李旭鴻，郝衛(wèi)亞，于佳彬，吳成亮

1 前言

在眾多體育活動中，不管是單腳反復(fù)落地的跑跳項目，還是雙腳同時落地的體操項目都存在落地沖擊。人體通常依靠關(guān)節(jié)屈曲過程中肌肉的主動收縮和骨骼的變形來抵抗、衰減承受的沖擊負(fù)荷［23］。與其他項目相比，體操運動員不能利用運動鞋的緩沖性能來抵抗較高的沖擊負(fù)荷和提高落地穩(wěn)定性，而且，體操的評分規(guī)則（Code of Point）指出，在落地過程中失衡、下肢關(guān)節(jié)彎曲等都會造成一定程度的扣分。因此，在實際的比賽中，體操運動員若想取得好成績就要增加空中動作的翻騰／轉(zhuǎn)體，勢必要求增加落地高度來完成［29］，地面反作用力（ground reaction force，簡稱GRF）通常隨著落地高度的增加而增大［15］，而較大的沖擊力和較高的負(fù)載率（loading rate）有時會超過人體肌肉骨骼系統(tǒng)承載的生理極限，增加了下肢損傷的發(fā)生率［24］。所以，一些研究指出，在體操項目中高達(dá)82%的損傷都是急性的，且大多都發(fā)生在下肢［8］。其主要原因是沖擊力的負(fù)荷超過人體肌肉骨骼系統(tǒng)的承載范圍、錯誤的落地技術(shù)和落地墊的力學(xué)特性等生物力學(xué)因素［17－19］。

雖然落地前體操運動員通過肌肉的預(yù)激活來調(diào)整姿勢準(zhǔn)備落地，但沖擊階段（impact phase）短而倉促，人體肌肉骨骼系統(tǒng)很難做出相應(yīng)調(diào)整，因此，沖擊力的負(fù)荷很容易超過肌肉骨骼的承載范圍而造成下肢損傷，其中，下肢的慢性損傷（overuse injuries）是落地過程中反復(fù)承受較大的減速負(fù)荷造成的，如軟骨病變［31］，而急性損傷如韌帶的撕裂［21－22］、骨折［10］是由于下肢關(guān)節(jié)在同時承受較大的沖擊力和減速負(fù)荷引起的。另外一些研究［16，30，32］還指出，人 體通常會采取較大的關(guān)節(jié)屈曲（落地策略）來抵抗落地表面剛度的增加，但隨著落地表面剛度的增加，膝關(guān)節(jié)的負(fù)荷就會增大，認(rèn)為這種負(fù)荷的增加或許就是造成下肢損傷的緣由。然而，McNitt－Gary等（1993）又指出［15］，不管落地表面的順從性（compliance surface）如何，體操運動員都會采取加大膝關(guān)節(jié)的彎曲程度來緩沖沖擊力，而體操的評分規(guī)則或許潛在地鼓勵運動員采取較少關(guān)節(jié)彎曲的落地技術(shù)／策略來獲取高分，也進一步增加下肢損傷的可能性。

落地墊是人體與地面接觸的惟一介質(zhì)，因此，落地墊的力學(xué)特性在沖擊過程中扮演著重要角色。雖然，落地墊的力學(xué)特性已經(jīng)被認(rèn)為是有效耗散（dissipation）落地沖擊力的關(guān)鍵因素，但伴隨著落地沖擊出現(xiàn)的關(guān)節(jié)損傷高發(fā)率［13］和錯誤的落地技術(shù)［12］都表明，體操運動員很難同時保證既能安全落地又能有完美的表現(xiàn)。國際體操聯(lián)合會（International Gymnastics Federation，簡稱 FIG）嘗試通過標(biāo)準(zhǔn)化測試來量化落地墊的力學(xué)特性，希望藉此來避免下肢的運動損傷，然而，測試標(biāo)準(zhǔn)的主要目的是為了滿足比賽的統(tǒng)一要求，而非真正為了適應(yīng)人體肌肉骨骼系統(tǒng)的需要［18］，也沒有針對不同（剛度和阻尼系數(shù)）的落地表面進行評估。另外，標(biāo)準(zhǔn)化測試采取剛體模型的落地沖擊而非人體試驗，因此，無法給出令人信服的結(jié)果。同時，Marshall等（2007）建議［13］，應(yīng)該鼓勵器材制造商去重新評估和設(shè)計落地墊，希望吸收和耗散更多的沖擊負(fù)荷來避免下肢的損傷發(fā)生。所以，對落地墊力學(xué)特性的計算機仿真，不僅可以加深對緩沖減震的認(rèn)識，還可以為更安全、有效的體操落地墊的研發(fā)提供理論支持。由于無法明確指出多少的在體（in vivo）肌肉骨骼負(fù)荷就會造成損傷，因此，只能是一般損傷風(fēng)險的評估而非損傷的可能性［18－20］。本研究目的就是構(gòu)建出個性化的人體模型和落地墊，并證明模型的有效性，再進一步探討改變體操跳馬落地墊力學(xué)參數(shù)對下肢載荷的影響，為下肢損傷的預(yù)防提供參考依據(jù)。

