；眼軸長的角膜厚度薄，抗壓能力也就變弱，在同一壓強的條件下，抵抗力弱的角膜達第一壓平狀態(tài)所用的時間也就越長。
高度近視的白內障患者手術切口要精細
第二項研究是應用Corvis ST測量儀觀察白內障超聲乳化術后軸性高度近視患者角膜生物力學變化。Valbon等研究發(fā)現(xiàn)超聲乳化術（PHACO）會引起角膜厚度增加及角膜生物力學性質減弱，從而導致角膜生物力學特性發(fā)生改變。隨眼軸的過度增長及高度近視的發(fā)展，角膜的微觀結構會隨其發(fā)生變化，引起角膜損害，從而導致角膜生物力學特性發(fā)生改變。
軸性高度近視角膜和正常人角膜在進行Phaco手術前后，角膜生物力學參數(shù)的變化是否一致？我們設置了實驗組與對照組兩組。年齡54.85±4.78 vs.56.41±5.29，性別（男/女）18/16 vs.15/19，眼軸29.04±1.72mm vs.23.04±0.37mm，角膜曲率45.34±1.31 vs.44.48±1.42。晶狀體核硬度Ⅱ級核16例，Ⅲ級核18例，Ⅱ級核15例，Ⅲ級核19例。研究結果顯示，術后1周變化值與眼軸長度有正相關關系。
隨著眼軸變長而眼球擴張胡使角膜變薄。角膜的生物力學特性大部分由基質層體現(xiàn)，組成基質層的膠原纖維的結構及成分決定了角膜的彈性性能，超聲乳化術（PHACO）術后基質層角膜細胞密度明顯增加。術后1周角膜不同程度的水腫及角膜基質層細胞的增加，使角膜抗壓強度增強，在同一氣壓脈沖的作用下使最大壓陷深度減小，由于角膜厚度增加，最大壓陷深度減小從而導致峰距增大。正常眼軸組術后中央角膜厚度呈先增厚后逐漸恢復，主要是由于術后暫時性、可逆性的角膜水腫引起，角膜生物力學的相關參數(shù)也隨角膜水腫的消退而恢復到術前水平。隨著高度近視眼軸長度的增加，后部鞏膜出現(xiàn)葡萄腫而變薄，通過力的傳導作用，對角膜產生向周圍的牽拉作用，使角膜的基質層發(fā)生細微的生物學變化，角膜的生物力學也會隨之發(fā)生一定的改變。長眼軸組生物力學參數(shù)在術后一周的變化量要比正常組大，且長眼軸組術后1月與術前相比變化量要比正常眼軸大，且結合手術各個時間點的變化趨勢圖可以看出，長眼軸組術后角膜生物力學更易發(fā)生變化且恢復速度較正常組慢。
在相關性分析中發(fā)現(xiàn)高度近視組術后1周中央角膜厚度的變化量、矯正眼壓的變化量、最大形變幅度的變化量與眼軸存在正相關性，而正常人組與眼軸均無相關性，從另一方面證明了角膜生物力學及眼壓會受到眼軸的影響。本研究的結果提示我們，對于高度近視的白內障患者，在進行手術中，手術切口的設計和制作要更加精細，隧道的長度應適當延長，盡力避免外切口邊緣的豁口。此外，由于手術后恢復的時間延長，手術后驗光配鏡的時間應適當延長。
飛秒激光與超聲乳化術，術后角膜生物力學有何變化？
第三項研究是應用Corvis ST測量儀，比較飛秒激光輔助的白內障手術與超聲乳化手術術后角膜生物力學變化。飛秒激光技術在臨床上應用越來越多，但在白內障手術的輔助作用也存在爭議，目前比較認可的是飛秒激光撕囊更精確。對手術技術好的眼科醫(yī)師而言，飛秒激光的性價比有限，但在精準方面有一定的優(yōu)勢。飛秒激光對每個患者角膜切口的結構能實現(xiàn)一致性，撕囊口更居中，直徑大小完全一致，更加精準。對于普通硬度的白內障晶狀體核，飛秒激光術后預后好，但對于更硬的晶狀體核，飛秒激光術后角膜水腫的情況反而會加重。白內障晶狀體核硬度越大，需要采用的超聲能量越大、時間越長，對角膜組織內皮細胞的影響越大，角膜水腫越明顯。這也提示我們，要根據(jù)實際情況進行先進設備的臨床應用。發(fā)達國家的白內障患者應用飛秒激光效果很好，因為晶體核硬度普遍不高，碎核容易；我國白內障患者晶狀體核往往硬度很大，飛秒激光碎核的效果就不太理想。
傳統(tǒng)超聲乳化白內障手術的對象和方法是，應用前房穿刺刀在11點方向作一透明角膜緣隧道切口，大小約3.0mm，輔助切口位于角膜緣2點方位。飛秒激光白內障手術應用LenSx飛秒激光系統(tǒng)進行環(huán)形截囊、晶狀體核裂解、透明角膜隧道切口的制作，在11點方向做角膜緣隧道切口，參數(shù)大小均設為3.0mm，輔助切口均位于透明角膜緣2點方位。
超聲乳化術（PHACO）組術后1周第一次壓平長度變大，第二次壓平長度變小，術后1個月恢復至術前水平。飛秒激光超聲乳化手術（FLACS）組第一次壓平長度、第二次壓平長度術后1周、術后1個月較術前無明顯變化。術后1周PHACO組第一次壓平長度比FLACS組大、第二次壓平長度比FLACS組小，兩組術后1個月均恢復至術前水平，無統(tǒng)計學差異。
PHACO組術后一周峰距、最大形幅度變大，術后1個月恢復至術前水平。FLACS組峰距、最大形變幅度術后一周、術后1個月較術前無明顯變化。術后1周PHACO組峰距、最大形變幅度距比FLACS組大，兩組術后1個月均恢復至術前水平，無統(tǒng)計學差異。
PHACO組術后1周的角膜生物力學還是有一定的變化。手術切口的構型不確定，第一次壓平長度變大、第二次壓平長度變小、峰距變大、最大形變幅度變大，但到術后1個月，隨著術后傷口的愈合，角膜生物力學參數(shù)就恢復到術前水平。超聲能量使用過大，導致角膜水腫，術后1周角膜中央厚度（CCT）變厚，眼內壓（IOP）升高。術后1個月，隨著術后傷口的愈合，角膜生物力學參數(shù)恢復到術前水平。
角膜是一種非常復雜的各向異性（anisotropic）組織。中央角膜的強度取決于層間蛋白多糖結合，角膜基質板層間的黏合力和膠原纖維交聯(lián)作用在前部及周邊的角膜基質層分布較大，可以向下方板層傳遞向心的作用力，從而提高角膜的抗張力與韌性。角膜生物力學描述角膜組織對施加到它們的力的反應，包括外部施加的力和角膜固有性質之間的相互作用。
角膜的基質層約占角膜總厚度的90%，包含了約200～250個膠原纖維板層，相鄰的纖維板層之間有相互交聯(lián)的膠原纖維束，為角膜板層間剪切阻力，以及板層間張力負荷的傳遞，提供了重要的結構基礎。而且前部的角膜基質板層排列比后部更加致密，具有更多的傾斜分支和交聯(lián)。因此前部的角膜基質層較后部基質層承擔著更大的生物力學作用。此外，周邊部角膜的基質也比中央?yún)^(qū)具有更強的延展性，即更強的的韌性與張力。
湯欣教授介紹，最近我們還在開展階梯狀隧道切口（微切口）和普通切口的臨床分析研究。初步發(fā)現(xiàn)1.8mm的微切口組和2.8mm的普通切口組兩組間無明顯差異。提示我們，在手術中一味追求微切口，以至于對不同硬度的晶狀體核都采用微切口是不可取的。用微小的切口去處理更硬的晶狀體核，使用的超聲能量會越大，時間會越長，因此在臨床中應根據(jù)具體情況應用不同的切口方法。比如，對于Ⅴ級（極硬核），傳統(tǒng)的小切口白內障囊外摘除術（ECCE）能給予非常好的處理，術后第一天角膜非常透亮，而用超聲乳化或飛秒激光可能角膜水腫嚴重。在手術切口制作方面的臨床研究結果顯示，階梯狀隧道切口好于單面隧道切口，隧道切口不能過短，切口兩側不能有豁口，隧道上層不能過薄，外切口位置不要位于角鞏膜處，避免球結膜水腫，影響手術操作。
他最后強調，隨著醫(yī)療檢查診斷技術的發(fā)展，眼生物力學性能的重要性被逐漸認識，角膜生物力學性能測量，在角膜疾病診斷、角膜屈光手術效果預測及眼內壓測量等方面都具有非常重要的意義，需要引起臨床研究者更多的關注。
摘 要 眾所周知在武術散打運動項目中，腿法技術訓練質量越高，運動員成績越好，在瞬息萬變的激烈比賽中腿法技術運用的實效性越好，運動成績越好。在散打技術中，蹬腿和側踹腿是遏止國外運動員擅長的重拳及近身摟摔打法的實效技術。在訓練中要針對性的提高其動作速度和攻擊威力，對于運動員反守反擊意義重大。我們通過生物力學軟件對前腿側踹這個具有代表性的動作進行客觀而系統(tǒng)的分析，從而歸納其內在的運動生物力學特點和規(guī)律，對今后的教學與訓練提供科學的理論依據(jù)，對提高散打運動員的成績有十分重要的意義。
關鍵詞 競技武術 散打踹腿技術 運動生物力學 分析
1緒論
根據(jù)散打的動作特征和技術要求，每一個踹腿動作過程中都要經歷提膝、翻小腿和踹擊三個階段，而踹腿動作中的翻小腿和踹擊往往是同時進行的，所以我們將其分為提膝和翻踹兩個階段。同時為了敘述方便，我們將為完成技術動作支撐人體重心的腿稱為支撐腿，而進攻擊打目標的腿稱為攻擊腿。運動技術水平的表現(xiàn)跟腿法技術密切相關，自古就有諺語“手是兩扇門，全憑腿打人”，這充分說明了腿法技術在散打運動中的重要作用。根據(jù)馬學智對1999年全國武術散打錦標賽的研究表明：在進攻技術中，腿法比拳法的運用次數(shù)多。而在眾多的腿法中踹腿是直線性腿法的典型代表，又有“先鋒腿”之稱。因它在技、戰(zhàn)術上具有能攻善守之優(yōu)點，且在打擊力量、打擊速度等方面明顯優(yōu)于其它腿法動作故被運動員視為進攻得分的主要動作之一，是散打中運用率較高的腿法。馬莉芳、韋海峰對武術散打王爭霸賽腿法技術的運用進行分析得知，側踹腿共運用544次，占整個腿法使用總數(shù)的24.8%，僅次于橫踢腿，是有效的得分手段之一。從現(xiàn)場觀察統(tǒng)計來看，側踹腿攻擊部位多在胸腹部，缺乏高、中、低位的變化，攻擊距離也有一定的局限性。梁亞東、肖紅征對“第5屆世界武術錦標賽”散打決賽腿法技術運用進行分析，結果表明：運動員掌握腿法技術的好壞直接影響其比賽成績。腿法技術訓練質量越高，在瞬息萬變的激烈比賽中運用的實效性越好。蹬腿和側踹腿是遏止國外運動員擅長的重拳及近身摟摔打法的實效技術。在訓練中要針對性的提高其動作速度和攻擊威力。對前腿側踹這個具有代表性的動作進行客觀而系統(tǒng)的分析，從而歸納其內在的運動生物力學特點和規(guī)律，對今后的教學與訓練提供科學的理論依據(jù)將有十分重要的意義。
2研究現(xiàn)狀
查閱《體育與科學》、《中國體育科技》、《體育文史》及北京體育大學、上海體育學院等12所體育院校的學報，《浙江體育科技》、《遼寧體育科技》等14家體育科技期刊近十年來有關散打運動方面的研究文獻以及武術領域專著和論文后得知，國內學者對散打運動訓練方法、戰(zhàn)術應用、營養(yǎng)衛(wèi)生及賽制改革等方面的研究取得了一定的成績，但真正對散打運動技術動作進行深入研究還顯得不夠，運用運動生物力學的研究方法進行探討散打動作技術的成果還非常有限，其文獻報道寥寥無幾，更談不上綜合分析和量化指標。關于競技武術散打踹腿術的生物力學分析這一課題目前尚屬缺乏。武術對抗性項目的開展，從武術套路的攻防含義中徹底地分離出來，形成了具有實用性技擊對抗的體育項目――競技武術散打。它是兩人按照一定的規(guī)則，運用武術中的踢、打、摔和相應的防守等技法進行徒手格斗對抗的現(xiàn)代競技體育項目。是中國武術的重要組成部分。武術是中華民族文化的瑰寶，在幾千年的發(fā)展過程中，由于科學技術不發(fā)達，沒有先進的實驗儀器和科學的理論支持，沒有條件對拳理、拳法做科學的分析研究。因此，前輩武術家在練拳習武的過程中，只能由感而發(fā)，將拳理、拳法中的一些原理及規(guī)律以感性認識的方式記錄下來，以指導后人習練武術，少走彎路。理論源于實踐，理論反過來又能指導實踐，促進實踐更好地發(fā)展。競技武術散打作為一項體育運動，已經推向世界，如果沒有堅實的理論為基礎，它的發(fā)展就不容樂觀。所以，競技武術散打的發(fā)展需要有一系列的科學理論為其奠定基礎，對散打基礎理論的科學化、系統(tǒng)化研究已經成為擺在我們面前亟待解決的問題。運動生物力學作為體育運動的基礎理論，也是散打技術改M和提高的重要依據(jù)之一，故用運動生物力學原理對散打技術動作進行分析具有重要意義。人體任何合理的動作都要遵循運動生物力學原理，競技武術散打運動也不例外。任何合理的散打技術動作都必須符合人體解剖學、運動生物力學原理、運動學規(guī)律和武術技擊原理。運動生物力學是散打運動存在和發(fā)展的最重要的理論依據(jù)之一，散打任何技術動作都是在人體自身的內力與外力整體作用下完成的，運動生物力學原理貫穿在散打每個技術動作中。競技武術散打與運動生物力學原理交融滲透、密不可分。競技武術散打作為一項體育項目，其動作技術有著自身內在的規(guī)律性，如果不對這些規(guī)律進行科學把握，沒有一個標準化的通用技術，競技武術散打就不可能更好地發(fā)展下去，甚至難以讓世人接受。競技武術散打要想走向世界，和西方體育運動相互融合，共享一個“蛋糕”，就必須與現(xiàn)代科學知識相結合，走科學化的發(fā)展道路。本人在查閱了大量的文獻資料發(fā)現(xiàn)在散打中有關技法的論述較多，但大多是基于經驗介紹，缺乏應有的理論依據(jù)。運用生物力學手段對技術動作進行診斷和評價的報道極為鮮見，即使有也是零星的缺乏理論深度的或者研究方法和測試儀器已經不能適應現(xiàn)代體育運動發(fā)展要求的。從目前運動生物力學動作技術研究的方法和范疇分析，已經深入到通過三維測試分析系（下轉第146頁）（上接第144頁）統(tǒng)等來評價和診斷動作技術，但在競技武術散打運動中還很少見到。
3研究方法
本人采用QUALISYS-MCU500紅外遠射測試系統(tǒng)與三維測力平臺測試系統(tǒng)對散打腿法中較為常用的前腿踹腿技術進行研究，對不同水平運動員（優(yōu)秀組與非優(yōu)秀組）每組10人，共20人的踹腿技術進行髖、膝、踝關節(jié)角度測試、速度測試，并分析，力求找出前踹腿技術的運動生物力學特點及內在的規(guī)律，為進一步豐富、完善散打技術理論、優(yōu)化動作技術、規(guī)范技術規(guī)格、預防損傷和科學選材作前瞻性探索。
5結論
建議散打運動應該更加科學化地發(fā)展，對動作技術的研究應該多借助一些運動生物力學、解剖學、生理學的研究方法和手段，并采用當今先進的實驗儀器進行測試與分析，使散打理論得到科學的驗證與補充，不斷豐富散打理論，以推動其更好的發(fā)展。
摘 要 采用文獻計量方法對中國知網上發(fā)表的關于攀巖訓練中動作分析的論文進行了研究重點的分析。研究主題包括肘關節(jié)屈伸肌的力學特征、肘關節(jié)等速肌力評定和“側拉”生物力學分析。側拉技術的生物力學合理性表現(xiàn)為側對巖壁時人體重心更靠近巖壁，重力產生的傾倒力矩??；膝關節(jié)的屈伸不會把人體頂離巖壁；人體重心在形成側拉兩關節(jié)點的連線附近，幾乎不產生使人體翻轉的力矩，可以使另一手臂和腿做較大幅度的自由運動，分析得出最合理最省力的側拉動作。
