陶 珊,曲 峰
從生物力學角度看,下臺階時下肢各關(guān)節(jié)的運動幅度、關(guān)節(jié)負荷以及肌肉活動等均與在平地上行走有差異。下臺階過程中,膝關(guān)節(jié)作為起主要承重和緩沖作用的關(guān)節(jié),會承受更大的負荷,更容易造成損傷的發(fā)生。故對下臺階時膝關(guān)節(jié)動力學和運動學參數(shù)進行研究,為預(yù)防運動損傷和指導健身提供依據(jù)是很有必要的。
有關(guān)上下臺階時動力學參數(shù)有大量的研究。耐力性運動如自行車、登山、上下臺階等運動時,膝關(guān)節(jié)受到的壓力遠大于平地上行走時所承受的力[1-4],由于膝關(guān)節(jié)長期承受較大的負荷而最終造成膝關(guān)節(jié)的慢性勞損或者骨關(guān)節(jié)病,從而影響健身者的生活質(zhì)量[5,6]。故研究上下臺階時膝關(guān)節(jié)所承受的壓力對于預(yù)防骨關(guān)節(jié)病、膝關(guān)節(jié)假肢、矯形器和膝關(guān)節(jié)置換具有很重要的意義[7-9]。
Paul[10]研究了慢速行走、快速行走、上樓梯、下樓梯時的膝關(guān)節(jié)上的受力,分別為 2.7 BW、4.3 BW、4.4 BW 和 4.9 BW。Komistek 等[11,12]發(fā)現(xiàn)不同形式下臺階時膝關(guān)節(jié)的力矩有差異,膝關(guān)節(jié)屈伸力矩、內(nèi)外翻力矩以及股四頭肌收縮強度均按正面一腳一階、正面兩腳一階、橫面兩腳一階、斜面兩腳一階的順序逐漸減小[13]。研究不同速度下臺階時膝關(guān)節(jié)受力大小的變化,以及以不同方式下臺階時膝關(guān)節(jié)受力方式的差異,對于防治長期因較大壓力或不良力線而導致的骨關(guān)節(jié)炎[14]等具有重要的意義。
許多運動學方面的研究表明,上下臺階時膝關(guān)節(jié)的運動幅度較平地上行走大很多[9]。Hoffman[15]等人的研究顯示,上下樓梯時膝關(guān)節(jié)屈曲達830,較平地上行走時多將近120,膝關(guān)節(jié)內(nèi)的壓力會隨著屈曲角度的增加而增加[16],髕骨所受到的壓力亦會增加,這會增加髕骨橫斷的風險[17]。故研究不同速度下臺階時膝關(guān)節(jié)角度和角速度等運動學指標的變化,對于有效減少膝關(guān)節(jié)損傷具有一定的指導價值。
膝關(guān)節(jié)的健康問題困擾著許多人,大多數(shù)的中老年人均出現(xiàn)過不同程度的膝關(guān)節(jié)疼痛。據(jù)統(tǒng)計,50 歲以上的人群中,50%患有骨關(guān)節(jié)病,65 歲以上的人群中,90%的女性和 80%的男性患有此病[18]。目前,隨著經(jīng)濟的發(fā)展,生活水平的日漸提高,骨性關(guān)節(jié)病也開始趨向低齡化,越來越多的人將會受到骨性關(guān)節(jié)病的困擾[19,20]。所以對上下臺階時膝關(guān)節(jié)的生物力學參數(shù)進行分析,用于指導科學健身,減少運動損傷的發(fā)生是有必要的。
本實驗采用自制木質(zhì)臺階,共5層,每一級臺階的規(guī)格為:長90 cm、寬28 cm、高18 cm(見圖1)。
圖1 實驗所用臺階Figure 1 Stairs Used in this Study
10名在校男大學生,未進行過系統(tǒng)的體育鍛煉,近期無下肢損傷,實驗前48 h內(nèi)未從事劇烈運動(見表1)。
表 1 研究對象的基本信息 (N=10)TableⅠ Basic Information of the Subjects (N=10)
受試者著泳褲,貼反光標志點。通過三維測力臺(Kistler 9281CA,Switzerland,1000 Hz)、8鏡頭紅外高速運動捕捉系統(tǒng)(Motion Analysis Raptor-4,USA,200Hz)同步采集運動學和動力學數(shù)據(jù)。受試者跟隨節(jié)拍器的節(jié)奏,分別以48步/分、60步/分、72步/分、84步/分、96步/分、108步/分、慢速跑、中速跑、快速跑(3種跑速為自覺速度),共9種速度下臺階。最后一步落在測力臺上。在每種速度下,左右腳各采集3次有效數(shù)據(jù)。
1.3.1 標志點的名稱與位置