2 研究方法

2.1 人體模型的創(chuàng)建與有效性驗證

LifeMod是美國BRG公司在機械動力學(xué)仿真分析軟件MSC ADAMS的平臺上進行二次研發(fā)的模塊或插件，主要用于人體運動的模擬仿真。首先，輸入受試對象的性別、年齡、身高和體重等參數(shù)，在人體模型數(shù)據(jù)庫Gebod（Generator of Body Data）的基礎(chǔ)上，根據(jù)回歸方程得到環(huán)節(jié)長度和圍度及人體慣性參數(shù)，創(chuàng)建19個環(huán)節(jié)的人體模型［2］；其次，利用不同自由度的關(guān)節(jié)鉸鏈把各個環(huán)節(jié)連接在一起，其中，環(huán)節(jié)間共有44個自由度，外加6個空間坐標(biāo)，因此，本研究的人體模型共有50個自由度。最后，編寫基于Python腳本語言的接口插件，把人體運動的三維運動學(xué)參數(shù)轉(zhuǎn)換成人體運動仿真軟件Lifemod識別的SLF文件，繼而對人體模型的關(guān)節(jié)中心與實際運動捕捉的關(guān)節(jié)點進行匹配，完成人體模型的建立［2，3］。

為了驗證模型的可靠性和有效性，1名男性受試者（24歲，170cm，70kg）完成3次有效的落地（Landing）實驗，其中高度為40cm。受試者首先穿鞋進行準(zhǔn)備活動，熟練后赤腳（barefoot）完成實驗且無向上和向前的跳躍動作。利用紅外高速運動捕捉系統(tǒng) Motion analysis（美國，MAC公司）和8臺紅外攝像頭，以及2臺高速攝像機（SONY HVR－V1C）同步采集受試者的運動過程，兩者的采樣頻率均為200Hz。三維測力臺（KISTLER－9287B，瑞士）置于20cm厚度的墊子下面記錄人體落地沖擊的GRF，其采樣頻率為1 000Hz。解析后的運動學(xué)參數(shù)轉(zhuǎn)換到人體運動仿真軟件LifeMod中，利用上述的方法建立人體模型，通過仿真獲得人體接觸落地墊的過程中兩種攝像裝置（Vicon和高速攝像機）的垂直GRF，并與三維測力臺的垂直GRF相比較，通過復(fù)相關(guān)系數(shù)（Coefficient of Multiple Correlation，CMC）作為評價指標(biāo)對各垂直GRF曲線之間的相似程度進行描述，復(fù)相關(guān)系數(shù)（公式1）定義為［11］：

其中，m是曲線的條數(shù)，n是每條曲線中含有數(shù)據(jù)的個數(shù)，xij是第i條曲線的第j個數(shù)據(jù)是m條曲線的第j個數(shù)據(jù)的平均值是m條曲線n個數(shù)據(jù)的總體均值。

2.2 實際比賽中跳馬運動員三維運動學(xué)參數(shù)的獲取

人體模型的有效性得到驗證之后，通過2臺高速攝像機（CASIO EX－F1），其拍攝頻 率為300Hz，快門速度 為1／320，標(biāo)定框架是三維PEAK（25個標(biāo)志點），對女子優(yōu)秀跳馬運動員完成塚原后直轉(zhuǎn)體720°的三維運動學(xué)采集（2011年全國體操錦標(biāo)賽女子跳馬決賽）。該運動員身高、體重分別為1.38m和31kg。利用SIMI Motion三維運動分析系統(tǒng)（德國，SIMI公司）進行數(shù)字化解析，對原始數(shù)據(jù)通過二階Butterworth低通濾波進行過濾（10Hz），最終得到優(yōu)秀女子跳馬運動員落地過程的運動學(xué)參數(shù)。