關鍵詞 攀巖 生物力學 側拉動作 技術分析
本文運用文獻資料法對動作技術的分析加以概括，特別是關于運動生物力學的研究分析。很多研究中都運用到了運動生理學的相關指標，如肌電測量分析法，當然生物力學的實驗研究少不了，如平面定點攝影測量法。這些方法均是為了找出優(yōu)秀動作的運動學參數(shù)指標，尋求該動作過程的運動學特點，揭示運動員完成合理動作的規(guī)律和技術動作要領，并制定針對性的科學訓練方法，促進運動員快速掌握動作技術，進而提高攀巖運動的競技水平。
1側拉的分類
側拉動作 1：開始動作時運動員身體正對巖壁身體重心離巖壁遠而不利于完成動作。
側拉動作 2：開始動作時運動員身體側對巖壁，但支撐腿（左）和巖壁之間的角度太大。
側拉動作 3：開始時運動員身體側對巖壁，支撐腿的外測盡量貼近巖壁。
2平面定點測量的結果分析
2.1攀巖時人體重心的特點
人體重心是人體各環(huán)節(jié)所受重力合力的作用點，攀巖時只有手和足附著在巖壁上人體其它部分均在巖壁之外，由巖壁與人體的位置關系可知，攀巖時人體重心在巖壁之外，重力不僅對人體產生向下的作用力，同時還產生使人體向外傾倒的力矩，因此重力是破壞人體平衡的主要作用力，人體重心的位置對攀巖時人體的平衡非常重要。
2.2保持平衡所需力量
人體重心的位置對攀巖時人體的平衡非常重要。動作1和動作2在做起始動作時重心在兩支點連線的左方但中間動作時在兩支點連線的右方，在這個過程中為了保持身體的平衡手臂做了很多的功也就是手的拉力用了很大的勁，而動作 3 的起始動作時重心在兩支點連線的右方，所以在完成動作時很省力，動作是科學的。
3三種側拉動作的力學分析
側拉動作1和側拉動作2在起始動作時重心在兩支點連線的右側，但中間動作時在兩支點連線的左側，在這個過程中為了保持身體的平衡，克服重力給人體帶來的轉動效果，手臂的拉力起了主要的作用，用了很大的力量。而動作3的起始動作時重心在兩支點連線的右方，人體重心主要是垂直方向的運動，所以在完成動作時比較省力。同時側拉3的動作特點是身體側對巖壁，身體對側手腳接觸巖壁，另一只腿伸直用來調節(jié)身體平衡。人體重心更靠近巖壁，傾倒力矩小。另外支撐腿在由屈到伸的過程中人體重心只是向上移動，不會被頂離巖壁，傾倒力矩不會增加，隨人體重心提高側對巖壁可以使右臂仍然可以向下拉，抵抗傾倒的力矩不會減小，平衡維持比較容易，同時可以利用全身的高度去抓握上方支點。
4采用側拉技術動作合理性（側拉動作3）的力學分析
側拉動作3的特點是身體側對巖壁，身體對側手腳接觸巖壁，另一只腿伸直用來調節(jié)身體平衡。力學合理性表現(xiàn)為兩個方面，一是由于側對巖壁，人體重心更靠近巖壁，傾倒力矩小。另外支撐腿在由屈到伸的過程中人體重心只是向上移動，不會被頂離巖壁，傾倒力矩不會增加，隨人體重心提高側對巖壁可以使右臂仍然可以向下拉，抵抗傾倒的力矩不會減小，平衡維持比較容易，同時可以利用全身的高度去抓握上方支點。
另外，側拉時人體重心點一直在左手和右足攀登附著點的連線附近，由于力臂很小，這樣在人體上升用右手觸摸下一點時人體重力幾乎不產生繞縱軸的使人體翻轉的轉動力矩，這樣右手就可以比較自如的去觸摸和把握下一點，左腿也可以進行較大幅度的活動。
5不同類型側拉技術肌電測試結果的分析
在三種側拉動作的對比中側拉動作3的膝關節(jié)角度開始變化時肱二頭肌還沒開始發(fā)力，股外側肌是促使身體向上移動的主要發(fā)力肌肉。
另外，在三種側拉動作的對比中側拉動作3的發(fā)力順序間隔明顯股外側肌――腓腸肌――背闊肌――肱二頭肌，說明在側拉動作3的過程中股外側肌是最先參與發(fā)力的而且發(fā)力而且持續(xù)時間長，貢獻的力量最大，是主要用力肌肉，相反肱二頭肌的參與時間晚，持續(xù)時間短，貢獻的力量最小。不同側拉動作各肌肉發(fā)力大小比較可以看出側拉動作3的肱二頭肌積分肌電值最小，股外側肌積分肌電值最大。
在難度攀巖中如何合理的應用技術動作調整身體平衡，節(jié)約上肢力量直接決定運動員的比賽成績，從以上對比看出側拉動作3是這三種動作中最合理的動作，同時也提醒我們在日常訓練中不要單單注重上肢力量的訓練，下肢力量的訓練也是很有必要的。
摘要：本文采用文獻資料法，結合前人研究結果和方法，對網球、足球兩個專項的特征動作的足部運動進行了生物力學分析，研究結果表明：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。2.足球項目前足內側壓強峰值最大，網球相對較小。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。
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(xiàn)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(jù)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(shù)據(jù)，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(shù)據(jù)處理：
6.1采用Excel進行數(shù)據(jù)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(xiàn)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(xiàn)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。
摘 要：本文基于運動生物力學的應用性特點，結合高爾夫球這項高雅運動的性質，聯(lián)系高爾夫球運動的發(fā)展趨勢，以及目前高爾夫球專項運動的發(fā)展需求，使運動生物力學的應用性與高爾夫球的技術需要相結合，為高爾夫球運動的發(fā)展核技術提高提供借鑒。
關鍵詞：運動生物力學 高爾夫球
"高爾夫"是荷蘭文kolf的音譯，代表的是"有綠地和新鮮氧氣中的美好生活"。所以說高爾夫球是在優(yōu)美環(huán)境中，一項高尚娛樂性運動。一些國家叫"貴族球"，主要是因為此項目所要求的設備相對貴。以前高爾夫球運動，被稱為貴族運動的代名詞，甚至是身份階層的代表，但相傳，當時在蘇格蘭，牧羊人無事時候經常用驅羊棍擊石子玩，比誰擊的遠準的娛樂活動。從高爾夫球的英文單詞GOLF可以看出來：G-綠色（green）；O-氧氣（oxygen）；L-陽光（light）；F-友誼（friendship）?？梢哉f是一種把享受大自然樂趣、體育鍛煉和游戲集于一身的運動。
1860年，最早的高爾夫球比賽也是出現(xiàn)在英格蘭。19世紀，此運動傳入美國。1922年，第一次國際性比賽是"沃克杯"，英國對美國的對抗賽。在20世紀初這項高雅的運動才開始進入我國。
隨著我國社會經濟的發(fā)展，高爾夫球這項高雅的運動，不僅僅是中上流社會的運動項目，特別是近幾年這項運動在我國發(fā)展相當快，在未來的發(fā)展過程中，高爾夫球也必將成為一項重要的健身娛樂性項目，隨著科學技術的發(fā)展，新型材料的應用，這些對高爾夫球技術的發(fā)展或多或少起著不可忽視的作用，這些我們可以間接的從高爾夫球的遠度以及桿種的變化看出。
時間摧移社會發(fā)展，運動生物力學相關知識的不斷豐富和完善，其研究手段和方法也在不斷的更新，在內容和層次上也不斷加深且更加系統(tǒng)化。[1]其在認識運動項目的規(guī)律性和提高運動技術的水平上，都起到了顯著的作用，而其在高爾夫球運動中的研究還不夠系統(tǒng)，不夠深入。
1.運動生物力學在高爾夫球運動中的
高爾夫球運動是一項非常特殊的運動，球員利用手中的桿和肢體的動作進行配合，利用身體的扭轉，帶動球桿以一定的速度、弧度、動量、動量距擊打靜止的固定球，球獲得動能后，以一定的速度、弧度飛向目標洞。飛出球與目標洞的偏離角直接影響其運動成績好壞，我們利用現(xiàn)在生物力學的三維攝像技術，對高爾夫球運動技術進行診斷，從中找到球員轉體的最佳角速度、最佳關節(jié)角度、最佳身體轉動角度以及球桿運動過程中的最佳軌跡，以及在接觸球瞬間的最佳觸球面。還可以結合三維測力臺，對運動員擊球動作過程中腳下的力量大小、方向進行分析，與三維攝像技術進行結合分析，找到最佳的技術動作。利用體表肌電測量技術，對運動員的肌肉啟動順序先后、肌肉的用力大小進行研究，為運動員運動技術和預防運動損傷進行指導借鑒。
2.力學理論研究方法在高爾夫球運動中的應用
運動生物力學是以力學理論為基礎研究人體機械運動的規(guī)律。[2]人體運動是在神經控制下的非常復雜的運動，各個環(huán)節(jié)的運動都在神經系統(tǒng)的控制下協(xié)調、有序的進行。主要的對人體運動仿真性的簡化、抽象的模擬。一般包括的步驟；首先根據(jù)動作的特征建立相應的目標函數(shù)；然后根據(jù)模型選擇確定相應的剛體自由度；隨后建立相應的運動動力學模型；再根據(jù)實測的已知道的數(shù)據(jù)求解；最后根據(jù)求解的數(shù)據(jù)結果對運動規(guī)律作出解釋，也就是將所得到的數(shù)學規(guī)律化成體育的專業(yè)語言，從而進行合理的指導[4]。為找到更好的擊球技術動作或者對相應的輔助聯(lián)系器械進行改進，可以利用力學的研究方法對相應運動的關節(jié)力和關節(jié)力矩進行摧算得到。從而豐富、優(yōu)化高爾夫球動作的技術的相關數(shù)據(jù)，為練習者教練員提供參考指導。
2.3運動生物力學實驗儀器在高爾夫球的應用發(fā)展分析
2.31運動生物力學在高爾夫球項目中的應用
隨著信息時代的不斷發(fā)展，不同學科不同專業(yè)之間的信息知識的共享和借鑒成為主流，交叉學科，綜合學科已經成為現(xiàn)代社會科學技術發(fā)展的主力軍。高爾夫球同樣可以借鑒其他運動項目中的運動生物力學儀器進行相關性的研究。利用三維測力臺，我們可以直接測的球員在擊球過程中，球員與地面的作用力大小和方向。利用腳底壓力鞋墊，我們可以在運動員打球過程中，測的腳底的壓力分布，利用得到的數(shù)據(jù)，對用動員的鞋子設計或者改進提供參考，間接性質的為球員技術提供服務。高爾夫球是近似于圍繞身體垂直軸的運動，在扭轉過程中我們利用肌電儀器，進行肌肉活動順序和肌肉強度測量，利用此我們可以詳細的知道參與活動的主要肌群和輔助肌群，從而為專項力量訓練天提供參考。
2.32同步測試
隨著運動生物力學的不斷完善和發(fā)展，多機同步測試是現(xiàn)在研究的主要手段，隨著高爾夫球的不斷發(fā)展，科學技術的不斷進步，運動學、動力學、肌電測量、人體生物力學測量必將趨向多維度的視角同步測試。這將會對高爾夫球運動有更實效、更準確、更全面的指導性作用。
2.3.3運動技術測試儀器反饋的專項化、快速化
運動生物力學的儀器的發(fā)展的完善，技術測試儀器的專項化、反饋快速化，將在運動技術中得到體現(xiàn)，高爾夫球也不例外。近年來運動運動學、動力學、生物力學，測試儀器的質量、功能、效率都在其他專項運動中不斷出現(xiàn)。這也將為高爾夫球運動技術的診斷提供參考，可以將速度加速度傳感儀器做到很小的情況下，安裝在高爾夫球和高爾夫球球桿上，可以對球飛行及球員揮桿擊球過程中受力進行監(jiān)測，得到瞬間的運動學和動力學參數(shù)，這些專項化、快速化的技術儀器的運用，也將為高爾夫球運動的理論和實踐，帶來更快捷和真實的幫助。
2.4運動生物力學的理論研究和時間研究也得緊密結合
首現(xiàn)理論研究是實驗研究的前提和基礎，沒有科學的、扎實的理論研究，實驗研究就缺乏科學的理論依據(jù)，實驗研究就可能誤入歧途；理論來自于實踐，特別是科學實驗。實驗研究為理論研究提供可靠的論據(jù)，使理論更站得住腳，因此在高爾夫球運動中運動生物力學的理論研究與實驗研究應相結合。理論為高爾夫球提供了運動的普遍規(guī)律，對分析有理論指導意義。實驗為理論研究和時間應用架起橋梁，能是理論更好的結合實際，為實際服務。
3總結
隨著科學技術的不斷進步，運動技術得更加規(guī)范規(guī)律化，在運動技術診斷、提高方面，借助于科學的儀器和專業(yè)性的設備尤為重要。在高爾夫球這項優(yōu)雅的運動中，利用和開發(fā)研制先進的科學儀器，對運動技術進行分析、進行有效的訓練、損傷機理的預防和研究領域有為重要。而運動生物力學或與相關技術的結合恰恰能為此做出服務，為高爾夫球的運動技術提供技術服務。
【摘要】 目的：構建起肘關節(jié)三維有限元模型，借助三維有限元法對橈骨頭在各種損傷程度下、各種位置上及肘關節(jié)各種屈曲程度下生物力學改變的情況進行分析，為研究橈骨頭病理形態(tài)及生理功能變化提供實驗依據(jù)。方法：將1名身體健康的成人志愿者作為研究對象，不考慮肘部的所患有的疾病，前薄層掃描CT圖像掃描右肘及前臂，在軟件中導入Mimics、ANASY、LS.DYNA97數(shù)據(jù)以構建起肘關節(jié)三維模型，開展裝配、分配網格、將屬性賦予材料以及有限元計算等工作。結果：所構建起來的肘關節(jié)三維有限元無限接近實體解剖標本，對橈骨頭實際解剖狀態(tài)與生物力學行為進行了全面真實的體現(xiàn)，同時與CT切片圖相對比以驗證了其精確性。結論：借助三維有限元模型將生物力學模型可以為橈骨頭正常力學行為以其病變、損傷的臨床診療提供病理形態(tài)及生理功能變化基礎，為臨床診療奠定更堅實基礎。
【關鍵詞】 橈骨頭； 肘關節(jié)； 三維模型； 有限元分析