采用海倫海耶斯模型,在受試者身上貼19個反光標志點。采集的所有標志點三維坐標采用Butterworth低通濾波法進行平滑,截斷頻率為10 Hz。根據(jù)標志點坐標建立大腿坐標系、小腿坐標系、足坐標系,其中髖關(guān)節(jié)中心根據(jù)Bell[21]的研究計算,膝關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)動中心為股骨內(nèi)外側(cè)髁中心,踝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動中心為內(nèi)外踝中心。采用歐拉角的方法計算膝關(guān)節(jié)的三維角度。標志點位置如表2。
1.3.2 統(tǒng)計分析
不同速度間的參數(shù)采用單因素重復測量方差分析(oneway repeated measures ANOVA)進行比較,后續(xù)兩兩比較采用LSD法。同一速度,左右側(cè)間的參數(shù)采用配對T檢驗進行比較。顯著性水平定為一類誤差概率不大于0.05。
2.1.1 不同速度膝關(guān)節(jié)垂直方向峰值力的比較
如表3所示,隨著下臺階速度的增大,膝關(guān)節(jié)垂直方向的峰值力不斷增加。當以快速跑的速度下臺階時,左膝關(guān)節(jié)所受的峰值力為2.12 BW,與前面的各速度下臺階時膝關(guān)節(jié)所受峰值力相比顯著增大。當以中跑速度下臺階時,右膝關(guān)節(jié)所受峰值力為2.13 BW,相比較于前面各速度下臺階時膝關(guān)節(jié)所受的峰值力增加有顯著性差異。以快跑的速度進行下臺階時,膝關(guān)節(jié)所受峰值力均大于2倍的體重[22,23],這與前人所做的研究相符合。隨著下臺階速度增加,膝關(guān)節(jié)受到的垂直方向的峰值力不斷增加,并且峰值力的作用時間會隨著速度的增加而減小,當碰撞力發(fā)生在的50 Ins內(nèi)時,骨骼肌肉系統(tǒng)來不及產(chǎn)生反應(yīng),吸收碰撞力,從而對人體造成傷害[23,24],這樣膝關(guān)節(jié)關(guān)節(jié)腔內(nèi)的組織因為無法吸收所受到的較大的撞擊力和擠壓力,所以比較容易造成膝關(guān)節(jié)內(nèi)半月板、關(guān)節(jié)面軟骨的磨損和破裂。長期可能會導致半月板的剝脫,最終形成關(guān)節(jié)鼠,由于關(guān)節(jié)鼠的存在會導致膝關(guān)節(jié)的絞索感,影響健身者的生活質(zhì)量[25]。此外,還有可能造成膝關(guān)節(jié)腔內(nèi)滑膜、滑囊等軟組織的急性和慢性炎癥,影響健身者的生活質(zhì)量。
表 2 標志點的名稱和位置TableⅡ Names and Position of the Markers
受試者以不斷增大的速度下臺階,84 步/分時膝關(guān)節(jié)所受壓力的峰值力小于72 步/分時膝關(guān)節(jié)所受壓力的峰值力。造成該現(xiàn)象的原因可能是由于個別受試者的異常數(shù)據(jù),因為72 步/分時膝關(guān)節(jié)所受壓力的峰值力的標準差較大。但個別受試者的數(shù)據(jù)對于傷病等的防治有重要意義,所以需要對造成該差異的原因,進一步研究和探討。
但由于人體在進行下臺階運動時,左右腿的速度基本一致,所以在指導運動時,應(yīng)以中跑的速度進行,這樣不會因為膝關(guān)節(jié)所受的著地時刻的峰值力太大而引起損傷,又能獲得較好的運動效益。
2.1.2 不同速度膝關(guān)節(jié)前后方向峰值力的比較
表4中的峰值力為Y軸所受的峰值力,Y 軸為膝關(guān)節(jié)所承受的前后方向的力。如表4所示,隨著下臺階速度的增加,膝關(guān)節(jié)所受的前后方向的峰值力逐漸的增加。當以快跑的速度下臺階時,左膝關(guān)節(jié)所受的前后方向的峰值力為0.89BW.,相比較于以前面各速度下臺階時膝關(guān)節(jié)所受的峰值力顯著增大。當以慢跑速度下臺階時,膝關(guān)節(jié)所受的前后方向的峰值力為0.56BW, 相比較于以前面各速度下臺階時膝關(guān)節(jié)所受的標準峰值力增加亦具有顯著性差異。
表 3 不同速度下臺階膝關(guān)節(jié)垂直方向峰值力一覽表(N=10)TableⅢ Vertical Peak Force of Knee Joints in Different Downstairs Speed (N=1100))
表 4 不同速度下臺階膝關(guān)節(jié)前后方向峰值力一覽表(N=10)TableⅣ Horizontal Peak Force of Knee Joints in Different Downstairs Speed (N=10))