2.3 落地墊力學(xué)參數(shù)的簡易優(yōu)化

根據(jù)體操器械國家標(biāo)準(zhǔn)（GB／T 23124－2008）創(chuàng)建體操跳馬的落地墊（長8m×寬3m×高0.2m），同時，其參數(shù)還須符合國際體聯(lián)（FIG）規(guī)定的力學(xué)特性范圍之內(nèi)［17，25－26］。 采 用 簡 易 的 優(yōu) 化 算 法［18］來 尋 找 落 地 墊 的 力 學(xué)參數(shù)，其方法是通過解析得到受試者在落地過程中的地面反作用力、關(guān)節(jié)角度，并分別與仿真得到落地過程的地面反作用力和關(guān)節(jié)角度進行均方根差（Root－Mean－Square Differences）如公式2所示，公式3當(dāng)出現(xiàn)最小值時，就表示該狀態(tài)下的落地墊力學(xué)參數(shù)是最合適的。

其中，x和y分別表示實驗值和仿真值，Δδ表示兩者的均方根差；ΔHGRF和ΔVGRF分別為水平、垂直方向上GRF的均方根差，Δαi分別為肩、踝、膝和髖關(guān)節(jié)角度的均方根差。

2.4 仿真流程及敏感性分析

首先，獲取人體運動的運動學(xué)參數(shù)，轉(zhuǎn)換成人體運動仿真軟件LifeMod識別的SLF文件，結(jié)合人體形態(tài)測量學(xué)參數(shù)建立19個環(huán)節(jié)的人體模型；任意2個環(huán)節(jié)之間由不同自由度的關(guān)節(jié)鏈接在一起；調(diào)整人體模型的空間位置與姿勢，使之更接近實際運動的初始狀態(tài)；然后，進行平衡分析，之前進行的人體模型姿勢與位置的調(diào)整就顯得尤為重要，其目的就是對人體模型的關(guān)節(jié)中心與實際運動的關(guān)節(jié)點進行匹配，按照人體運動的軌跡來驅(qū)動人體模型；創(chuàng)建體操落地墊，并與人體模型接觸；通過逆向動力學(xué)完成人體模型與落地墊兩者之間的相互接觸，并記錄了人體的運動軌跡及各關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)力與力矩；最后，進行正向動力學(xué)，在關(guān)節(jié)力與力矩的驅(qū)動下，完成人體落地的仿真過程（圖1）。

圖1 計算機仿真流程示意圖Figure 1 Flow Diagram of Computer Simulation

完成體操運動員最接近實際落地過程的仿真研究之后，進行敏感性分析，主要通過改變落地墊的結(jié)構(gòu)特性（在創(chuàng)建落地墊時修改賦予落地墊的剛度與阻尼系數(shù)），尋找落地墊力學(xué)參數(shù)的改變對跳馬運動員落地過程下肢關(guān)節(jié)負(fù)荷的影響。當(dāng)然，跳馬運動員的落地技術(shù)要保證是在國際體操聯(lián)合會的允許范圍之內(nèi)，同時人體在運動過程中受到其運動軌跡的約束。

3 結(jié)果

本研究通過高速攝像、Motion analysis高速紅外捕捉兩種采集系統(tǒng)和三維測力臺對人體模型構(gòu)建的有效性進行驗證。首先，發(fā)現(xiàn)兩種攝像方式都能較好地仿真出人體的實際落地沖擊，兩者仿真的垂直地面反作用力與三維測力臺之間的曲線相似度分別為0.906和0.964（圖2）；其次，本研究團隊［3］在模型的驗證上還發(fā)現(xiàn)3次40cm落地實驗的Motion仿真與測力臺兩者的GRF峰值平均相差115.9N，占測力臺GRF峰值的3.8%，到達(dá)GRF峰值的時間平均相差3ms；而高速攝像進行的仿真與測力臺平均相差59N，占測力臺GRF峰值的2.0%，到達(dá)GRF峰值的時間驚人的吻合。利用高速攝像采集的運動學(xué)參數(shù)進行仿真，其結(jié)果優(yōu)于紅外捕捉系統(tǒng)。筆者認(rèn)為，主要原因是落地的動作簡單而人工解析精度并不低，初始位置的調(diào)整與實際情況比較吻合?？偠灾?，無論利用紅外高速運動捕捉系統(tǒng)，還是高速攝像機，精確解析人體關(guān)節(jié)點的三維運動軌跡，并分析各種形式的人體動作過程中不同關(guān)節(jié)的運動特點，建立相應(yīng)的剛體系統(tǒng)力學(xué)模型，并進行數(shù)學(xué)方程求解是切實可行的［1］，進而表明本研究人體模型的建立是合理、可信的。