錒峭返納理功能具體指的是傳遞應力以及保持肘關節(jié)外側處于穩(wěn)定狀態(tài)，在維持肘關節(jié)穩(wěn)定與功能方面發(fā)揮著舉足輕重的作用[1]。橈骨頭骨折屬于一種關節(jié)內部發(fā)生骨折，相當于肘部骨折的30%左右，其骨折過程實際上是肘關節(jié)所在的部位稍微彎曲、前臂旋轉到前位過程中手掌以較大力度與地面貼合在一起，引發(fā)肱骨小頭與橈骨頭受到猛烈碰撞而導致骨折[2]。對于橈骨頭的治療手段，從剛開始的非手術治療逐步演變到在內部固定、切除橈骨頭、以人工假體進行代替等，但治療方案的選擇大多以臨床實踐為基礎，治療后常遺留較為嚴重的后遺癥[3]。近年來，有限元法在骨科領域的研究越來越多，國內外學者也提出了不少腕關節(jié)的數(shù)字模型[4-7]，其基本原理是根據(jù)幾何外形、材料性質以及受力條件等因素將彈性物體劃分成有限數(shù)量且互相連續(xù)的單元，在不傷害身體組織的前提下重新創(chuàng)建復雜構建的構造、外形、所能承受的重量以及材料力學性能，使傳統(tǒng)實驗生物力學能夠重復與不具有可比性、對身體組織造成傷害的缺點得到較大彌補。所以，本實驗在建立肘關節(jié)三維有限元模型的基礎上，立足于各個層面對橈骨的生物力學做了全面深入的研究與分析，而且通過多個側面給出了治療橈骨骨折的手段，同時為更加深入地探究做好鋪墊，現(xiàn)報道如下。
1 材料與方法
1.1 研究對象 將1名身體健康的成人志愿者作為研究對象，男，31歲，身高：175 cm，體重：74 kg，不考慮肘關節(jié)與前臂受到的損傷及其他疾患。該研究已經倫理學委員會批準，患者知情同意。
1.2 設備與軟件 Philips 64排螺旋CT掃描機。軟件為Mimics 16.0（比利時Materialise公司）、Hypermeshl 0.0（美國Altair 司）和LS.DYNA971（美國LSTC公司）。
1.3 數(shù)據(jù)獲得 志愿者身穿防護鉛衣，應當借助64排雙螺旋CT分別實施0°、30°、60°、90°以及120°彎曲度的薄層掃描，并以DICOM格式保存，并將數(shù)據(jù)導入Mimics 16.0。
1.4 建立肘關節(jié)的三維模型 在三維軟件Mimics中導入CT數(shù)據(jù)，對圖像進行仔細篩選，將四周組織圖像完全剔除，同時設定目標圖像的閾值，重新構建肘關節(jié)、肱骨下部、橈骨、尺骨上部以及環(huán)形韌帶的三維圖像，而且將邊界坐標完全對外輸出。借助普遍使用的Auto CAD造型軟件Unigraphics NX當做實體搭建模型的平臺。導入由Mimics產生的輪廓數(shù)據(jù)，進而形成三維實體模型，提高模型的光滑度，將它承受重力的一面與接觸面都成為平面。此外借助Hypermesh軟件把相對的肘關節(jié)輪廓線I GES線條全部連接以后成為平面，再將幾何模型的表面以單元大小1 mm為單位進行面網格劃分，最后采用四面體實體網格劃分技術生成四面體，也就是在對模型的線條、平面以及體進行有關操作的基礎上得到肘關節(jié)三維有限元模型，同時劃分有限元網格，構建起有限元網格模型。
1.5 將材料屬性賦予有限元模型 開展有限元分析與計算，將密度、彈性模量、泊松比等各種材料屬性都賦予有限元模型中的所有單元，進而成功搭建起材料性質非均勻特點的有限元模型。本實驗把模型所包含的組織材料都精簡成具有相同屬性的均勻彈性材料。按照相關文獻資料開展材料屬性賦值，從而構建起肘關節(jié)三維有限元模型，見表1。
1.6 負荷加載實驗 為了對模型的有效程度進行檢驗，針對模型實施負載實驗，把獲得的結果和過去得到的實驗數(shù)據(jù)相互比較對模型的有效性進行驗證。固定好模型肱骨一端，通過腕關節(jié)對尺骨施加100 N垂直負載，將有限元計算軟件LSDYNA971導入以后對前臂旋前位肘關節(jié)進行0°、30°、60°、90°以及120°彎曲角度下肘關節(jié)橈骨與尺骨關節(jié)面承受力與力量分布進行分析，見表2。
2 結果
利用計算機輔助技術手段與軟件Mimics、Hypermesh，完成了肘關節(jié)與橈骨三維有限元模型構建，也就是獲得在各種肘關節(jié)彎曲程度下，肘關節(jié)的五大有限元模型。成功建立模型以后通過肘關節(jié)各種程度旋轉的縱向負載實驗獲得有關數(shù)據(jù)，與實際解剖的結果比較接近，從而對模型的有效性進行了科學檢驗。本研究借助即時掃描與保存的方式，有效地防范了收集數(shù)據(jù)過程中核心信息的流失，而且保證了以全數(shù)字化方式構建模型，使模型的建立更加精準。
3 討論
3.1 構建橈骨三維模型的意義 橈骨遠端骨折在臨床常見，約占所有骨折10%，且隨著老齡化加劇，骨質疏松患者增加，更加劇了橈骨遠端骨折的趨勢，故對這方面的研究也顯得更加必要[9-13]。尤其對于不穩(wěn)定類型的橈骨遠端骨折，手術行復位治療是最佳選擇，但是各種并發(fā)癥也屢見不鮮[14-18]。過去人們對骨骼骨折與固定的相關情況實施有限元分析過程中，由于形態(tài)不規(guī)整大部分只做簡單處理，把骨的形狀看作圓柱體，同時將其等同于一個剛體來分析它的應力，導致骨骼腔的存在被忽視，分析得到的結果將不可避免地存在偏差，并且與其相關的骨折或內部固定的探究與分析都需要重新審視[19]。為了保證計算模型體現(xiàn)現(xiàn)實狀況，本論文將橈骨的物理外形作為分析目標，以構建起肘關節(jié)三維有限元模型，而且通過實驗獲得的橈骨負載的重力，按照橈骨的真實部位在橈骨模型上進行添加，進行有限元分析，具有精度高、成本低、可重復等優(yōu)點，為橈骨頭的生物力學分析及疾病治療等奠定基礎。
3.2 橈骨受力的分析 通過本實驗分析研究可得到以下結論：肘關節(jié)在0°、30°、60°、90°以及120°彎曲角度下，橈骨頭的負荷分別是57.8 N、59.8 N、55.1 N、47.3 N、49.5 N。橈骨頭傳遞應力的大小由于肘關節(jié)位置不同而有所差別，如果位于前臂旋轉伸軸時，橈骨頭將發(fā)揮杠桿功能，對肘關節(jié)負載的重力進行傳遞，同時對肘關節(jié)加以固定，在肘關節(jié)傳遞應力與保持肘關節(jié)外側穩(wěn)定性方面，橈骨頭有著非常關鍵的作用。橈骨頭在很大程度上決定了肱尺遲關節(jié)外側應力的傳遞，而且肱尺關節(jié)外側面深受橈骨頭的作用，二者相輔相成、緊密聯(lián)系。肱尺關節(jié)內側面與尺骨鷹嘴中間嵴應力傳遞的變化并不明顯，發(fā)揮分散和平衡肘部應力的功能，其他國家的研究人員在對負荷容器傳導器與肱橈關節(jié)之間的應力傳導情況進行分析研究的基礎上，獲得的結論是：肘關節(jié)在0°～30°前臂向前旋轉時通過橈骨頭傳導的應力最大，當前臂向后旋轉與肘關節(jié)彎曲角度提高時通過橈骨頭傳導的應力逐步削弱，如果肘關節(jié)完全處于水平狀態(tài)時，肘關節(jié)接觸面積超過彎曲時的接觸的面積，經橈骨頭傳導的應力亦較大[20]。說到穩(wěn)定性，如果內側副韌帶抗外翻穩(wěn)定性是最重要的結構，那么重要性緊隨其后的就是橈骨頭，其在維護肘關節(jié)后外側旋轉穩(wěn)定性方面同樣發(fā)揮著重要作用[21]。另外，橈骨頭的尺寸也關系到前臂軸向穩(wěn)定性，在置換人造關節(jié)時，假體尺寸必須與橈骨頭完全吻合[22]。Takatori等[23]為代表的研究人員利用觸感傳感裝置、壓力敏感膜、三維有限元分析法對肱橈關節(jié)之間應力的分布情況進行分析，得到的結論是當橈骨頭前臂向后旋轉時應力大部分分布在橈骨頭外側，當前臂向前旋轉與保持在中間位置時應力大部分分布于橈骨頭內側。同時我國學者對肘關節(jié)處于水平位置r橈骨頭應力傳導的情況作了研究與剖析[24]，切除橈骨小頭以后，肘關節(jié)負載的應力全部加載到肱尺關節(jié)上，肱尺關節(jié)外側將發(fā)生較為突出的應力集中的現(xiàn)象，繼而使其退變更加嚴重。這有力驗證了在肘關節(jié)傳導應力過程中，橈骨頭發(fā)揮著重要作用，其對保持肘關節(jié)穩(wěn)定性的關鍵作用。
3.3 本研究的意x 對于發(fā)生橈骨頭骨折以后是否需要切除，人們并未形成一致認識，站在解剖學與生理學的立場進行分析，功能完善的肘關節(jié)可以更順利地發(fā)揮它的功能和作用。本論文以三維重新構建與有限元分析作為切入點，有力地證明了在維持肘關節(jié)的功能方面，橈骨頭發(fā)揮著舉足輕重的作用。
總之，本論文構架起的肘關節(jié)三維有限元模型接近于人體解剖的現(xiàn)實情況，肘關節(jié)有限元接觸模型能夠對各關節(jié)之間接觸范圍與應力的調整進行更科學地分析與計算。對肘關節(jié)進行力學分析可知橈骨頭在肘關節(jié)的應力傳導及穩(wěn)定性方面起到重要作用，應避免在肘關節(jié)屈曲0°～60°時受到較大暴力，或者受到外力作用時應當采取相應的保護措施加以保護，防止損傷關節(jié)或造成骨折，臨床上出現(xiàn)的多種橈骨頭損傷應當盡量重構建橈骨頭，預防由于橈骨頭損傷引發(fā)相應的并發(fā)癥，將肘關節(jié)的穩(wěn)定與完整性恢復到正常水平。
摘 要：采集速度滑雙蹬技術的運動學與足底受力參數(shù)，定量分析其技術動作原理與規(guī)律，為高效滑行技術推廣與專項訓練指導提供科學依據(jù)。方法：13名速度輪滑運動員，采用雙蹬技術按規(guī)定路線以慢速和快速各完成一次直道滑行，2臺攝像機分別從側面和正面拍攝一個完整的復步動作，足底壓力分布系統(tǒng)同步采集8 s足底壓力數(shù)據(jù)，提取滑行時間、距離與速度，足底壓力的壓力時間變化、中心位移變化及足底各區(qū)著離地起止時間等參數(shù)。結果：隨滑行速度的提高，單腳支撐滑行時間變短，平刃滑行時間與路程比例降低，內外刃動力推進時間與路程比例大幅度提高；且各時相的平均速度內刃要高于外刃動力推進階段，單腳高于雙腳支撐階段。一個單步滑行包括內外刃2次蹬動動作，且外刃蹬動時間長，內刃蹬動時間短。足底壓力中心變化幅度單腳大于雙腳支撐階段，內刃大于外刃滑行階段；滑行速度越快，壓力中心變化幅度越小，且前移趨勢越明顯。結論：速度輪滑雙蹬技術一個右單步可分為右平雙、右外單、右平單、右內單與右內雙5個連續(xù)階段，右腳外刃蹬地有利于保持速度，內刃蹬地是滑速提高的主要動力源，雙蹬技術能充分發(fā)揮體重蹬地的技術優(yōu)勢，是一種高效的滑行技術。
關鍵詞：速度輪滑；雙蹬技術；滑行技術；時相；足底壓力
我國速度輪滑與國際輪滑競技水平相比有很大的差距，主要制約因素為滑行技術的落后，速度輪滑雙蹬技術在我國選手中的使用率還很低[1]；然而，關于雙蹬技術動作原理研究的文獻極少，僅有的相關報道也只停留在定性分析層面，因此，本研究擬采用三維攝像法與足底壓力分布測試系統(tǒng)獲取速度輪滑雙蹬技術動作的運動學與足底受力參數(shù)，定量分析雙蹬技術的動作原理，為把握其特征與規(guī)律提供科學依據(jù)，努力為先進高效的滑行技術推廣，并對其他滑冰類項目提高專項訓練水平提供借鑒。
1 研究對象與方法
1.1 研究對象
受試者均為經過多年系統(tǒng)訓練的速度輪滑運動員，經病史詢問與健身檢查，身體健康且運動能力良好。其中：男子，國際健將2人，健將4人，一級2人；女子，國際健將1人，健將2人，一級2人。受試者的基本情況見表1。
1.2 研究方法
1.2.1 實驗方法
受試者身高、體重等基本指標的測量在實驗室內完成。運動學與動力學參數(shù)測試工作在溫暖、無風的12塊并連的室外籃球場內進行（場地長約130 m，寬約80 m），用2根標志桿提醒拍攝區(qū)域。要求受試者穿著運動服裝、輪滑鞋，戴輪滑帽。2臺攝像機（日本松下，型號為NV-MX300EN/A）分別從運動員運動方向的側面和正面，拍攝運動員完成雙蹬技術時一個完整的復步動作。2臺攝像機的主光軸夾角為75 °，拍攝頻率為50 Hz，具體擺放位置如圖1a所示。以2臺攝像機同時捕捉網球擊打彩色平板的方法實現(xiàn)影像同步，以便后期影像的采集處理。運動員滑行前和滑行后分別在運動員滑行區(qū)域中央進行2次三維標定拍攝，如圖1a陰影區(qū)與圖1b所示。
選擇符合受試者鞋內底尺碼的測試鞋墊，確保鞋墊邊緣無折痕，鞋墊大小與鞋底邊緣吻合，配戴測試設備后，連接與調試Foot Scan足底壓力分布系統(tǒng)（比利時產，每只鞋墊共325個傳感器，密度為4個/cm2，采樣頻率500 Hz）。確保受試者配戴的測試設備不影響動作技術的完成，受試者進行3 min左右的適應性練習，正式測試時要求受試者采用雙蹬技術按照規(guī)定的路線直道滑行，以慢速和快速各完成一次滑行。受試者進入影像拍攝區(qū)域前，足底壓力分布系統(tǒng)即開始采集數(shù)據(jù)，采集卡數(shù)據(jù)記錄時間8 s，每人次滑行后及時把數(shù)據(jù)導入電腦儲存，以備分析。
1.2.2 數(shù)據(jù)處理與分析
1.2.2.1 動作階段劃分
以右腿為例，雙蹬技術一個完整的單步為（如圖2a所示）：右腳用外刃從后位中心位置向身體左側蹬至最遠處，隨后從左側最遠處向后位中心位置拉；過后位中心位置時左腳著地，右腳開始用內刃向右側推。兩腿交替滑進，滑行路線呈正弦曲線式，且前進方向與中線吻合。據(jù)影像資料中運動員動作變化特征與足底壓力的時間變化特征，以右腳為例，將一個單步分為5個時相（如圖2b所示）：右腳平刃滑行雙支撐階段（右平雙，RGD，right foot glide double support）、右腳外刃蹬地單支撐階段（右外單，ROS， right foot outside blade single support）、右腳平刃滑行單腳支撐（右平單，RGS， right foot glide single support），右腳內刃蹬地單支撐階段（右內單，RIS， right goot inside blade single support）和右腳內刃蹬地雙支撐階段（右內雙，RID， right foot inside blade double support）。其中，右平雙和左內雙同屬一階段，右外單、右平單、右內單與左腳浮動擺腿階段（左浮擺，LFW， left foot float wiggle）同屬一階段，右內雙和左外雙同屬一階段[2]。
1.2.2.2 數(shù)據(jù)處理與統(tǒng)計學分析
實驗測試所得影像資料，經艾利爾（Ariel）影像解析系統(tǒng)進行影像的捕獲、同步等一系列影像轉化數(shù)字處理，模型選用松井秀志人體模型。數(shù)據(jù)平滑采用低通濾波法，截斷頻率6 Hz。提取每位受試者快速和慢速滑行條件下，一個單步5個時相的滑行時間、路程，位移，速度及P節(jié)角度等運動學參數(shù)。足底壓力數(shù)據(jù)經Footscan Software7.00軟件處理，導出足底壓力的時間變化、中心位移變化、足底各區(qū)著地與離地時間等動力學參數(shù)。