下臺階時,股骨和脛骨不僅繞著膝關(guān)節(jié)的X軸(左右方向)做屈伸運動,膝關(guān)節(jié)屈曲時,股骨還會在脛骨平臺上沿Y軸向前滑動。隨著下臺階速度的增加,膝關(guān)節(jié)所受的前后方向的峰值力不斷增加,使股骨向前的滑動趨勢增大。為了防止股骨過度前移,需要膝關(guān)節(jié)內(nèi)前交叉韌帶來維持穩(wěn)定[26]。Y軸方向的力增加使得防止股骨前移的前交叉韌帶的負荷增加。長期較大或頻繁的負荷施加在前交叉韌帶上,可能造成前交叉韌帶的拉傷或者斷裂。有研究表明一旦前交叉韌帶損傷,該患者罹患骨關(guān)節(jié)炎的風險顯著增大,這主要是由于前交叉韌帶斷裂后,關(guān)節(jié)內(nèi)所承受的壓力和運動軌跡的變化而引起的[27,28]。這樣會嚴重影響健身者的生活質(zhì)量。
此外,隨著下臺階速度的增加,膝關(guān)節(jié)所受前后方向的力不斷增加,股骨前移的趨勢不斷增加,股四頭肌需要強力收縮來阻止該趨勢。但是股四頭肌收縮力的增加,會使得施加在髕骨表面的壓力增加,長期有可能會導致髕骨的橫斷[29],或者髕骨軟化癥[23,30,31]。
為了預(yù)防前交叉韌帶和髕骨的損傷,在進行指導訓練時,應(yīng)以慢速跑的速度下臺階,這不僅可以獲得較好的運動效益,并且膝關(guān)節(jié)著地時的峰值力不會太大,從而避免了膝關(guān)節(jié)在運動中可能造成的損傷。
由表3、表4可以看出,以同一速度下臺階時,左右膝關(guān)節(jié)所承受的同一方向上的峰值力,多為右膝關(guān)節(jié)大于左膝關(guān)節(jié)。但使用SPSS13.0對數(shù)據(jù)進行配對T檢驗,無顯著性差異。造成該現(xiàn)象的主要原因是本實驗受試者的優(yōu)勢腿均為右腿,由于長期慣用右腿,所以右側(cè)腿的肌力均較強,在完成站立、支撐等動作時優(yōu)勢腿承擔較多的體重,所以多為右側(cè)的峰值力大。同時也在提醒我們右側(cè)膝關(guān)節(jié)損傷的風險較左側(cè)膝關(guān)節(jié)大,應(yīng)注意防護。
2.2.1 不同速度膝關(guān)節(jié)垂直方向峰值力時刻膝關(guān)節(jié)屈曲角度的比較
從表5可以看出,隨著下臺階速度的增加,膝關(guān)節(jié)達到峰值力時刻的膝關(guān)節(jié)屈曲角度呈現(xiàn)不斷地增加的趨勢。當以中速跑的速度下臺階時,左膝關(guān)節(jié)達到垂直方向峰值力時刻的膝關(guān)節(jié)的屈曲角度為18.91°,較前面各速度膝關(guān)節(jié)達峰值力時刻的膝關(guān)節(jié)屈曲角度顯著增大。當以快速跑的速度下臺階時,右膝關(guān)節(jié)達到垂直方向峰值力時刻的膝關(guān)節(jié)的屈曲角度為27.81°,較前面各速度膝關(guān)節(jié)達峰值力時刻的膝關(guān)節(jié)角度顯著增大。
表 5 不同速度下臺階膝關(guān)節(jié)垂直方向峰值力時刻膝關(guān)節(jié)屈曲角度一覽表(NN=1100)TableⅤ Knee Flexion Angles in Different Downstairs Speed (N=10)
對下臺階運動進行動作階段劃分,可將其分為:支撐相和擺動相。此處所研究的膝關(guān)節(jié)屈曲角度為由支撐相開始逐漸進入擺動相,膝關(guān)節(jié)由伸展位開始屈曲,膝關(guān)節(jié)所屈過的角度。隨著下臺階速度的不斷增加,膝關(guān)節(jié)達峰值力時刻的屈曲角度也在不斷地增加。對膝關(guān)節(jié)所受的合力進行正交分解,膝關(guān)節(jié)所受到的水平方向的分力會不斷增加,在一定程度上增加了施加在髕骨上的壓力。加之,隨著下臺階速度的增加,膝關(guān)節(jié)所受的峰值力合力亦不斷增加。兩重因素共同造成髕骨受到的水平方向的力增加。長期則會增加髕骨勞損,髕骨軟化等疲勞性損傷的發(fā)生幾率。
隨著下臺階速度的增加,膝關(guān)節(jié)所承受的負荷在增加。膝關(guān)節(jié)屈曲幅度隨著下臺階速度的增加而增加。同一速度下臺階時,右膝關(guān)節(jié)負荷大于左膝關(guān)節(jié),但不具備統(tǒng)計學差異。
日常下臺階時,最好不要超過慢跑的速度,這樣對于膝關(guān)節(jié)所造成的壓力不會太大。下臺階時,右膝關(guān)節(jié)所承受的壓力較左膝關(guān)節(jié)大,所以應(yīng)加強對右膝關(guān)節(jié)的防護。
[1] ANDRIACCHI T, ANDERSSON G, FERMIER R, et al. (1980).A study of lower-limb mechanics during stair-climbing [J]. J Bone Joint Surg Am, 62(5): 749-757.