整個跳馬落地的仿真時間約為120ms，主要從足尖接觸落地墊（0%）到足尖回彈到落地墊表面（100%）。很顯然，落地沖擊過程分為沖擊和平衡兩個階段（圖3a）。沖擊階段垂直 GRF峰值約為3 463N，即11.40BW（body weight），到達(dá)峰值的時間為21ms，其平均負(fù)載率（average loading rates）為164.94N／ms，整個沖擊過程維持78ms左右。而平衡穩(wěn)定階段的平均垂直GRF約為0.91BW，時間較長，由于本研究著重關(guān)注沖擊階段的內(nèi)外負(fù)荷變化情況，所以，平衡階段的時間選擇較少。水平方向的GRF首先阻止身體重心向前加速運動，直至18ms左右水平速度降為零，其水平GRF峰值約為－1115N（－3.71BW；圖3a）。

圖2 從高度為40cm的落地過程實驗與仿真的垂直地面反作用力曲線圖Figure 2. Experimental and Simulated Vertical GRF from 40cm Height during Landing

圖3 仿真得到地面反作用力和下肢各關(guān)節(jié)的反作用力曲線圖Figure 3. Simulated GRF and Joint Reaction Forces at the Lower Extremity

由于人體下肢的肌肉骨骼系統(tǒng)具有緩沖減震的功能，所以，踝、膝和髖關(guān)節(jié)分別延遲15ms、17ms和19ms到達(dá)沖擊力峰值，沖擊階段下肢各關(guān)節(jié)反作用力的平均值分別為8.75BW、7.81BW 和5.30BW。下肢落地沖擊之前（0%之前的部分），各關(guān)節(jié)由于自身重力的緣故處于牽拉狀態(tài)，同時，髖關(guān)節(jié)主動屈曲延遲和緩解了沖擊負(fù)荷（圖3b）。

本研究著重分析落地墊力學(xué)性能的改變對下肢關(guān)節(jié)負(fù)荷的影響，因此，在力矩方面的研究僅以右腿為例進行說明。落地沖擊過程中，右腿的膝關(guān)節(jié)伸肌力矩在矢狀面（sagittal plane）內(nèi)較大，其峰力矩為231.07Nm，其次為髖關(guān)節(jié)，最小的是踝關(guān)節(jié)跖屈肌群，峰力矩為69.24Nm（圖4a）。同樣，髖關(guān)節(jié)的外展力矩在額狀面（frontal plane）內(nèi)較大，峰力矩為－219.78Nm，其次為膝關(guān)節(jié)的內(nèi)收肌，而踝關(guān)節(jié)的內(nèi)翻肌群力矩較?。▓D4b）。

圖4 下肢關(guān)節(jié)（右腿）在矢狀面（左）和額狀面（右）內(nèi)受到的關(guān)節(jié)力矩曲線圖Figure 4. Joint Torque at the Lower Extremity（Right leg）in Sagittal Plane（Left）and Frontal Plane（Right）

落地墊的力學(xué)特性參數(shù)：剛度和阻尼系數(shù)對落地沖擊過程中的內(nèi)外沖擊負(fù)荷有明顯的影響。當(dāng)增加落地墊的剛度20%，GRF峰值在水平和垂直方向上分別增大7%和8%，下肢踝、膝和髖關(guān)節(jié)反作用力峰值分別增大4%、4%和4.5%，踝關(guān)節(jié)跖屈肌群和內(nèi)翻肌的峰力矩在矢狀面、額狀面內(nèi)分別增加5%、14%；膝關(guān)節(jié)的伸肌和內(nèi)收肌的峰力矩分別增加2%、14.1%；髖關(guān)節(jié)的伸肌和外展肌的峰力矩分別減小3.8%和增加14.5%（表1）。而增加落地墊的阻尼22%，GRF峰值在水平和垂直方向上分別增大14.8%和14.3%，下肢踝、膝和髖關(guān)節(jié)反作用力峰值分別增大8%、7%和6.5%，踝關(guān)節(jié)的跖屈肌群和內(nèi)翻肌的力矩峰值在矢狀面、額狀面內(nèi)分別增加14.1%和13%；膝關(guān)節(jié)的伸肌和內(nèi)收肌的峰力矩分別減小1.6%和增大14.0%；髖關(guān)節(jié)的伸肌和外展肌的力矩峰值分別增大2.1%和16.1%（表1）。