應用SPSS17.0統(tǒng)計學軟件進行數(shù)據(jù)處理，數(shù)據(jù)的正態(tài)性檢驗應用單樣本K-S檢驗，連續(xù)性變量以均數(shù)（標準差）或中位數(shù)[四分位差（25%～75%）]表示；采用雙向分類方差分析（Two-Way Classification ANOVA）對速率（高速、低速）與性別兩因素（男、女）及兩者的交互作用進行分析。組間比較采用SNK-q檢驗，并參考Bonferroni法與Tukey法檢驗結果，統(tǒng)計學顯著性水平定為P
2 研究結果
2.1 雙蹬技術動作的運動學測試結果
2.1.1 雙蹬技術一個單步時間、路程及速率的運動學參數(shù)結果
在Ariel解析系統(tǒng)中，以時間、位移和速度等作為關鍵詞提取X軸方向，即運動員滑行前進方向的一個右單步的時間，路程和速率等運動學參數(shù)，之后對每名運動員每個時相對應的數(shù)據(jù)進行統(tǒng)計處理，結果見表2。從各時相占整個單步滑行時間的比例關系來看，低速與高速滑行時，均以右外單最高，右內單最低。低速滑行時，男、女單腳支撐時間占整個單步滑行時間的61.3%、57.1%，平刃滑行時間占整個單步滑行時間的41.9%、40.9%，內外刃單腳蹬地時間占整個單步滑行時間的40.9%、38.1%。高速滑行時，男、女單腳支撐時間占整個單步滑行時間的56.4%、52.8%，平刃滑行時間占整個單步滑行時間的33.3%、34.1%，內外刃單腳蹬地時間占整個單步滑行時間的43.6%、40.3%。即隨著滑行速率的提高，單腳支撐時間變短，平刃滑行時間比例降低，但內外刃動力推進時相所占的時間比例則大幅度提高（P
從各時相滑行路程占整個單步滑行路程的比例關系來看，低速與高速滑行時，均以右外單最高，右內單最低。低速滑行時，男、女單腳支撐滑行路程占整個單步滑行路程的65.2%、62.9%，平刃滑行路程占整個單步滑行路程的42.0%、44.4%，內外刃單腳蹬地滑行路程占整個單步滑行路程的43.6%、39.4%。高速滑行時，男、女單腳滑行路程占整個單步滑行路程的58.9%、55.0%，平刃滑行路程占整個單步滑行路程的32.2%、33.1%，內外刃單腳蹬地滑行路程占整個單步滑行路程的46.2%、42.5%。即隨著滑行速率的提高，單腳支撐滑行時間變短，平刃滑行路程比例降低；但內外刃動力推進滑行路程所占的比例則有大幅度提高（P
從各時相內的平均速率來看，低速與高速滑行時，男女各時相平均速率從大至小的順序皆為右內單、右外單、右平單、右平雙、右內雙，即內刃動力推進階段的平均速率要高于外刃動力推進階段，且單腳支撐階段的平均速率要高于雙腳支撐階段；但從整體看，各時相的平均速率變化不大。另外，低速與高速滑行時皆為男性大于女性，且具有顯著性差異（P
2.1.2 雙蹬技術滑行腿一個單步髖、膝、踝3個關節(jié)的角度變化軌跡
慢速狀態(tài)下支撐腿關節(jié)角度變化的數(shù)據(jù)能夠較好地分析雙蹬技術的身體姿態(tài)情況。圖3中3條線分別代表男女支撐腿踝關節(jié)、膝關節(jié)和髖關節(jié)變化軌跡。從所測數(shù)據(jù)可知，男子踝關節(jié)最小角度為65.1 °，最大角度為113.9 °，女子踝關節(jié)最小角度為64.9 °，最大角度為114.6 °，都出現(xiàn)在右內雙階段；男子膝關節(jié)角度最大為153.2 °，女子最大為154.6 °，均出現(xiàn)在右內雙階段，男子最小膝關節(jié)角度為99.8 °，出現(xiàn)在右平雙階段。女子最小膝關節(jié)角度為100.1 °，出現(xiàn)在右外單階段；男子髖關節(jié)最小角度為67.0 °，最大角度160.0 °，分別出現(xiàn)在右內雙開始時刻和結束時刻。女子最小角度為66.1 °，出現(xiàn)在右內單時相的前部，最大角度為150.2 °，同樣出現(xiàn)在右內單階段的結束部分。
2.2 雙蹬技術動作的動力學測試結果
2.2.1 足底壓力的時間變化規(guī)律
受試者慢速與快速滑行時足底壓力的時間變化曲線如圖4所示。由圖可知，不同滑速下足底壓力時間變化曲線的形狀大致相同，且均呈雙峰形。從一個完整的單步5個時相來看，首先，第1個波峰之前的一段時間內，足底壓力隨時間延長呈現(xiàn)較小的增幅，此為右平雙階段。接著，足底壓力時間變化曲線出現(xiàn)第1個波峰，且波峰的形成時間較長，為右外單階段。其次，足底壓力在較短的時間內由波峰快速降至波谷，為右平單階段，此時足底壓力的波谷值出現(xiàn)低于受試者體重的現(xiàn)象。隨后，足底壓力在較短的時間內由波谷值快速升至第2次波峰值，為右內單階段。尤其是受試者快速滑行時，足底壓力時間曲線的第2次波峰值明顯高于第1波峰值（右內單階段）。最后，足底壓力由第2波峰值又迅速下降至腳部剛觸地時水平，此為右內雙階段，且此時恰好對應左平雙階段。即一個完整的單步滑行動作包括內外刃的2次蹬動動作，由此獲得了2次推進力。而且，由外刃主導的第1次蹬動動作的作用時間較長，起到維持現(xiàn)有速度與延長單腳支撐時間的作用；由內刃主導的第2次蹬動動作的作用時間較短，下肢運動環(huán)節(jié)爆發(fā)用力，因而獲得了更大的前進速度。受試者足底壓力的時間變化曲線與雙蹬技術的動作結構相符。
2.2.2 足底壓力中心位移變化
足底壓力中心（center of foot pressure，CFP）隨支撐時間變化往復移動會在支撐期形成一條足底壓力中心（如圖5所示），足底壓力中心變化規(guī)律可反映不同運動狀態(tài)下足底受力的位置變化與壓力分布特征[3]。
受試者低速與高速滑行時足底壓力中心的位移距離（X軸與Y軸位移）變化見表3。由表3可知，男女受試者右單步與五時相的足底壓力中心X軸、Y軸位移距離，低速滑行時均大于高速滑行時，且具有顯著性差異（P0.05）。各時相足底壓力中心位移距離相比，男女受試者X軸與Y軸位移變化幅度從大至小的順序皆為右內單、右平單、右外單、右平雙、右內雙，即足底壓力中心位移距離單腳支撐階段大于雙腳支撐階段，內刃滑行階段大于外刃滑行階段。
2.2.3 足底壓力各區(qū)的著離地時間特征
為便于研究足底壓力的分布與傳導特征，通常將足底分為前、中、后3個區(qū)。進一步細分為：足后區(qū)外側（1區(qū)）與內側（2區(qū)），代表足跟部；足中區(qū)（3區(qū)），代表足弓部；足前區(qū)外側（4區(qū)，代表第4、5跖趾關節(jié)部）、中部（5區(qū)，代表第2、3跖趾關節(jié)部）與內側（6區(qū)，代表第一跖趾關節(jié)部）。反映足底不同區(qū)域著地與離地順序的足底特定區(qū)域著地與離地時間測量值見表4。由表4可知，低速與高速滑行時，男、女受試者足底各區(qū)開始著地時間，以1區(qū)測量值最小，2區(qū)測量值其次，3區(qū)測量值與4、5、6三區(qū)中某兩區(qū)的測量值接近。男、女受試者足底各區(qū)開始離地時間，以2、3區(qū)測量值最小，1、4區(qū)測量值接近且居中， 5、6區(qū)測量值最大。即速度輪滑一個完整的單步首先是足跟部著地，之后由足中區(qū)過渡至全足；離地時足部先內翻，前腳掌外側離地，之后內側離地。
3 分析與討論
3.1 雙蹬技術動作的運動學特征分析
3.1.1 雙蹬技術動作的技術特征分析
由圖4可見，支撐腿關節(jié)角度變化規(guī)律基本接近。在右平雙和右外單階段，運動員長時間基本維持身體姿態(tài)，各關節(jié)角度變化不大，此時運動員需要很好的保持各關節(jié)的穩(wěn)定性。在右外單結束時刻，各關節(jié)角度開始產生變化，進入右內單階段，各關節(jié)角度迅速變小，繼而在進入右內雙階段出現(xiàn)最大的轉折，各關節(jié)角度迅速變大，直到達到最大值。尤其是髖關節(jié)和踝關節(jié)變化最為明顯。右內單和右外單2個時相中，各關節(jié)角度劇烈變化說明，此時運動員為主要產生動力階段。右外單階段，各關節(jié)數(shù)據(jù)也出現(xiàn)明顯變化，但相比之下，變化較小。
滑行類運動項目均強調運動員合理地利用體重來完成技術動作[4-5]。傳統(tǒng)滑冰運動員任何有效的動作均是通過冰刀刀刃與光滑冰面的相互作用得以實現(xiàn)，在技術使用時要求滑行腿著地后按照一個方向一直蹬下去，直至離開地面，強調“極限”效果，即深蹲遠蹬，從右內雙階段的各關節(jié)變化曲線也能看到此趨勢；但速度輪滑的滑輪在摩擦力很大的地面上滑行時，這種可能性就會受到限制。原因在于：深蹲遠蹬至一定程度時，運動員無法獲得類似冰刀蹬冰一樣的理想動力，反而會增加無用功的比例。另外，與傳統(tǒng)滑行技術相比，雙蹬技術滑行時支撐腿不僅要支撐身體，它還增加了一個外刃蹬地的動作，滑行腿在右外單階段腳落地后經外刃向另一條腿方向蹬后，又有一個向內拖拽的階段，以便經平刃滑行轉至內刃蹬地，再離開地面。這個向另一條腿蹬的動作產生一個更靠近或超過身體中線的推力（此腿的反方向）直至最大位移處，彌補了輪滑滑行很難完成的、傳統(tǒng)的、較為費力的低膝屈曲動作，因而提升了滑行效率。這種下肢各關節(jié)角度“非極限性”的蹬伸做功能較好地調控身體姿態(tài)，以應變變化性極大的輪滑比賽，從而做出符合輪滑鞋這種特殊器械下做出最大限度地蹬動幅度和滑行位移。運動員在不用有意進行深蹲遠蹬的情況下，就能有效地增加蹬動距離，進而把消極的自由滑行階段變成積極的加速階段[3，6]。
3.1.2 雙蹬技術動作的時空參數(shù)變化分析
隨著滑行速度的提高，單腳支撐時間與滑行時間均變短，平刃滑行時間比例降低，但內外刃動力推進時相所占的時間與路程比例均大幅度地提高，尤其是內刃蹬地的增加幅度更為明顯。單腳支撐時間的縮短和雙腳支撐時間的相對延長，能夠在某種程度上說明為了追求更快的速度，雙腳需要提高步頻來實現(xiàn)更多的動力形成時間，自然導致雙腳支撐時間比例相對增大。傳統(tǒng)思想認為右平單階段是一個非常快速地由外刃滑行向內刃滑行過渡的階段[7]，但從本研究的測試結果來看，這一階段所占的時間比例并不小。尤其是當運動員運動速度較低時，此時相占整個單步的時間比例會更大。分析認為，應該是運動員為了維持身體平衡，轉換身體重心，合理利用體重蹬地造成的，而且，當運動員想要滑得更快時，需要外刃快速變內刃，以便快速形成身體對地面的更大的推力，這樣就自然減少了平刃滑行這一非動力獲得階段的時間比例。低速狀態(tài)下單腳支撐外刃變內刃時，運動員外刃蹬地階段略長于內刃蹬地階段，且隨著速度的提高，雙蹬技術對內刃蹬地技術的應用則在提高，即內刃蹬地（push）在滑行技術中越來越重要，外刃蹬地（under push）這一技術環(huán)節(jié)則在提高速度時較內刃蹬地起到的作用小。前人研究也認為，在強調提高速度時，傳統(tǒng)蹬地動作在滑行技術中發(fā)揮著主導作用，而外刃推地則對滑行速度的保持起到一定作用。即其一方面維持發(fā)力，一方面對肌肉放松和協(xié)調整個身體起一定作用[8]；另外，右內單時間在慢速狀態(tài)下和快速狀態(tài)下的鮮明對比能夠說明，單腳支撐更有利于運動員的肌肉放松，而在高速狀態(tài)下右內單時間的顯著延長，進一步證明了內刃蹬地是雙蹬技術的主要動力來源[9]。
通過對運動員各時相的速度變化分析，內刃動力推進階段的平均速度要高于外刃動力推進階段，且單腳支撐階段的平均速度要高于雙腳支撐階段。整體來看，各時相平均速度的變化不大，說明與傳統(tǒng)滑行技術的速度化相比，雙蹬技術表現(xiàn)出相對較小的振幅[10]。雙蹬技術中支撐腿在滑行時外刃和內刃的2次蹬地能使身體獲得相對均勻的推進力，有利于保持和增加速度，并且速度相對穩(wěn)定，從而有利于運動員保持身體動態(tài)平衡狀態(tài)，便于根據(jù)比賽情況的變化調整相應的滑行方案[11]。
3.2 雙蹬技術動作的動力學特征分析
3.2.1 雙蹬技術動作的力學分析
輪滑運動員滑行時，盡管身體總的前進方向是固定的，但身體重心即刻速度方向是動態(tài)變化的。即輪滑的技術特性決定了浮足著地后的滑行方向是可以選擇的[12]。對速度輪滑雙蹬技術進行力的分解與合成研究，有利于將該項目動態(tài)復雜的技術動作簡化。由圖6可知，右腳外刃靜摩擦力f右外1與左腳靜摩擦力f左內1的方向相同，是f左內的延續(xù)。這個動作相當于彎道的開步動作，只是不連接交叉步，滑行的主要動力是f左內。從右腳的滑行軌跡上看，從右平雙到右外單階段，身體在f左內和f右外的連續(xù)作用后相對于滑足向右移動，而右腳則向左后方蹬地。這2個階段是輪滑雙蹬技術動作與傳統(tǒng)輪滑技術動作的最大區(qū)別階段，即右腳外刃向左偏后方向蹬地階段。此時的身體重心在外刃蹬地靜摩擦力的作用下，由右腳的上方相對于右腳向右移動，同時推動身體向右側前方做加速運動[13]，然后，身體獲得的動能在右平單階段進行釋放。盡管f右外數(shù)值較小，但它的存在改變了右腳著地后只能做減速慣性滑行的局面，這也是雙蹬技術的優(yōu)勢與合理性的關鍵所在。右平蹬階段是外刃轉平刃克服阻力慣性滑行階段，即2次蹬地后的慣性滑進階段，此時身體重心從右腳的右方相對移動到右腳的上方。此階段與傳統(tǒng)滑法的外刃著地后向平刃轉換并克服阻力滑行是一樣的。右平單階段，由于右腿肌群的彈收，使輪子對地面的壓力減少。右內單和右內雙階段，身體重心從之前的右腳上方向左移動，此時和傳統(tǒng)滑法的平刃轉內刃蹬地動作是一樣的。由于右腿肌群的彈蹬，使輪子對地面的壓力增加。f右內和f左內是左右腳對稱的內刃蹬地時對應的靜摩擦力。
3.2.2 雙蹬技術動作的足底壓力變化分析