[2] MORRISON J. (1970). The mechanics of the knee joint in relation to normal walking [J]. Journal of biomechanics, 3(1): 51-61.
[3] KUSTER M S, SPALINGER E, BLANKSBY B A, et al. (2000).Endurance sports after total knee replacement: a biomechanical investigation [J]. Medicine and science in sports and exercise,32(4): 721-724.
[4] COSTIGAN P A, DELUZIO K J, WYSS U P. (2002). Knee and hip kinetics during normal stair climbing [J]. Gait & Posture,16(1): 31-37.
[5] CASARTELLI N C, ITEM-GLATTHORN J F, BIZZINI M, et al. (2013). Differences in gait characteristics between total hip,knee, and ankle arthroplasty patients: a six-month postoperative comparison [J]. BMC musculoskeletal disorders, 14(1): 176.
[6] ASTEPHEN J L, DELUZIO K J, CALDWELL G E, et al. (2008).Gait and neuromuscular pattern changes are associated with differences in knee osteoarthritis severity levels [J]. Journal of biomechanics, 41(4): 868-876.
[7] JOHNSON G, FERRARIN M, HARRINGTON M, et al. (2004).Performance specification for lower limb orthotic devices [J]. Clin Biomech (Bristol, Avon), 19(7): 711-718.
[8] GUO Y, ZHANG X, AN M, et al. (2012). Determination of quadriceps forces in squat and its application in contact pressure analysis of knee joint [J]. Acta Mechanica Solida Sinica, 25(1):53-60.
[9] GUO Y, ZHANG X, CHEN W. (2009). Three-dimensional fi nite element simulation of total knee joint in gait cycle [J]. Acta Mechanica Solida Sinica, 22(4): 347-351.
[10] PAUL J. (1976). Force actions transmitted by joints in the human body [J]. Proceedings of the Royal Society of London Series B Biological Sciences, 192(1107): 163-172.
[11] KOMISTEK R D, STIEHL J B, DENNIS D A, et al. (1997).Mathematical model of the lower extremity joint reaction forces using Kane’s method of dynamics [J]. J Biomech, 31(2): 185-189.[12] DEVITA P, LASSITER T, HORTOBAGYI T, et al. (1998).Functional knee brace effects during walking in patients with anterior cruciate ligament reconstruction [J]. The American journal of sports medicine, 26(6): 778-784.