表1 本研究落地墊力學(xué)參數(shù)基本情況一覽表Table 1 Characteristics in mechanical parameters of landing mat

4 分析與討論

在實際比賽和訓(xùn)練中，很難采用常規(guī)的生物力學(xué)實驗室測試手段［Vicon、Qualisys或 Motion analysis等紅外高速運動捕捉系統(tǒng)、人體關(guān)節(jié)處粘貼反光標(biāo)志點（Marker）、地面放置三維測力臺等］對體操跳馬運動員落地沖擊進行人－器械動力學(xué)關(guān)系的研究，因此，在文獻中很難找到關(guān)于優(yōu)秀跳馬運動員實際比賽中技術(shù)動作的動力學(xué)仿真。本研究通過高速攝像機、Motion analysis紅外高速運動捕捉系統(tǒng)和三維測力臺對人體模型的有效性進行驗證，結(jié)果不僅說明高速攝像機采集的運動學(xué)數(shù)據(jù)能較好地應(yīng)用到人體運動仿真實驗中，同時，也進一步表明本研究的人體模型較為可信和合理。

完成人體模型構(gòu)建的合理性和可行性驗證之后，對跳馬運動員在實際運動過程中的落地沖擊進行仿真研究，探尋落地墊的力學(xué)性能參數(shù)的改變對體操跳馬運動員下肢關(guān)節(jié)負(fù)荷的影響。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，跳馬運動員落地過程出現(xiàn)沖擊和平衡兩個階段，其中，沖擊過程時間較短，且足－落地墊兩者之間的接觸力峰值較大，約為11.40BW；而平衡階段時 間 較 長，GRF約 為 0.91BW，這 也 與 McNitt－Gray等［14］、Sheets和 Hubbard［27］的研究較為相似。對于下肢關(guān)節(jié)損傷而言，Dufek和 Bates（1991）指出［6］，GRF峰值大小是一個重要的風(fēng)險因素，Zhang等（2000）報道指出［35］，業(yè)余運動員受到的GRF峰值隨著落地硬度的增加而增大。本研究發(fā)現(xiàn)，當(dāng)落地墊的剛度增加20%，GRF在水平和垂直方向上的峰值分別增大7%和8%，而增加落地墊的阻尼22%，雖然GRF平均值減小，但兩個方向上的峰值力分別增大14.8%和14.3%。同時，平均負(fù)荷率（loading rate）也明顯增大，表明落地墊并不是越軟越好。因為增加落地墊的阻尼使其具有更大的粘滯性，不僅改變了落地墊的物理特性，而且，延遲落地墊還原到?jīng)_擊前的時間和結(jié)構(gòu)特性，會帶來一系列的問題，如體操運動員落地的穩(wěn)定性、恢復(fù)平衡的能力，特別會造成踝關(guān)節(jié)的局部損傷［20］。