速度輪滑項目中復雜多變的技術動作的改變，是經受試者足部與地面間相互作用力的改變而得以實現(xiàn)的[14]。在足底壓力時間曲線上，第1波峰與第2個波峰時間差為受試者的單腳支撐時間長度，這一時間長短可反映受試者滑行步頻的快慢。通過對圖6中2個速度下2條曲線的分析可知，同一名運動員隨著滑行速度的增加，峰值壓力減小，單支撐時間縮短，步頻增加，說明與步長這一因素相比，步頻是提高速度輪滑雙蹬技術滑行速度的主要因素。另一方面，“一蹬（外刃蹬地）”作用的時間較長，主要起到維持現(xiàn)有滑行速度的作用，并延長單腳支撐的時間；“二蹬（內刃蹬地）”作用時間較短，能充分發(fā)揮下肢肌群的爆發(fā)力，進而獲得比“一蹬”更大的加速。由此說明，雙蹬技術以“二蹬”為主[5]。在“一蹬”與“二蹬”之間有一個低于體重的力值波谷，這種低谷式的體重壓力減少了地面的摩擦力，有利于降低“一蹬”與“二蹬”之間的速度損失，維持已有的滑行速度，同時也是運動員輪滑變刃的重要調整階段。此時，需要運動員合理地利用腰腹力量，產生類似身體輕微“滯空”的滑行狀態(tài)，這也可以解釋在速度輪滑訓練中體重蹬地這一技術的重要性。即在蹬動結束時要迅速降低體重壓力，開始蹬動時又要迅速增加體重壓力。在單支撐階段，人體各部分既處于用力蹬地的絕對運動狀態(tài)，又處于調整身體重心的相對運動狀態(tài)[15]。
運動員滑行速度越快，足底壓力中心的變化幅度越小，身體重心越趨于穩(wěn)定，且足底壓力中心的前移趨勢越明顯。說明運動員在追求速度時，不是通過更多的遠蹬，而是依靠頻繁的變換內外刃蹬地來完成，這完全符合雙蹬技術的特點，也為輪滑項目提高速度時不必深蹲遠蹬找到了好的解決方案，從而驗證了雙蹬技術在輪滑項目中的合理性[16]。另外，由各時相內足底壓力中心X軸與Y軸位移變化幅度可知，運動員單腳支撐時變化幅度相對較大，有利于運動員快速蹬地，形成動力；然而，在雙腳支撐時，運動員身體重心不便轉化太快，自然蹬地幅度也會相對變小。內刃滑行時壓力中心變化位移較外刃滑行時大，說明內刃滑行時身體能夠做出更大幅度的動作變化，有利于產生更大的身體推進力。足底各區(qū)著、離地時間特征表明著地時，首先是足跟部，之后由足中區(qū)過渡至全足，離地時足部先內翻，前腳掌外側離地，之后內側離地。這驗證了雙蹬技術動作時相劃分的科學性，也為輪滑運動員學習雙蹬技術提供了理論參考。
3.3 雙蹬技術動作的生物學特征分析
傳統(tǒng)技術的自由滑行時，下肢肌群不僅為推動身體前進提供動力源，而且過多地處于支撐體重的靜力緊張狀態(tài)下，這種肌群的等長收縮會在不提升滑行速度的情況下進行代謝，過早地消耗很多的能量，并導致乳酸的堆積，從而產生疲勞[13]。通過對下肢關節(jié)角度變化分析可知雙蹬滑行時下肢靜力支撐的時間比例相對較小，運動員下肢肌群進行有規(guī)律的，收縮與舒張交替放松的動態(tài)工作，從而能夠延遲肌肉疲勞的產生。同時，雙蹬技術延長了浮動擺腿的時間，可以使部分肌群，尤其是大腿部肌群做功后有相對更長的放松時間，從而能有效地緩解肌肉疲勞[17]。當然，這也要求運動員具備良好的協(xié)調和控制能力，使沿運動軸呈對稱分布的肌群做快速的、要求相對力量較高的收縮。由于完成2次蹬動，使用雙蹬技術時參與做功的腿部肌群要比使用傳統(tǒng)滑行技術時多。由外刃蹬地經平刃自由滑行到內刃蹬地，下肢小腿和大腿部要做一個內收再到外展的過程，而傳統(tǒng)的滑行在滑行腳著地后很少會做踝部內收和大腿內收的動作。這就要求運動員下肢除了做傳統(tǒng)滑行時的屈伸和外展，踝部和大腿部內收肌群也要提高參與主動做功的比例。肌肉的這種工作方式不僅有利于肌肉彈性能量的發(fā)揮，還會發(fā)生類似肌肉牽張反射的生理學效應，有利于神經肌肉系統(tǒng)興奮與抑制的轉換，對運動員肌群的隨意放松起到很好的調節(jié)作用[18]。綜上所述，雙蹬技術在要求運動員具備很高的身體協(xié)調能力的基礎上，能夠使運動員有效地發(fā)揮體重蹬地技術產生動力，并能充分利用動能勢能良性轉化和共振原理，用較少的能量擺動，保持與獲得更快的滑行速度。
4 結論
速度輪滑雙蹬技術具有明顯的2次蹬動技術特征，與傳統(tǒng)滑行技術相比，盡管內刃蹬地使運動員獲得加速度的效果更加明顯，但額外的外刃蹬地不僅能使運動員克服傳統(tǒng)技術慣性滑行時的身體降速現(xiàn)象，還能夠產生有效的動力加速。另外，運動員通過提高內外刃滑行時間占單步滑行總時間的比例和增加步頻來更好地利用體重產生蹬地動力，從而節(jié)省體能消耗，延緩疲勞的產生，因此，雙蹬技術是一種既高效又節(jié)能的滑行技術，其它滑行類項目訓練時可從中尋求借鑒。
摘要：探討無損傷男性受試者跑步支撐期優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側下肢生物力學的差異性。方法：選取普通健康無損傷男性受試者12名，采用Vicon紅外高速運動捕捉系統(tǒng)和Kistler三維測力臺對受試者跑步支撐期的運動學和動力學指標進行同步采集。結果：1）優(yōu)勢側跑步支撐期髓關節(jié)最大伸和膝關節(jié)最大屈曲角度小于非優(yōu)勢側（P0.05）；在額狀面的關節(jié)角度兩側差異均無統(tǒng)計學意義（P>0.05）。2）跑步支撐期，內側地面反作用力峰值優(yōu)勢側大于非優(yōu)勢側，而到達峰值的時間晚于非優(yōu)勢側（P0.05）。3）根據(jù)垂直地面反作用力峰值和第1載荷率計算的對稱性指數(shù)顯示兩側存在不對稱性。結論：1）在跑步支撐期，優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側矢狀面內髖膝角度存在差異性，提示了在跑鞋、鞋墊及下肢矯形器等設計和臨床研究中，不能僅僅選擇一側來評價跑步的整體感覺、損傷風險和康復效果。2）跑步支撐期在內外地面反作用力峰值存在的差異性、第1峰值和載荷率所表現(xiàn)出的偏側性，結合膝關節(jié)屈曲角度的差異性可能會增加優(yōu)勢側損傷的風險。長期積累，有可能會造成優(yōu)勢側脛骨應力性骨折、足底筋膜炎及ACL的損傷。
關鍵詞：優(yōu)勢側；非優(yōu)勢側；生物力學；偏側性；損傷；跑步支撐期
學者們對跑步損傷的機制研究了近30年，但是其損傷的病因一直是專家和臨床醫(yī)生研究的難點，且近年來損傷的概率一直在增加。流行病學研究報告指出，每年有高達70%的跑步者忍受著因跑步損傷帶來的痛苦。有研究對1583名老年人進行調查，結果表明膝骨性關節(jié)炎發(fā)生在右側（優(yōu)勢側）的概率高于左側。如果損傷經常出現(xiàn)在一側肢體，這可能與下肢不對稱性相關，也就是說下肢偏側性或不對稱性可能是造成一側持續(xù)損傷的重要原因之一。此外，下肢不對稱性或偏側性已被證明是影響損傷發(fā)生率的因素。為此，了解跑步時下肢優(yōu)勢側和非優(yōu)勢側的生物力學的偏側性對預防和治療下肢損傷具有重要的作用。
偏側性是Broca首次提出的，并指出人體在左右兩側的運動組織和大腦功能不同。研究表明偏側性10%～20%取決于遺傳，80%～90%取決于后天的環(huán)境因素，性別、工作的復雜性及發(fā)育特征也扮演著重要的角色。相對于步態(tài)分析，偏側性在其他科學領域如神經生理學和運動控制研究已久，但是偏側效應或不對稱性與跑步相關的損傷并未引起學者們的廣泛關注。一些研究者只選擇優(yōu)勢側進行研究來代表下肢整體感覺，或是將損傷者與無損傷者進行對比_，也有的學者甚至將左右兩側的數(shù)據(jù)進行平均來比較。上述研究者并沒有考慮受試者優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側是否存在差異性，這在一定程度上就默認了優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側肢體生物力學特征的對稱性。關于無損傷者跑步過程中優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側是否存在差異性，學者們對他們的優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側跑步時所穿跑鞋的舒適性、受試者生物力學特征等方面的對稱性或差異性進行了研究；但是上述研究得出兩側的對稱性程度存在不同程度的差異性，并未達成共識?？紤]到不同的性別對下肢力學影響機制的不同及無損傷男性受試者跑步支撐期下肢兩側生物力學的偏側性鮮見研究者探討。
鑒于此，本研究采用Vieon紅外高速運動捕捉系統(tǒng)和Kis-tier三維測力臺無損傷男性受試者跑步支撐階段優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側的運動學、動力學特征進一步對比分析，并結合與損傷相關的載荷率指標等探究兩側下肢在跑步支撐期是否存在一定的偏側性，以期為指導運動員訓練及預防運動損傷提供重要的借鑒價值。
1研究對象與方法
1.1研究對象
本研究選取普通健康無損傷者男性受試者12名，年齡（23.0±1.1）歲，身高（173.5±2.1）cm，體質量（63.9±4.7）kg。受試者在實驗前進行問卷調查，并確認其在實驗前24 h之內沒有進行過大強度運動，在過去的1年里沒有下肢損傷，沒有進行過手術，身體各方面機能良好。
1.2實驗儀器
本研究采用英國生產的Vicon紅外高速運動捕捉系統(tǒng)（包括8臺型號為MX13的紅外攝像頭、PC主機和標準配件等）采集下肢髖、膝、踝關節(jié)運動學數(shù)據(jù)，采集頻率為200 Hz；根據(jù)Vi-con系統(tǒng)中的下肢模型（PlugInGait），將16個Marker球精確地貼在人體下肢各環(huán)節(jié)的標志點上，如圖1所示。
支撐期的力學指標使用瑞士生產的Kistler三維測力臺采集，如圖2所示，采樣頻率為1000 Hz，經轉換模塊將Kistler力臺與Vicon進行同步。
1.3實驗流程
1.3.1測試方法
實驗前利用跑步機進行5 min左右的熱身活動，利用踢球法來判定受試者的優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側，踢球時左右兩側均采用原地踢球。實驗之前，首先讓受試者熟悉此動作，正式測試時，每側各進行3次踢球動作，記錄每一次的成績，分別選取兩側最遠的成績進行評定，踢球距離最遠的一側評定為優(yōu)勢側。這是國內外常用的一種判定下肢優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側較為簡便有效的方法。
要求受試者統(tǒng)一身著實驗室的緊身短褲，赤腳站立，與肩同寬，此時對受試者的身高、體重、腿長、膝寬、踝寬等形態(tài)學指標進行測量。正式測試前，要求受試者赤足在長約8 m的木質地板上（力臺安放于之間）試跑幾次，調整起始步位置使測試足完全踏在力臺上面，使受試者足底適應接觸的力臺，減少測試儀器對受試者跑步動作的影響，直至受試者感覺自己可以正常測試為止。要求受試者在此跑步過程中“無視”力臺的存在，避免出現(xiàn)跨步、踮腳、忽快忽慢等現(xiàn)象，要求受試者的跑速控制在（3.5±5%）m/s。跑速的測試儀器采用蘇大自主研發(fā)的光電感應計時系統(tǒng)，主要包括起點觸發(fā)設備、終點采集設備、電腦控制端。將起點觸發(fā)設備放于8 m距離的起點，終點采集設備放于8 m距離的終點。受試者從2采集器中間穿過，儀器結束采集并自動計算受試者穿越起點和終點設備的時間，計算跑速。正式測試時，每個受試者的兩側各按要求做3次動作，每次動作間隔2 min，以避免疲勞對研究結果的影響。
1.3.2指標選取
1）運動學指標包括髖、膝、踝關節(jié)在矢狀面和額狀面內的角度。矢狀面包括：足跟著地時刻、足趾離地時刻的髓、膝、踝關節(jié)角度；踝關節(jié)最大背伸角度；膝關節(jié)最大屈曲角度；髖關節(jié)最大屈角度和最大伸角度。額狀面包括：足跟著地時刻、足趾離地時刻的髖、膝、踝關節(jié)角度；踝關節(jié)最大外翻角度；膝關節(jié)最大內翻角度；髓關節(jié)最大內收和外展角度，單位是（°）。
2）動力學指標主要是經體重標準化處理后的三維地面反作用力峰值。包括：垂直方向的第1和第2地面反作用力峰值（FGRF and SGRF）；內外方向上的地面反作用力峰值（MGRFand LGRF）；前后方向的加速力峰值和制動力峰值（peak accel-eration GRF and peak braking GRF，AGRF.and BGRF）。如圖3所示。
3）經支撐期總時間標準化處理后的著地時刻至地面反作用力峰值的時間Δt。
4）載荷率（LR），單位是kg/s，公式為：垂直方向的第1載荷率=第1地面反作用力峰值除以到達第1峰值的時間；垂直方向的第2載荷率=垂直第2峰值減去波谷值再除以兩力值之間的時刻差。
5）對稱指數(shù)（SI），本研究主要計算垂直地面反作用力和載荷率對稱性，公式如下：
SI是由Robinson等首次提出的，用來量化左右兩側的差異，當SI=0時表示兩側完全對稱，SI≤10%時，表示兩側比較對稱，SI越大說明兩側對稱性越低。其中XD（Dominant）代表優(yōu)勢側，XN（Non-dominant）代表非優(yōu)勢側。本研究未對內外和前后方向的地面反作用力對稱指數(shù)進行計算，主要是因為SI不適合較小數(shù)值的運算。
1.3.3數(shù)據(jù)處理
本研究采用SPSS 17.0統(tǒng)計學軟件包對實驗數(shù)據(jù)進行處理，數(shù)據(jù)以均數(shù)±標準差表示。優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側的各指標差異進行配對t檢驗，檢驗水準選α=0.05。
2研究結果
2.1優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側跑步支撐期的運動學特征
從跑步支撐期優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側關節(jié)角度（見表1和表2）可以看出：優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側跑步支撐期額狀面內的髓、膝、踝關節(jié)角度兩側比較差異無統(tǒng)計學意義（P>0.05）；在矢狀面，非優(yōu)勢側膝關節(jié)最大屈曲角度大于優(yōu)勢側（P
2.2優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側跑步支撐期的動力學特征