[13] 劉建華, 丸山仁司, 勝平純司. 上下臺階方法的生物力學研究[J]. 中國康復理論與實踐, 2003
[14] SHI D-L, YAO Z-J. (2011). Knee function after anterior cruciate ligament reconstruction with patellar or hamstring tendon: a metaanalysis [J]. Chinese medical journal, 124(23): 4056-4062.
[15] CHAO E, LAUGHMAN R, SCHNEIDER E, et al. (1983).Normative data of knee joint motion and ground reaction forces in adult level walking [J]. J Biomech, 16(3): 219-233.
[16] NORDIN M, FRANKEL V H. (2001). Basic biomechanics of the musculoskeletal system [M]. Wolters Kluwer Health.
[17] SINGERMAN R, BERILLA J, KOTZAR G, et al. (1994). A sixdegree-of-freedom transducer for measurement of patellofemoral contact forces [J]. J Biomech, 27(2): 233-238.
[18] WENG M-C, LEE C-L, CHEN C-H, et al. (20090. Effects of different stretching techniques on the outcomes of isokinetic exercise in patients with knee osteoarthritis [J]. The Kaohsiung Journal of Medical Sciences, 25(6): 306-315.
[19] MIYAZAKI T, WADA M, KAWAHARA H, et al. (2002). Dynamic load at baseline can predict radiographic disease progression in medial compartment knee osteoarthritis [J]. Ann Rheum Dis,61(7): 617-622.
[20] MAURER B T, STERN A G, KINOSSIAN B, et al. (1999).Osteoarthritis of the knee: isokinetic quadriceps exercise versus an educational intervention [J]. Archives of physical medicine and rehabilitation, 80(10): 1293-1299.
[21] BELL A L, BRAND R A, PEDERSEN D R. (1989). Prediction of hip joint centre location from external landmarks [J]. Human Movement Science, 8(1): 3-16.
[22] 許玉林, 孫允高, 張春林. 膝關(guān)節(jié)動力學模型的研究進展 [M].2004.
[23] CHAN M-S, HUANG C-F, CHANG J-H, et al. (2009). Kinematics and kinetics of knee and hip position of female basketball players during side-step cutting with and without dribbling [J]. Journal of Medical and Biological Engineering, 29(4): 178-183.
[24] ZHANG M, QU P-Y, FENG M-L, et al. (2012). Effectiveness of different orthoses on joint moments in patients with early knee osteoarthritis: Lateral wedge versus valgus knee bracing [J].Journal of Shanghai Jiaotong University (Science), 17(505-510.[25] DE MARIA M, BARBIERA F, LO C A, et al. (1996).Biomechanical correlations of lesions associated with traumatic diseases of the anterior cruciate ligament. Analysis with magnetic resonance] [J]. La Radiologia medica, 91(6): 693.
[26] ANDRIACCHI T P, DYRBY C O. (20050. Interactions between kinematics and loading during walking for the normal and ACL de fi cient knee [J]. J Biomech, 38(2): 293-298.
[27] LOHMANDER L, ?STENBERG A, ENGLUND M, et al. (2004).High prevalence of knee osteoarthritis, pain, and functional limitations in female soccer players twelve years after anterior cruciate ligament injury [J]. Arthritis & Rheumatism, 50(10):3145-3152.
[28] SCANLAN S F, CHAUDHARI A M, DYRBY C O, et al. (2010).Differences in tibial rotation during walking in ACL reconstructed and healthy contralateral knees [J]. J Biomech, 43(9): 1817-1822.
[29] TAYLOR W R, HELLER M O, BERGMANN G, et al. (2004).Tibio‐femoral loading during human gait and stair climbing [J].Journal of Orthopaedic Research, 22(3): 625-632.
[30] BJ RKSTR M S, GOLDIE I F. (1980). A study of the arterial supply of the patella in the normal state, in chondromalacia patellae and in osteoarthrosis [J]. Acta Orthopaedica, 51(1-6): 63-70.
[31] JACK C, RAJARATNAM S, KHAN H, et al. (2012). The modified tibial tubercle osteotomy for anterior knee pain due to chondromalacia patellae in adults A five-year prospective study[J]. Bone and Joint Research, 1(8): 167-173.