觸地之前，體操運動員主動屈髖的動作準(zhǔn)備落地，隨后開始發(fā)力伸髖來抵抗髖關(guān)節(jié)屈曲的速度，保證雙腳能正常觸地（圖3a）。由于人體肌肉骨骼系統(tǒng)具有緩沖減震的功能，因此，下肢的踝、膝和髖關(guān)節(jié)反作用力峰值相對GRF峰值而言，分別延遲了15ms、17ms和19ms到達(dá)。當(dāng)增加落地墊的剛度，下肢各關(guān)節(jié)的反作用力就會增大，將會加重下肢損傷的風(fēng)險，這樣就會出現(xiàn)骨折或骨裂［10］。而增加落地墊的阻尼系數(shù)，將會減小關(guān)節(jié)的平均反作用力，但引起關(guān)節(jié)的負(fù)荷率增大，造成軟骨的病變［21，22，31］。其實，沖擊階段的垂直地面反作用力和伸肌力矩主要用來支撐身體以及減小重心下落的加速度，因此，計算肌肉關(guān)節(jié)力矩的意義在于它能提示在落地沖擊過程中哪些肌肉組織（伸肌或屈?。┢鹬饕饔?。本研究發(fā)現(xiàn)，落地沖擊過程中，矢狀面內(nèi)的膝關(guān)節(jié)伸肌力矩較大，表明膝關(guān)節(jié)以較大的伸肌力矩來對抗平衡身體向下的加速運動直至重心速度為零，防止身體出現(xiàn)坍塌現(xiàn)象。其次是髖關(guān)節(jié)，在落地沖擊的前期髖關(guān)節(jié)屈肌起主導(dǎo)作用，沖擊后期髖關(guān)節(jié)的伸肌起主導(dǎo)作用，主要用來穩(wěn)定沖擊力［33，35］。最小的是踝關(guān)節(jié)的跖屈肌群力矩，主動跖屈來對抗觸地后的沖擊負(fù)荷，就如Coventry等（2006）指出［4］，落地沖擊過程中的能量主要是由下肢關(guān)節(jié)的肌肉力矩來衰減和緩沖的。當(dāng)增加落地墊的硬度，膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)的伸肌力矩峰值和跖屈肌群力矩峰值都會增大（表1），其作用是來對抗隨之增大的沖擊能量。髖關(guān)節(jié)的力矩峰值反而減小，說明髖關(guān)節(jié)通過增加屈肌的作用來對抗較高沖擊的負(fù)荷。類似的研究，如Decker等（2003）發(fā)現(xiàn)，不論男、女運動員在落地過程中主要依靠膝關(guān)節(jié)伸肌做功來吸收較多的沖擊能量［5］；Zhang等（2000）進一步指出［35］，矢狀面內(nèi)的下肢關(guān)節(jié)力矩峰值、功率和離心做功（eccentric work）都隨著硬度的增加而增大。當(dāng)增加落地墊的阻尼系數(shù)時，踝關(guān)節(jié)的跖屈肌群力矩峰值顯著增大，而膝關(guān)節(jié)和髖關(guān)節(jié)變化都較小，進一步說明落地墊的硬度降低會造成踝關(guān)節(jié)的局部損傷［20］。所以，在矢狀面內(nèi)膝、髖關(guān)節(jié)是對抗沖擊負(fù)荷的主要關(guān)節(jié)，而踝關(guān)節(jié)貢獻較少，主要因為髖、膝關(guān)節(jié)處具有較大的肌肉組織和解剖運動范圍，從而很好地吸收沖擊負(fù)荷，降低下肢關(guān)節(jié)發(fā)生損傷的風(fēng)險。

在額狀面，本研究發(fā)現(xiàn)，髖關(guān)節(jié)具有較大的外展力矩，表明髖關(guān)節(jié)的外展肌在對抗沖擊負(fù)荷上扮演著重要作用。其次是膝關(guān)節(jié)的內(nèi)收肌，主要原因是髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)擁有較大的肌群能很好的吸收／耗散機械沖擊能量［4］。而踝關(guān)節(jié)的內(nèi)翻力矩最小，因此，在耗散沖擊能量上作用較小。其原因或許是相比較膝、髖關(guān)節(jié)而言，踝關(guān)節(jié)由于解剖上的限制，在額狀面內(nèi)沒有較大的運動范圍及角速度。其實，下肢的肌肉組織主要通過離心做功來吸收／耗散其他組織結(jié)構(gòu)沖擊過程中的能量，如軟骨、韌帶和骨骼，進一步減小人體下落的加速度和預(yù)防關(guān)節(jié)處的損傷。改變相似的落地墊剛度和阻尼系數(shù)，下肢各關(guān)節(jié)在額狀面內(nèi)的肌肉力矩變化較為相似。表明不管落地墊的結(jié)構(gòu)性能如何，體操運動員在額狀面內(nèi)均要采取以髖關(guān)節(jié)為主、膝關(guān)節(jié)為輔的屈伸方式來對抗沖擊負(fù)荷。Yu等（2006）指出［34］，在矢狀面內(nèi)，運動員可以通過增加髖、膝關(guān)節(jié)的屈肌或伸肌來減小和吸收沖擊負(fù)荷，但下肢關(guān)節(jié)在額狀面內(nèi)的過分伸展或內(nèi)收會造成扭傷，比如，膝關(guān)節(jié)過分外展被認(rèn)為是誘使ACL撕裂的主要因素［9］，同時，踝關(guān)節(jié)過分外翻會帶來韌帶撕裂和骨折［7］。因此，錯誤的落地技術(shù)將會降低其吸收能量的作用，勢必加重下肢損傷的風(fēng)險。