2.2.1優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側跑步支撐期的地面反作用力峰值特征和對稱指數(shù)
優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側支撐期地面反作用力峰值見表3，垂直地面反作用力峰值及到達峰值的時刻兩側差異比較無統(tǒng)計學意義（P>0.05），前后地面反作用力峰值及到達峰值的時刻兩側差異比較無統(tǒng)計學意義（P>0.05）。內側地面反作用力峰值優(yōu)勢側大于非優(yōu)勢側，而到達峰值的時間晚于非優(yōu)勢側（P
地面反作用力峰值對稱指數(shù)如圖4所示，其中FGRF（21.62+11.37）均值大于10%，SGRF（6.47±4.56）均值小
2.2.2優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側跑步支撐期的載荷率特征和對稱指數(shù)
跑步支撐期載荷率特征如圖5所示，跑步支撐期優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側載荷率特征兩側差異無統(tǒng)計學意義（P>0.05）。第1載荷率（34.92±28.48）和第2載荷率（20.95+17.44）對稱指數(shù)均值大于10%，如圖6所示。
3分析與討論
本研究發(fā)現(xiàn)在跑步支撐期，非優(yōu)勢側與優(yōu)勢側相比僅在矢狀面內的膝關節(jié)最大屈曲角度和髓關節(jié)最大伸角度表現(xiàn)出差異性（P0.05）。關于無損傷者跑步支撐期優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側下肢關節(jié)角度的研究較少，Brown等對研究指出無損傷女性受試者跑步時優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側運動學參數(shù)未表現(xiàn)出差異性，性別和所選指標的不同可能是導致上述結果不同的原因。此外，有學者對優(yōu)勢側和非優(yōu)勢側單腿下落著地的生物力學偏側性進行研究，指出非優(yōu)勢腿落地時膝關節(jié)和髖關節(jié)在矢狀面活動范圍較小增加了非優(yōu)勢腿在單側動態(tài)運動時的損傷風險；而有研究對兩側連續(xù)縱跳的生物力學進行了分析，指出非優(yōu)勢側可能在屈伸與外旋方向進行了較大的運動限制，減小了其下落損傷的風險。上述研究說明了不同的運動形式表現(xiàn)出不同的下肢對稱性，其易損傷的機制可能就有所不同；因此，在不同運動形式中所呈現(xiàn)出的下肢不對稱性及損傷的機制有待學者們進一步探索，對下肢損傷與康復具有重要的作用。本研究所呈現(xiàn)出的運動學差異性，提示了在跑鞋、矯形儀器以及臨床康復治療時，不能只選擇一側來代表整個下肢的感受或康復效果，需要考慮其存在的差異性。
優(yōu)勢側和非優(yōu)勢側在跑步支撐期所表現(xiàn)出的運動學差異可能與下肢僵硬程度有關。Brauner等對單腿跳躍時優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側腿部僵硬程度進行了研究，并指出優(yōu)勢側較大的肌肉力量可能會導致其腿部僵硬程度較高；但研究結果卻表明兩側的腿部僵硬程度相似。De等指出赤足跑與穿鞋跑相比，在支撐期腿部更加僵硬。本研究受試者赤足跑步支撐期優(yōu)勢腿與非優(yōu)勢腿是否存在不同的僵硬程度，有待進一步研究。此外，下肢屈伸肌肉力量也可能是造成上述\動學差異性的原因之一，Lanshammar等對159名健康女性（非運動員）下肢優(yōu)勢側和非優(yōu)勢側屈伸肌力量進行了對比，指出優(yōu)勢腿的屈肌弱于非優(yōu)勢腿，伸肌力量強于優(yōu)勢腿。Rahnama等也指出足球運動員優(yōu)勢腿膝關節(jié)屈肌較弱。優(yōu)勢腿較弱的膝關節(jié)屈肌可能是造成膝關節(jié)最大屈曲角度較小的原因。由表1和表2可知，髖、膝、踝關節(jié)無論是在矢狀面還是額狀面，在足跟著地時刻和足趾離地時刻兩側角度的差異比較均無統(tǒng)計學意義（P>0.05），在跑步支撐期相似的著地和離地角度。說明無論是優(yōu)勢側還是非優(yōu)勢側在著地和離地時刻分別采用了相同的控制策略，間接反映了兩側在此時刻的控制機制的相似性。此前已有研究指出跑速會影響跑步時運動學參數(shù)的變化，由于本研究對受試者的跑速進行了控制，那么隨著跑速的增加，在著地和離地時刻或者說在整個支撐期的關節(jié)角度是否會因跑速的增加表現(xiàn)出不同的差異性，今后的實驗研究中可以考慮跑速的變化對兩側下肢運動學參數(shù)偏側性的研究。此外，從研究結果還可以看出：矢狀面內的髖關節(jié)最大伸角度和膝關節(jié)最大屈曲角度兩側差異具有統(tǒng)計學意義（P0.05），從足跟著地時刻過渡到支撐中期再到足趾離地時刻，神經機制是如何在控制下肢運動，使得矢狀面兩側髖膝角度在支撐期經歷了相似、差異、相似的過程，未知而復雜的神經控制機理可能是學者和臨床醫(yī)生對跑步損傷的原因研究多年，還一直有所困惑的重要原因之一。
在跑步支撐期，優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側主要在內外地面反作用力峰值存在差異性，內側地面反作用力峰值優(yōu)勢側大于非優(yōu)勢側，外側地面反作用力峰值非優(yōu)勢側大于優(yōu)勢側（P
由圖3可以看出：垂直方向的地面反作用力呈現(xiàn)出“兩峰一谷”的特征，其中的第1峰值（A）出現(xiàn)在足著地期為沖擊力峰值，而第2峰值（C）出現(xiàn)在蹬地時刻為推動力峰值，也有學者將第2峰值稱之為活躍峰值。本研究中的第1峰值和第2峰值兩側相比差異沒有統(tǒng)計學意義（PI>0.05），但是優(yōu)勢側和非優(yōu)勢側的第1峰值（沖擊力峰值）對稱性指數(shù)SI（21.62±11.37）大于10%，說明兩側在腳著地后所受的沖擊力值出現(xiàn)了偏側性。腳著地初期所受到的較高的、較快的沖擊力一直被認為是造成下肢損傷的重要原因之一。相比非優(yōu)勢側，優(yōu)勢側在跑步支撐期較小的膝關節(jié)屈曲角度和髓關節(jié)伸角度，卻承受與非優(yōu)勢側相似的沖擊力，較小的膝關節(jié)屈曲角度，使得膝關節(jié)內部承受的壓力增大，瞬間表現(xiàn)出ACL張力增加，以及兩側在腳著地后所受的沖擊力值的偏側性，都說明了優(yōu)勢側膝關節(jié)更容易損傷。有研究指出，在支撐相前50%的時間內較小的膝關節(jié)屈曲角度，此時主要股四頭肌的長頭腱在維持膝關節(jié)的穩(wěn)定，膝關節(jié)易損傷就預示著前交叉韌帶（ACL）損傷的概率大幅提高，甚至會出現(xiàn)ACL斷裂的現(xiàn)象，提示了優(yōu)勢側膝關節(jié)ACL容易損傷。沖擊力峰值出現(xiàn)在腳著地之后，此時沖擊力主要是通過足跟墊、跟骨、距骨然后轉移到腿部，將沖擊力轉移到骨也是一種緩沖震蕩的機制，也可能代表了骨的載荷。Lieberman等指出沖擊力轉移出現(xiàn)在足跟著地后的前50 ms，而沖擊力轉移和垂直載荷率及脛骨沖擊相關，可能造成骨和軟組織損傷（應力性骨折和足底筋膜炎）。本研究中的第1載荷率和第2載荷率兩側相比差異無統(tǒng)計學意義（P>0.05），如圖5所示。結合圖6有關計算的載荷率對稱性指數(shù)可知，其對稱性指數(shù)均大于10%，說明兩側在跑步支撐期的載荷率并不對稱。有學者指出載荷率反映了垂直地面反作用力需要多長r間可以達到第1峰值，也可以稱為沖擊載荷，其主要指身體在單位時間內吸收地面反作用力的快慢，單位時間內吸收的能量越多，其損傷的風險就越高。長期勞損積累，可能會造成優(yōu)勢側脛骨應力性骨折和足底筋膜炎。從圖5所得到的數(shù)據(jù)可以看出優(yōu)勢側第1載荷率均值高于非優(yōu)勢側，其對稱性指數(shù)（34.92±28.4）大于10%。說明第1載荷率偏向于優(yōu)勢側，不對稱的載荷率，再一次說明了在跑步支撐期優(yōu)勢側較易損傷。目前，關于跑步載荷率的研究主要集中于沖擊載荷（第1載荷率），主要是因為沖擊載荷與跑步常見損傷相關。
4結論
1）男性跑步者在跑步支撐期，優(yōu)勢側與非優(yōu)勢側矢狀面內髖膝角度存在差異性，提示了在跑鞋、鞋墊及下肢矯形器等設計和臨床研究中，不能僅僅選擇一側來評價跑步的整體感覺、損傷風險和康復效果。
2）跑步支撐期在內外地面反作用力峰值存在的差異性、第一峰值和載荷率所表現(xiàn)出的偏側性，結合膝關節(jié)屈曲角度的差異性可能會增加優(yōu)勢側損傷的風險。長期積累，有可能會造成優(yōu)勢側脛骨應力性骨折、足底筋膜炎及ACL的損傷。
[摘要] 目的 模M腦組織彈性模量制備相應二維培養(yǎng)基，比較亞低溫聯(lián)合溫敏臍帶間充質干細胞（tsUC）與常溫下臍帶間充質干細胞（UC）的分化特性。 方法 應用單、雙丙烯酰胺的聚合作用，制備彈性模量為0.5 kPa的聚丙烯酰胺（PA）水凝膠，用于模擬腦組織的生物力學環(huán)境，并測其彈性模量。從新生兒臍帶中分離培養(yǎng)臍帶間充質干細胞，通過感染攜溫度敏感型猿猴病毒40大T抗原（ts-SV40LT）基因的逆轉錄病毒來制備tsUC。實驗分為3組：UC+常溫+玻片組（A組）、UC+常溫+0.5 kPa組（B組）、tsUC+亞低溫+0.5 kPa組（C組）。動態(tài)觀察各組細胞的生長情況和形態(tài)變化，并于7 d后行細胞免疫熒光檢測各組細胞的分化水平并計算分化神經元的軸突長度。 結果 PA水凝膠彈性模量的檢測結果為（0.50±0.03）kPa。B、C兩組部分細胞出現(xiàn)細長的胞突，并存在β-tubulin Ⅲ陽性細胞，A組細胞鏡下無明顯神經元形態(tài)，也無β-tubulin Ⅲ陽性表達。B、C兩組的神經元分化率以及熒光下軸突長度均明顯高于A組，但組間差異無統(tǒng)計學意義（P > 0.05）。 結論 在模擬腦組織彈性模量的環(huán)境中，tsUC具有向神經元分化的能力，可應用于亞低溫治療下腦損傷修復的細胞移植研究。
[關鍵詞] 溫敏臍帶間充質干細胞；聚丙烯酰胺水凝膠；彈性模量；生物力學
細胞生物學性能的調控機制與細胞的生物力學特性有關，包括細胞內部的收縮力、細胞與基質之間的牽張力、細胞與細胞之間的相互作用力等[1-2]。體外培養(yǎng)干細胞時，培養(yǎng)基質的彈性模量是細胞生物力學的一個重要體現(xiàn)，且對干細胞分化具有調節(jié)作用[3-5]。人臍帶間充質干細胞（umbilical cord mesenchymal stem cells，UC）具有多向分化的潛能，在彈性模量為11～30 kPa的培養(yǎng)基中多向成骨細胞分化，在2.5～5.0 kPa的培養(yǎng)基中多向脂肪細胞分化，而在0.1～1.0 kPa的培養(yǎng)基中，則可能向神經元進行分化[4，6]。
本課題組前期已經建立了一種溫敏臍帶間充質干細胞（temperature-sensitive umbilical cord mesenchymal stem cells，tsUC）系，發(fā)現(xiàn)tsUC在亞低溫（mild hypothermia treatment，MHT）作用下可促進創(chuàng)傷性腦損傷（traumatic brain injury，TBI）大鼠神經功能的恢復[7-8]，并對tsUC的增殖、溫度敏感等特性進行了初步探討[9]，但其生物力學特性尚不明確。本實驗擬在體外對人UC進行擴增以及力學誘導，觀察其在模擬腦組織硬度的培養(yǎng)基中的分化情況，從力學角度探討MHT聯(lián)合tsUC的分化特性。
1 材料與方法
1.1 材料與試劑
新生兒臍帶（由武警后勤學院附屬醫(yī)院婦產科提供，已通過武警后勤學院附屬醫(yī)院倫理協(xié)會審查），攜溫度敏感型猿猴病毒40大T抗原（ts-SV40LT）基因的逆轉錄病毒（加利福尼亞大學，美國），神經元β-tubulin Ⅲ一抗及熒光標記二抗（Millipore，美國），UC流式細胞檢測試劑盒（BD，美國），單丙烯酰胺（Amresco，美國），雙丙烯酰胺（天津光復精細化工研究所），硝化纖維、苯基疊氮化物交聯(lián)劑（sulfo-SANPAH）、3-氨基丙基三甲氧基硅烷、二氯二甲基硅烷（天津鼎國生物技術有限責任公司），I型膠原蛋白（Sigma，美國）。
1.2 聚丙烯酰胺水凝膠的制備和檢測
將單、雙丙烯酰胺（0.03%～0.3%）按不同比例混合[10]，加入過硫酸銨（1/200 V）和TEMED（1/2000 V）置于凹槽中后蓋以玻璃板。凝結后切取2 cm×1 cm×2 mm的樣本，應用力學試驗機（Instron 5865，美國）進行拉伸測試，重復測量10次，篩選出彈性模量為0.5 kPa的PA水凝膠。
1.3 模擬腦組織彈性模量二維培養(yǎng)基的制備
根據(jù)上述檢測結果，配制彈性模量為0.5 kPa所對應的單丙烯酰胺和雙丙烯酰胺混合液[11]。22 mm × 22 mm蓋玻片表面均勻涂抹3-氨基丙基三甲氧基硅烷后浸泡在0.5%戊二醛溶液中，30 min后清洗、晾干，并在玻片表面涂硝化纖維以增加黏性。蓋玻片均勻鋪被25 μL混合液后加蓋經二氯二甲基硅烷預處理的18 mm×18 mm蓋玻片。待聚合完成后，暴露水凝膠并紫外消毒。將200 μL sulfo-SANPAH（50 mmol/L，pH=8.5）均勻滴在水凝膠表面，于無菌罩中紫外光活化5 min。將0.2 mg/mL的I型膠原蛋白均勻鋪在水凝膠表面，0.2 mg/mL的I型膠原蛋白包被玻片作為對照組。
1.4 tsUC的建立與鑒定
從健康新生兒臍帶中分離出UC，進行體外培養(yǎng)、擴增，用流式細胞分析儀（BD，美國）測定各類抗原的陽性率[6]。細胞融合率60%時，用含4 μg/mL聚凝胺的tsSV40LT病毒懸液對細胞感染48 h，并根據(jù)前期研究方法對細胞進行鑒定[7-9]。將感染成功的tsUC置于33℃培養(yǎng)箱中，余培養(yǎng)條件同UC[12]。
1.5 實驗干預及分組
實驗按培養(yǎng)溫度和培養(yǎng)基彈性模量分為3組：UC+NT+glass組（A組）為玻片上常溫培養(yǎng)UC；UC+NT+0.5 kPa組（B組）為0.5 kPa的PA水凝膠上常溫培養(yǎng)UC；tsUC+MHT+0.5 kPa組（C組）為0.5 kPa的PA水凝膠上亞低溫培養(yǎng)tsUC。各組細胞（5×103個/mL）均加入含有10%胎牛血清的DMEM培養(yǎng)基，置于含5% CO2的培養(yǎng)箱中培養(yǎng)，并定期在相差顯微鏡（Optic BD200-PH，美國）下觀察細胞的生長情況和形態(tài)變化。
1.6 細胞免疫熒光
各組細胞培養(yǎng)7 d后進行免疫熒光染色以檢測細胞分化情況。加入羊抗大鼠β-tubulin Ⅲ一抗和熒光標記的二抗，細胞核DAPI染色，于倒置熒光顯微鏡（Leica DMI4000B，德國）下觀察。隨機取10個位點計數(shù)，并計算各組陽性細胞占細胞總數(shù)的百分比，即為近似分化率。應用Image J軟件測量神經元的軸突長度，計算各組神經元軸突的平均長度[13]。
1.7 統(tǒng)計學方法
采用GraphPad Prism 5.0軟件進行統(tǒng)計分析，計量資料數(shù)據(jù)用均數(shù)±標準差（x±s）表示，多組間比較采用單因素方差分析，組間兩兩比較采用LSD-t檢驗；計數(shù)資料用率表示，組間比較采用χ2檢驗；以P < 0.05為差異有統(tǒng)計學意義。
2 結果
2.1 tsUCMSCs培養(yǎng)和鑒定
流式細胞分析結果顯示，細胞表面標記CD90、CD105、CD73呈陽性表達，CD34、CD116、CD19、CD45、HLA-DR呈性表達。感染成功的tsUC呈漩渦狀生長，類似于UC，形態(tài)多為梭形、多邊形或成纖維細胞形態(tài)，大小均一（圖1）。
2.2 以PA水凝膠為基礎的細胞培養(yǎng)基
通過力學試驗機的測量及篩檢，最終得到彈性模量為（0.50±0.03）kPa的PA水凝膠。按相應比例于蓋玻片上配制出該彈性模量的培養(yǎng)基。見圖2。
2.3 光鏡下細胞形態(tài)變化
各組細胞均貼于玻片生長，其中A組細胞在7 d內未發(fā)生明顯變化，B、C組細胞的胞體大致呈圓形或橢圓形，與A組的細胞相比，胞體逐漸變小，并出現(xiàn)長而纖細的胞突。見圖3。
2.4 細胞免疫熒光
B、C兩組均有β-tubulin Ⅲ表達陽性的細胞，提示分化的神經元細胞；而A組無陽性表達。見圖4。B、C組神經元總體分化率分別為11.3%和10.4%，差異無統(tǒng)計學意義（P > 0.05）。
2.5 軸突長度分析
B、C兩組細胞均有明顯突起，B和C組分化的神經元軸突平均長度分別為（262.52±36.16）μm和（229.83±33.95）μm，差異無統(tǒng)計學意義（P > 0.05）。
3 討論
細胞生物力學已逐漸成為醫(yī)學領域研究熱點。在各種內外機械因素影響下，生物學信息可通過力學信號轉導作用于人體細胞，影響細胞的生長、增殖和分化[14]。干細胞原位移植后，其周圍不同彈性基質可誘導其分化為更接近宿主組織的細胞[15-16]。Engler等[6]研究證實，在彈性模量為0.1～1.0 kPa的培養(yǎng)條件下，間充質干細胞可向神經元分化。本研究以培養(yǎng)基彈性模量這一力學特性為基礎，探討了在模擬正常腦組織彈性模量的培養(yǎng)條件下tsUC向神經元分化的水平。在培養(yǎng)基的制備方面，本研究借鑒了Engler等[6]和Pelham等[11]的方法，根據(jù)單、雙丙烯酰胺的不同混合比例，制備模擬腦組織硬度的PA水凝膠，并應用力學試驗機對其進行檢測，保證了培養(yǎng)基彈性模量的精確性，結合細胞培養(yǎng)液，制備二維培養(yǎng)基。
光鏡下可見，在彈性模量為0.5 kPa的培養(yǎng)基中，tsUC向神經樣細胞變化，胞體變小、胞突伸長，可見典型的軸突，這與相同培養(yǎng)基中UC的細胞形態(tài)變化類似，而玻片上的UC無明顯形態(tài)變化。免疫熒光結果顯示，神經元表達只在彈性模量為0.5 kPa的培養(yǎng)基中出現(xiàn)，且tsUC和UC之間無明顯差異。上述結果表明，與UC相比，tsUC在亞低溫條件下的分化能力基本不受影響，可向神經元分化。由此說明在亞低溫的作用下，tsUC的生物力學性能并未發(fā)生明顯變化。
生物力學在神經組織方面也有重要意義，正常腦組織的軟基質能夠誘導間充質干細胞向神經元分化，因此模擬腦組織能保證移植干細胞的存活率和分化率。TBI后不僅腦組織的理化性質受到破壞，而且腦細胞原本的力學微環(huán)境也發(fā)生相應改變，此時腦組織硬度明顯增大[19-20]，這便影響腦組織的原位細胞以及損傷處移植干細胞的生長和分化水平。本文以細胞生物力學為基礎，模擬腦組織彈性模量，證實了亞低溫作用下tsUC具有穩(wěn)定的生物力學性能和神經元分化能力，從生物力學角度為亞低溫聯(lián)合tsUC移植治療TBI的研究提供了重要依據(jù)，并推動該項研究向臨床應用的轉化。
摘 要： 針對當前關鍵幀運動數(shù)據(jù)捕獲方法進行人體運動建模準確度低的問題，提出基于運動生物力學的人體運動建模方法。首先進行人體運動的生物力學數(shù)據(jù)分析和插值重建；然后構建運動狀態(tài)方程進行人體運動建模關鍵數(shù)據(jù)的捕獲和特征分析；最后進行仿真實驗，結果表明，該方法提高了人體運動分析的準確率，對運動步行、跳躍、側手翻等人體運動的重構能力好，結果具有一定的合理性。
關鍵詞： 運動生物力學； 人體運動； 插值重建； 建模方法
0 引 言
人體運動是一個復雜的生物力學系統(tǒng)，對人體運動的建模分析將在指導體育運動訓練、計算機游戲開發(fā)、虛擬現(xiàn)實仿真、影視特效表演等方面都具有重要的應用價值。對人體運動的建模過程就是對人體運動力學信息進行數(shù)據(jù)分析和提取的過程，通過捕獲人體的運動生物力學數(shù)據(jù)，進行特征壓縮、信息檢索和重構，實現(xiàn)對人體運動過程的合成和編輯，達到人體運動骨骼重構的目的，研究人體運動建模方法，在指導運動康復訓練方面也有重要意義[1]。
傳統(tǒng)方法中，對人體運動建模的方法主要采用關鍵幀信息提取方法，結合運動圖像分析實現(xiàn)人體運動重構[2]。比如，采用曲線簡化方法把人體運動過程看作是一條運動軌跡曲線的關鍵特征點跟蹤過程，人體運動的骨段曲線是高維空間中的一個行為軌跡。采用分層曲線方法進行行為重建[3?4]，取得了一定的成果，但是方法需要設定關鍵幀之間的分辨閾值，在存在較大的運動特征擾動干擾下，對人體運動重建的誤差較大，人體運動建模的效果較差[5]。
針對當前人體運動建模準確度低的問題，提出基于運動生物力學的人體運動建模方法。仿真實驗結果表明，本文提高了人體運動分析的準確率，對步行、跳躍、側手翻等人體運動的重構能力好。
1 人體運動生物力學數(shù)據(jù)分析
1.1 人體運動生物力學數(shù)據(jù)的采集
常用的人體運動生物力學數(shù)據(jù)采集式有ASF/AMC （Acclaim Skeleton File/Acclaim Motion Capture data），BVH，HTR等，由于人體運動生物力學數(shù)據(jù)的非線性特性和隨機分布性[6]，本文采用ASF/AMC的文件格式進行人體運動生物力學數(shù)據(jù)的表達，采用安裝在人體上的生物傳感器和振動傳感器進行信息采集，設在[k]時刻安裝于人體上生物傳感器的運動狀態(tài)信息輸出為[ωk=[ωxωyωz]T，]采用加速度計和磁力計計算人體位姿信息的輸出為[bak=[axayaz]T，]運動姿態(tài)角輸出為[bmk=[mxmymz]T。]設參考坐標系為大地坐標系（不考慮磁偏角），則在重力矢量和地磁場矢量的作用下，在人體的生物運動高維空間中，通過精確的姿態(tài)估計，得到人體運動的力學測量數(shù)據(jù)分別為[ra=[00-g]T，][rm=][[hcosα0-hsinα]T，]其中[g]為重力加速度絕對值，[h]和[α]分別為傳感器數(shù)據(jù)隨著地磁傾角的隨動誤差。
當人體在做步行、跳躍、側手翻等運動時，得到一個封閉人體運動生物力學的空間運動方程組為：
式中：[θ]為人體運動的跳躍傾角；[?]為人體在做跑步運動時的俯仰前傾角；[α]為人體在側手翻運動中的垂直偏移；[x，][y]為人體運動中姿態(tài)的水平和垂直位置；[ωx，][ωy]為非加速運動狀態(tài)時在坐標系[Ox1，][Oy1]軸的力矩；[δz]為任意姿態(tài)時的身體偏角；[e1]為縱向運動的控制誤差；[m]為人體的質量；[X，Y]為人體在跑步運動和跳躍運動中的空氣阻力、升力、側向力；[Mz]為俯仰力矩；[Jz]為人體運動中隨著坐標系變換的轉動慣量；[Jxy]為人體運動空間模型對速度坐標系[Oz1]的轉動慣量。
通過上述構建的人體運動空間分布特征方程，進行人體運動生物力學數(shù)據(jù)捕獲，得到步行、跳躍、側手翻運動下的生物力學數(shù)據(jù)捕獲特征方程描述為：
步行：
通過以上原理，進行人體運動生物力學數(shù)據(jù)的采集和特征分析。
1.2 人體運動的插值重建
根據(jù)上述人體運動方程和數(shù)據(jù)捕獲結果，進行人體運動的插值重建，得到全局搜索下人體運動的生物力學數(shù)據(jù)觀測方程：
式中：[k]為采樣時刻；[qk]為[k]時刻人體運動捕獲數(shù)據(jù)在載體坐標系中的姿態(tài)分解四元數(shù)；[Φk]為姿態(tài)轉換陣，通過[ωk]計算出兩個相鄰關鍵幀的運動數(shù)據(jù)；[Hk+1]為觀測陣，通過[k]時刻得到體運動狀態(tài)空間的遞歸值[bak+1]和[ra]或者[bmk+1]和[rm]；[εk]和[δbxk+1]分別為人體運動建模過程中的觀測擾動；[Ξk]為擾動系數(shù)矩陣，通過原始運動序列和重構運動方程得到牛頓力學系數(shù)[qk]。
在人體運動狀態(tài)方程重構中，采用姿態(tài)解算方法得到非線性運動姿態(tài)數(shù)據(jù)的表達方程：
為保證觀測方程線性，通過二次濾波得到人體運動生物力學的捕獲數(shù)據(jù)[bak+1]和[bmk+1，]由QUEST算法或者高斯牛頓迭代算法計算得出。讀取穿戴在人體身上的傳感器數(shù)據(jù)進行誤差分析，通過插值重建方法[7?8]，在觀測空間中得到人體運動特征信息的卡爾曼方程：
若人體的姿態(tài)變換過程中力學分解具有非線性，采用四階龍格庫塔法求解人體姿態(tài)變換的力學分解過程為[qi（t1）=[w1，x1，][y1，z1]，][qi（t2）=[w2，x2，][y2，z2]]，上述分解過程表示為兩個單位四元數(shù)，[θ]為采樣骨骼點的夾角，表示為：
球面線性插值輸出的姿態(tài)變換信息能合理反應人體運動的生物力學信息，由此實現(xiàn)人體運動建模力學重構。
2.2 人體運動建模實現(xiàn)及質量評價
用重建誤差表示人體運動建模的約束指標。重建誤差為原始運動序列和重構運動序列的平均運動力學矢量度量。利用加速度計和磁力計計算含有[n]幀數(shù)據(jù)的原始運動片段[om，]以[om]的骨骼生物力學作為采樣點，采用運動數(shù)據(jù)插值擬合方法重建得到重建運動片段[rm。]考慮各肢體部位的速率之差，設[om，][rm]分別為原始運動序列和重構運動序列，其關節(jié)作用力矩的序列長度均為[n，]得到人體力學重構誤差定義為[9?10]：
式中：[Dp（om，rm）]描述人體運動過程中相對于世界坐標系的姿勢位置誤差；[Dv（om，rm）]表示關節(jié)速率之差；[u]為更新的步長。
根據(jù)前期的試驗可知，關節(jié)速率之差所占比例很小，所以本文設為1，由此得到人體運動建模的重構生物力學方程為：
3 實驗結果與分析
將加速度計、振動傳感器和力學傳感器佩戴在人體上進行原始的生物力學采集，采用步行運動、跳躍運動和側手翻運動三種運動行為方式進行人體運動建模分析，當?shù)氐卮艌鰪姸葹閇h=0.45 gauss，]最大迭代次數(shù)設置為5 000。將分層曲線擬合方法、幀序列重構法、遺傳算法和本文方法進行對比，進行人體運動建模，得到的結果如圖1～圖3所示。
由圖1～圖3得知，采用本文方法進行運動建模，能比較好地重構原始運動，本文方法能準確提取出邊界幀，使得原始運動和重構運動差別較小。
不同方法進行人體運動建模的重建誤差曲線如圖4所示。分析得出，本文進行人體運動建模的重建`差遠遠低于傳統(tǒng)方法，得到最優(yōu)重建誤差，表明本文方法進行人體運動建模具有合理性。
4 結 語
通過捕獲人體的運動生物力學數(shù)據(jù)，進行特征壓縮、信息檢索和重構，實現(xiàn)對人體運動過程的合成和編輯，達到人體運動重構的目的。本文提出基于運動生物力學的人體運動建模方法，仿真實驗的結果表明，本文方法提高了人體運動分析的準確率，可以對各種運動進行有效識別，具有廣泛的應用前景。
摘 要：研究|干采用不同負重方式時人體行走的步態(tài)特征，探討軀干不同負重方式對步態(tài)的影響，為日常行走的負重方式的選擇或仿生機器人的設計提供參考。選用10名普通男性大學生為受試者，佩戴特制負重架，分別進行軀干基礎負重、軀干前負重和軀干后負重3種狀態(tài)下的行走，采用Kistler三維測力臺、Motion紅外高速運動捕捉系統(tǒng)同步采集運動學、動力學數(shù)據(jù)。結果顯示，在行走過程中與后負重相比，前負重顯著增加了步寬、重心的水平擺動幅度、踝最大背屈角度、最大伸髖角度、最大伸髖力矩、髖正功、最大伸膝力矩、膝負功，顯著減小了步長、軀干前后傾幅度、踝最大跖屈力矩。結論認為，人體前負重行走時，具有更小的步長和更大的步寬，會造成更多的能量消耗；軀干的向后傾斜，腰背部肌肉更容易疲勞，長此以往，更容易造成下腰痛的發(fā)生；同時，大腿肌肉用力增大，消耗更多的能量，長時間行走，大腿肌肉會更快疲勞；在設計前負重兩足步行機器人時也應適當調整相應參數(shù)，增大驅動力，滿足更多能量消耗。