5 結(jié)論與建議

1.利用高速攝像或高速紅外捕捉系統(tǒng)采集到的運動學(xué)參數(shù)均可以較好地應(yīng)用到人體運動仿真研究中，而基于LifeMod建立19個環(huán)節(jié)的人體模型是可行和合理的。

2.人體落地沖擊包括沖擊和平衡兩個階段，沖擊階段的時間較短，且GRF峰值較大；而平衡穩(wěn)定階段的時間較長，GRF約為0.91BW。

3.下肢具有緩沖減震和延遲關(guān)節(jié)反作用的時間，在落地過程中，膝關(guān)節(jié)伸肌力矩在矢狀面內(nèi)、髖關(guān)節(jié)外展力矩在額狀面對抗平衡沖擊負(fù)荷起主導(dǎo)作用。

4.增加落地墊的阻尼導(dǎo)致踝關(guān)節(jié)在矢狀面內(nèi)受到的沖擊負(fù)荷明顯增大，使其容易產(chǎn)生局部損傷，但增加落地墊的剛度對體操運動員的關(guān)節(jié)負(fù)荷影響相對較小。增加落地墊的阻尼和剛度對下肢各關(guān)節(jié)在額狀面的力矩都有明顯的增大，從而增加下肢損傷的風(fēng)險。

［1］郝衛(wèi)亞.人體運動的生物力學(xué)建模與計算機仿真進展［J］.醫(yī)用生物力學(xué)，2011，26（2）：97－104.

［2］吳成亮，郝衛(wèi)亞.跳馬過程中人－器械動力學(xué)關(guān)系的研究［J］.中國體育科技，2011，47（6）：25－29.

［3］于佳彬，郝衛(wèi)亞，周興龍.基于LifeMod系統(tǒng)對縱跳落地動作仿真方法的研究［A］.第十五屆全國運動生物力學(xué)學(xué)術(shù)交流大會論文摘要匯編［C］.南京：2012：44.

［4］COVENTRY E，O＇CONNOR K M，HART B A，et al.The effect of lower extremity fatigue on shock attenuation during single－leg landing［J］.Clin Biomech，2006，21（10）：1090－1097.

［5］DECKER M J，TORRY M R，WYLAND D J，et al.Gender differences in lower extremity kinematics，kinetics and energy absorption during landing［J］.Clin Biomech，2003，18（7）：662－669.

［6］DUFEK J S，BATES B T.Biomechanical factors associated with injury during landing in jump sports［J］.Sports Med，1991，12（5）：326－337.

［7］FUNK J R，SRINIVASAN SCM，CRANDALL J R.Snowboarder’s talus fractures experimentally produced by eversion and dorsiflexion［J］.Am J Sports Med，2003，31（6）：921－928.

［8］HARRINGE M L，RENSTR?M P，WERNER S.Injury incidence，mechanism and diagnosis in top－level teamgym：aprospective study conducted over one season［J］.Scand J Med Sci Sports，2007，17（2）：115－119.

［9］JACOBS C A，UHL T L，MATTACOLA C G，et al.Hip abductor function and lower extremity landing kinematics：sex differences［J］.J Athl Train，2007，42（1）：76－83.

［10］JAMES CR，DUFEK J S，BATES B T.Effects of stretch shortening cycle exercise fatigue on stress fracture injury risk during landing［J］.Res Q Exe Sport，2006，77（1）：1－13.

［11］KADABA M P，RAMAKRISHNAN H K，WOOTTEN M E，et al.Repeatability of kinematic，kinetic，and electromyographic data in normal adult gait［J］.J Orthop Res，1989，7（6）：849－860.

［12］MARIN?EK M，CUK I.Landing errors in the men＇s floor exercise are caused by flight characteristics［J］.Biology Sport，2010，27（2）：123－128.

［13］MARSHALL S W，COVASSIN T，DICK R，et al.Descriptive epidemiology of collegiate women＇s gymnastics injuries：national collegiate athletic association injury surveillance system，1988—1989through 2003—2004［J］.J Athl Train，2007，42（2）：234－240.