關 鍵 詞：運動生物力學；負重方式；步行；軀干
負重行走往往發(fā)生在人們的日常生活中，如上班、上學、登山、野外拓展、物品搬運、軍人行軍等。而負重行走時有負重物作用于人體，身體和重物的總質心必然會發(fā)生改變，從而人體會做出一系列的身體姿勢調整，來保持身體的平衡及穩(wěn)定[1]。長期負重行走，易導致足底損傷、應力性骨折、下肢關節(jié)疼痛和腰背肌肉損傷等[2-4]。對不同負重方式步態(tài)變化研究，可以更深入認識脊柱的穩(wěn)定控制機理以及下肢關節(jié)的力學行為，進而減少損傷[4-7]。
現(xiàn)在，很多搭地鐵、公交車的人，為了安全，會把雙肩背包反過來背，放在胸前，相當于軀干前負重，而長期胸前負重是否會對身體有所影響呢？近年，兩足步行機器人大量涌現(xiàn)，模仿人類對平衡穩(wěn)定性的控制，機器人完成行走、站立等各種動作，均需要身體各部分的復雜配合；機器人在完成負重行走時，軀干和下肢的驅動模式也是不同的，比如胸前搬運重物行走、背負飛行器行走，而對人體負重行走的運動學和動力學分析，對于兩足步行機器人的設計具有重要意義。
目前，國內外關于人體負重行走的生物力學研究還多集中于背部負重行走，有關軀干前負重行走步態(tài)的研究較少。軀干前負重步行方式，為保持行走的平衡和穩(wěn)定，其步態(tài)必然會做出相應調整。本研究旨在對軀干前、后負重方式下的步態(tài)特征進行生物力學分析，用可靠的運動學、動力學參數(shù)來評價兩種負重方式，一方面可以為仿生機器人的設計和控制提供依據(jù)，另一方面也對日常背包方式的選擇、登山拓展負重方式以及軍隊負重行軍等方面具有重要意義。
1 研究方法
1.1 受試者
10名普通男性大學生年齡：（22.8±1.9）歲；身高：（174.1±3.1）cm；體質量：（67.1±6.2）kg，均習慣穿歐碼42的鞋，實驗前24 h內未進行劇烈活動，且無神經系統(tǒng)和運動系統(tǒng)疾病。
1.2 數(shù)據(jù)采集與處理
本研究通過特制的負重架來改變負重方式（見圖1）。負重架自重9.5 kg，前部扶手部位可固定受試者上臂運動，前后可固定杠鈴片以制造負重效果同時改變前、后負重方式。受試者分別完成基礎負重（僅佩戴負重架）、前負重（在負重架前方固定10 kg杠鈴片）和后負重（在負重架后方固定10 kg杠鈴片）3種方式行走。
采用8鏡頭紅外高速運動捕捉系統(tǒng)（Motion Analysis Raptor-4，USA，200 Hz）與三維測力臺（Kistler 9281CA，Switzerland，1 000 Hz）同步采集步行中的\動學、動力學數(shù)據(jù)。受試者身上共貼29個反光標志點（頭頂點、頭前和后點、右側肩胛下角、第4、5腰椎之間、兩側肩峰、兩側肱骨外上髁、兩側尺骨莖突和橈骨莖突中點、兩側大腿前側中部、兩側股骨外上髁、兩側股骨內上髁、兩側脛骨粗隆、兩側內踝、兩側外踝、兩側足尖和足跟）。
測試時，受試者佩戴負重架，雙手約束在前部扶手上，距離測力臺約10 m，聽到口令后受試者在規(guī)定速度下（（1.5±0.2）m/s）自然走過測試區(qū)域（見圖2），通過便攜式測速系統(tǒng)（Newtest Powertimer，F(xiàn)inland）監(jiān)控速度，兩個測速儀紅外發(fā)射裝置置于測力臺一側，二者間距3 m。在規(guī)定速度下，受試者以正常步態(tài)、無任何步伐調整并以左腳著在臺面上視為一次有效測試，按隨機順序完成3種負重方式下的測試，每種方式下采集3次有效數(shù)據(jù)。
采集的所有標志點三維坐標采用Butterworth低通濾波法進行平滑，截斷頻率10 Hz。數(shù)據(jù)用Cortex2.1.0.1103以及Microsoft Office Excel 2007、MATLAB R2009a等軟件進行計算處理。根據(jù)標志點坐標建立人體環(huán)節(jié)坐標系[8]，其中膝關節(jié)轉動中心為股骨內外上髁中點，踝關節(jié)轉動中心為內外踝的中點，髖關節(jié)轉動中心根據(jù)Bell等[9]的研究計算獲得。采用歐拉角的方法計算髖、膝、踝的三維角度，采用逆動力學的方法[10]計算關節(jié)的三維凈力矩，其中人體慣性參數(shù)采用DeLeva[11]修正后的Zatsiorsky-Seluyanovs人體慣性參數(shù)。關節(jié)功率為關節(jié)凈力矩與關節(jié)角速度的乘積，采用梯形法計算關節(jié)功率對時間積分獲得關節(jié)功。對于下肢關節(jié)運動學、動力學參數(shù)，本研究僅分析人體矢狀面數(shù)據(jù)，對下肢動力學參數(shù)除以體重進行標準化處理，并對各指標按一個步態(tài)周期（左足跟著地到左足跟再次著地）進行標準化處理。
組間參數(shù)采用單因素重復測量方差分析進行比較，后續(xù)采用LSD檢驗方法，以P
2 研究結果
2.1 時空參數(shù)
前負重行走步長顯著小于后負重行走（P
2.2 重心運動特征
前負重行走時重心水平擺動幅度顯著大于后負重行走（P
2.3 軀干運動特征
前負重行走時軀干前后傾幅度顯著小于后負重行走（P0.05），后負重行走時軀干的前后傾幅度顯著大于基礎負重行走（P
2.4 下肢運動學、動力學參數(shù)
1）前負重、后負重與基礎負重行走時踝關節(jié)在矢狀面的運動學、動力學參數(shù)檢測結果（見表4）表明，與后負重相比，前負重行走時，角度最小值（踝最大跖屈角度）顯著減?。≒
不同負重狀態(tài)行走時踝關節(jié)在一個步態(tài)周期內的矢狀面角度、力矩、功率變化曲線如圖3所示。
力矩、功率（n=10人） 2）前負重、后負重與基礎負重行走時膝關節(jié)在矢狀面的運動學、動力學參數(shù)結果（見表5）表明，與后負重相比，前負重行走時，角度最大值（膝最大屈角）顯著增大（P
不同負重狀態(tài)行走時膝關節(jié)在一個步態(tài)周期內的矢狀面角度、力矩、功率變化曲線如圖4所示。
力矩、功率（n=10人） 3）前負重、后負重與基礎負重行走時髖關節(jié)在矢狀面的運動學、動力學參數(shù)結果（表6）表明，與后負重相比，前負重行走時，角度最大值（最大屈髖角度）顯著減?。≒
不同負重狀態(tài)行走時髖關節(jié)在一個步態(tài)周期內的矢狀面角度、力矩、功率變化曲如圖5所示。
3 討論
1）在本實驗中，前負重行走時，步長顯著減小，步寬顯著增大，步寬相比后負重行走與基礎負重行走分別增加了28.69%、32.50%，因為本研究控制了步速，受試者為了保持固定的行走速度，通過步長的減小和步寬的增大來提高行走的穩(wěn)定性，而后負重行走與基礎負重行走在步長和步寬上差異沒有顯著性，說明后負重行走所帶來的人體失穩(wěn)的效應不如前負重強。
Donelan[12]認為，更大步態(tài)參數(shù)的變化會導致更多的能量消耗，例如減小32%步寬變化率，將會減小5.7%的能量消耗，分析其原因，步寬變化率的增大會增大每一步之間的轉換所需要的能量，而積極的穩(wěn)定需要適度的代謝成本。因此本實驗中，前負重行走時，更大的步寬意味著有更大的能量消耗。有文獻指出，步寬會隨著負重的增加而增加，以加強行走的穩(wěn)定性，這與本實驗的研究結果相同。Menz[13]認為增大步寬可以避免將身體的線性動量轉化為角動量影響軀干的穩(wěn)定性，保持平衡。因此在設計前負重機器人的時候，適當減小步長，增大步寬，可以提高步態(tài)的穩(wěn)定性，同時應加大驅動力，滿足更多的能量消耗。Attwells等[14]通過實驗證實，較高的載荷會使步長減小，這與本研究結果基本相同，前負重行走時步長顯著小于基礎負重行走，后負重行走步長小于基礎負重行走，但不顯著，推測當后負重重量增加，差異就會更加明顯。也有學者認為負重對于步長的影響較小[15-16]，這可能與本實驗對步速進行了控制有關。
前負重和后負重行走時支撐相百分比均大于基礎負重行走，表明負重這一干擾因素會造成支撐期的增長和擺動期降低，這與Charteris[17]的研究結果相同。這是因為人體在負重過程中隨著負重的增加，勢必會利用更多的支撐相來維持穩(wěn)定，而減小擺動期，由于擺動期的比例降低，擺動腿加速擺動著地，勢必會造成步長的減小，這些變化使人體加快形成一個動態(tài)平衡體系。前負重和后負重的支撐相百分比沒有差異，說明這兩種負重狀態(tài)并不會造成支撐相和擺動相的改變。提示在機器人仿真研發(fā)中，負重增加時，應該相應延長支撐相，而前負重和后負重時，不用改變機器人的支撐相和擺動相。
2）在本實驗中，前負重行走會增大重心在水平面內左右方向的偏移，而后負重行走減小重心在水平面內左右方向的偏移，表明前負重行走時身體重心更趨于不穩(wěn)，而在后負重行走時具有更強的穩(wěn)定控制能力。分析其原因，可能是由于前負重行走時，軀干的旋轉幅度增大，從而造成了重心左右擺動增大，也可能是由于下肢各關節(jié)的角度、力矩發(fā)生改變，致使重心產生波動，還可能與下肢各關節(jié)額狀面和冠狀面的運動學、動力學參數(shù)的改變有關。
3）在本實驗中，軀干的不同負重方式造成了完全不同的軀干運動特征，前負重時，身體和負重物的總質心會向前方偏移，因此軀干通過后傾調整總質心位置，保持穩(wěn)定，在本實驗中，前負重時軀干始終處于后伸位；而后負重相反。前負重行走時軀干的前后傾幅度顯著小于后負重，與基礎負重行走相比沒有差異，而后負重行走時軀干前后傾幅度顯著大于基礎負重行走。
Kinoshita[15]就不同負重方式對行走步態(tài)的影響研究發(fā)現(xiàn)，背部背包造成軀干更大的前傾，而軀干前后均勻負重可以大大減小不必要的前傾，并且更接近于正常行走，而本研究中前負重行走時軀干的前后傾幅度顯著小于后負重，更接近于基礎負重的行走，而后負重行走時軀干的前后傾幅度顯著大于基礎負重行走，這一結果，與Kinoshita就不同負重方式對行走步態(tài)的影響的研究結果一致。從解剖學的角度來分析，軀干后伸的能力本身就小于軀干前屈的能力，而前負重軀干又處于后伸位，因此相比后負重，軀干前后傾幅度會減小；另一方面，前負重時，軀干處于后伸位，此時軀干周圍肌肉收縮力更強，放電更多，具有更好地穩(wěn)定控制能力，但長時間的話，軀干的肌肉更容易疲勞。
Zetterberg等[18]研究證明，軀干試圖前屈時主要是腹側肌活動較強，背側肌活動較弱；試圖后伸時背側豎脊肌活動最大，腹側肌也表現(xiàn)出一定的活動。范帥等[19]研究發(fā)現(xiàn)外部負荷大小、位置不同時，軀干的神經肌肉控制也會不同，負荷在身體前方時，腰背肌為主要做功肌，而負荷在身體后方時，腰背肌和腹肌的貢獻比率接近相等。因此，在前負重時，腰背肌為主要做功肌，更容易疲勞。本研究在前負重時，身體是處于后伸位的，黃強民等[4]研究軀干在不同位置下負重時的肌電活臃⑾鄭外部負重物的位置對軀干穩(wěn)定性影響較大，尤其在身體后伸位時，負重增加，腰部閃動次數(shù)增多，更容易造成下腰痛的發(fā)生。
前負重時，軀干會有更大的后傾角度，而后負重時軀干會有更大的前傾角度，軀干角度的相應調整的目的，均是使其重心更加靠近支撐面中心，提高步態(tài)穩(wěn)定性，同時也可減小外部負重物的偏心力矩的作用。這也說明軀干的前傾和后傾對于保持步態(tài)穩(wěn)定性具有重要意義。這也提醒我們，當機器人在進行前負重或者后負重的行走時，需要軀干的運動特征進行相應的調整。
4）在本實驗中，前負重和后負重兩種行走模式之間比較下肢各個關節(jié)角度、力矩后發(fā)現(xiàn)，在支撐末期，外部力矩使踝關節(jié)背屈逐漸增大，因此踝關節(jié)內部產生逐漸增大的跖屈力矩與之對抗，此時踝關節(jié)的跖屈力矩與踝關節(jié)的跖屈肌結構的被動拉長有關，而前負重行走時，踝關節(jié)最大背屈角度顯著增大，最大跖屈力矩均顯著減小，說明踝關節(jié)周圍肌群收縮減弱。髖關節(jié)最大屈曲角度發(fā)生在擺動末期，隨后腳跟著地，髖關節(jié)產生伸肌力矩拉動身體質心向前，此時髖關節(jié)的伸肌力矩與髖關節(jié)伸肌的向心收縮有關，而前負重行走造成髖關節(jié)最大屈曲角度顯著減小、最大伸髖力矩顯著增大，說明伸髖肌群收縮加強。
關節(jié)凈力矩是與肌肉作用效果等效，肌力矩所做的功將影響系統(tǒng)的機械能，當關節(jié)凈力矩與關節(jié)角速度方向相同時關節(jié)功率為正值，肌肉向心收縮做正功，意味著能量被肌肉產生出來并向肢體傳遞；當關節(jié)凈力矩與關節(jié)角速度方向相反時關節(jié)功率為負值，肌肉離心收縮做負功，這時外力對肌肉所做的功為總功，意味著能量由肢體環(huán)節(jié)流向肌肉，被肌肉吸收。行走時負功主要使肢體在抵抗重力時吸收能量，正功使人體向前運動，不管是正功還是負功，肌肉收縮都要消耗能量。在支撐相的初期即足觸地的緩沖階段，外部力矩要讓膝關節(jié)屈曲的時候，膝關節(jié)內部產生一個很大的伸膝力矩，與關節(jié)角速度方向相反，膝關節(jié)周圍肌肉做負功吸收能量，前負重行走時的伸膝力矩最大值以及膝關節(jié)負功顯著大于后負重行走，這可能造成膝關節(jié)承受更大的沖擊力，膝關節(jié)損傷風險增大，同時伸膝肌群離心收縮更大，吸收更多能量，更容易疲勞。而在離地蹬伸階段，力是通過下肢各關節(jié)肌肉收縮釋放，肌肉做正功，其中髖關節(jié)做正功最多，釋放能量最多，貢獻最大。而前負重造成髖關節(jié)做正功顯著大于后負重行走，伸髖肌群收縮更大、用力更多，可能造成髖關節(jié)蹬伸肌群更容易疲勞。因此在設計前負重機器人的時候，應加大下肢的驅動力，滿足更多的能耗。
在設計前負重的機器人或者進行機器人前負重的時候，應該適當減小步長，增加步寬，軀干適當向后傾斜，從而增加穩(wěn)定性，同時應加大下肢的驅動力，滿足更多的能量消耗。對比軀干前、后負重的步態(tài)，人體前負重行走時，具有更大的步寬，會造成更多的能量消耗；而軀干的向后傾斜，長時間下去，腰背部肌肉更容易疲勞，更容易造成下腰痛的發(fā)生；同時，大腿肌肉用力增大，消耗更多的能量，長時間行走，大腿肌肉會更快疲勞。因此，建議日常生活中負重盡量選擇在背部。