［14］MCNITT－GRAY J L，HESTER DME，MATHIYAKOM W，et al.Mechanical demand and multijoint control during landing depend on orientation of the body segments relative to the reaction force［J］.J Biomech，2001，34（11）：1471－1482.

［15］MCNITT－GRAY J L，YOKOI T，MILLWARD C.Landing strategy adjustments made by female gymnasts in response to drop height and mat composition［J］.J Appl Biomech，1993，9（3）：173－190.

［16］MCNITT－GRAY J L，YOKOI T，MILLWARD C.Landing strategies used by gymnasts on different surfaces［J］.J Appl Biomech，1994，10：237－252.

［17］MILLS C，PAIN MTG，YEADON M R.Modelling a viscoelastic gymnastics landing mat during impact［J］.J Appl Biomech，2006，22（1）：103－111.

［18］MILLS C，PAIN MTG，YEADON M R.The influence of simulation model complexity on the estimation of internal loading in gymnastics landings［J］.J Biomech，2008，41（3）：620－628.

［19］MILLS C，PAIN MTG，YEADON M R.Reducing ground reaction forces in gymnastics＇landings may increase internal loading［J］.J Biomech，2009，42（6）：671－678.

［20］MILLS C，YEADON MR，PAIN MTG.Modifying landing mat material properties may decrease peak contact forces but increase forefoot forces in gymnastics landings［J］.Sports Biomech，2010，9（3）：153－164.

［21］MYER G D，F(xiàn)ORD KR，HEWETT T E.New method to identify athletes at high risk of ACL injury using clinic－based measurements and freeware computer analysis［J］.Br J Sports Med，2011，45（4）：238－244.

［22］MYER G D，F(xiàn)ORD K R，PATERNO M V，et al.The effects of generalized joint laxity on risk of anterior cruciate ligament injury in young female athletes［J］.Am J Sports Med，2008，36（6）：1073－1080.

［23］NIGG BM.Biomechanics，load analysis and sports injuries in the lower extremites［J］.Sports Med，1985，2：367－379.

［24］O’LEARY K，VORPAHL K A，HEIDERSCHEIT B.Effect of cushioned insoles on impact forces during running［J］.J Am Podiatr Med Assoc，2008，98（1）：36－41.

［25］PAIN MTG，CHALLIS J H.The influence of soft tissue movement on ground reaction forces，joint torques and joint reaction forces in drop landings［J］.J Biomech，2006，39（1）：119－124.

［26］PAIN MTG，MILLS C L，YEADON M R.Video analysis of the deformation and effective mass of gymnastics landing mats［J］.Med Sci Sports Exe，2005，37（10）：1754－1760.

［27］SHEETS A，HUBBARD M.A dynamic approximation of balanced gymnastics landings［J］.Sports Eng，2007，10（4）：209－219.

［28］SHIMOKOCHI Y，SHULTZ S J.Mechanisms of noncontact anterior cruciate ligament injury［J］.J Athl Train，2008，43（3）：396－408.

［29］TAKEI Y.Techniques used in performing handspring and salto forward tucked in gymnastic vaulting［J］.Int J Sport Biomech，1988，4（3）：260－281.

［30］YEOW C，LEE P，GOH J.Sagittal knee joint kinematics and energetics in response to different landing heights and techniques［J］.Knee，2010，17（2）：127－131.

［31］YEOW C H，CHEONG CH，NG K S，et al.Anterior cruciate ligament failure and cartilage damage during knee joint compression：apreliminary study based on the porcine model［J］.Am J Sports Med，2008，36（5）：934－942.

［32］YEOW C H，LEE PVS，GOH JCH.Regression relationships of landing height with ground reaction forces，knee flexion angles，angular velocities and joint powers during double－leg landing［J］.Knee，2009，16（5）：381－386.

［33］YEOW CH，LEE PVS，GOH JCH.An investigation of lower extremity energy dissipation strategies during single－leg and double－leg landing based on sagittal and frontal plane biomechanics［J］.Hum Mov Sci，2011，30（3）：624－635.

［34］YU B，LIN CF，GARRETT WE.Lower extremity biomechanics during the landing of a stop－jump task［J］.Clin Biomech，2006，21（3）：297－305.

［35］ZHANG S N，BATES B T，DUFEK J S.Contributions of lower extremity joints to energy dissipation during landings［J］.Med Sci Sports Exe，2000，32（4）：812－819.