茍 明

GOU Ming

女子排球運(yùn)動(dòng)員攔網(wǎng)動(dòng)作下肢骨骼肌肉模型構(gòu)建與驗(yàn)證

茍 明

GOU Ming

目的：模擬排球攔網(wǎng)起跳的下肢肌肉動(dòng)作，建立排球攔網(wǎng)動(dòng)作骨骼肌肉模型，并以表面肌電驗(yàn)證所建立的肌肉骨骼模型。方法：采用 3名優(yōu)秀女子排球運(yùn)動(dòng)員為受試者。9臺(tái)Vicon Mcam2 光學(xué)攝影機(jī) （250 Hz） 、2 塊三維測力板 （1000 Hz） 和表面肌電同步擷取數(shù)據(jù)，以Matlab 和 Anybody 軟件進(jìn)行數(shù)據(jù)處理，并以動(dòng)力學(xué)逆過程算得下肢內(nèi)在動(dòng)力學(xué)參數(shù)。 結(jié)果：1） 排球攔網(wǎng)起跳動(dòng)作主要作用肌群為股外側(cè)肌、股內(nèi)側(cè)肌、股直肌、脛前肌和腓腸肌群；2）起跳動(dòng)作右腳髖關(guān)節(jié)最大力矩約121.7 N·m，左腳髖關(guān)節(jié)最大值力矩約83.5 N·m；右腳膝關(guān)節(jié)最大值力矩約107.9 N·m，左腳膝關(guān)節(jié)最大值力矩約103.4 N·m；右腳踝關(guān)節(jié)最大值力矩約78.9 N·m，左腳踝關(guān)節(jié)最大值力矩約65.6 N·m；3）表面肌電與模擬數(shù)值趨勢相同的有股二頭肌、股內(nèi)側(cè)肌、股外側(cè)肌、股直肌、腓腸肌外側(cè)頭、腓腸肌內(nèi)側(cè)頭，趨勢不相同的有半腱肌、半膜肌、脛骨前肌。 結(jié)論：使用運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)驅(qū)動(dòng)肌肉骨骼模型，發(fā)現(xiàn)預(yù)測值與表面肌電的訊號(hào)有密切關(guān)系，并驗(yàn)證所建立的骨骼肌肉模型符合實(shí)際動(dòng)作肌肉活化情況。

排球；攔網(wǎng)；肌肉模型；表面肌電

排球運(yùn)動(dòng)中約60%的肌肉骨骼受傷發(fā)生在跳躍扣球或攔網(wǎng)的著地動(dòng)作［1］。研究顯示，女性排球運(yùn)動(dòng)員發(fā)生膝關(guān)節(jié)外翻造成前十字韌帶受傷機(jī)率是男性的3.3倍［9］，因此，女性運(yùn)動(dòng)員在跳躍和著地時(shí)所造成的運(yùn)動(dòng)傷害的預(yù)防應(yīng)該得到重視。Thelen認(rèn)為，預(yù)防運(yùn)動(dòng)中特定動(dòng)作的意外傷害，應(yīng)該通過生物力學(xué)分析，建立動(dòng)作時(shí)肌肉模型，仿真下肢肌肉活化情況，并以表面肌電驗(yàn)證所建立肌肉模型，進(jìn)而強(qiáng)化主要作用的肌肉，提高有效動(dòng)作訓(xùn)練，從而預(yù)防損傷。目前，關(guān)于人體如何招募肌肉做為特定動(dòng)作所需要的肌群尚無定論。但這個(gè)問題可以通過三維度的肌肉骨骼模擬得知。肌肉骨骼模型可以運(yùn)用在評(píng)估個(gè)別肌肉在人體各種動(dòng)作上的表現(xiàn)［10］。使用逆運(yùn)動(dòng)學(xué) （Inverse Kinematics） 和逆動(dòng)力學(xué) （Inverse Dynamics）分別可以得知關(guān)節(jié)的角度和關(guān)節(jié)的受力情況，也可計(jì)算肌肉控制（Computed Muscle Control） ，以找尋出使用最小的肌肉收縮和肌肉力量的代謝消耗達(dá)到最有效的動(dòng)作過程［11］。正向動(dòng)力學(xué) （Forward Dynamics），是給予肢段動(dòng)作而模擬出肌肉活化情況的研究，其特別之處在于所得到的肌肉活化數(shù)值是在未測量表面肌電之下所得到的［3］。過去很少有研究使用9條肌電完整記錄排球攔網(wǎng)的動(dòng)作，而本研究所模擬的骨骼肌肉模型在訓(xùn)練的評(píng)估上十分重要，可以有效提供訓(xùn)練上的需要，故本研究除了模擬排球攔網(wǎng)的下肢肌肉動(dòng)作，也驗(yàn)證骨骼肌肉模型。綜上所述，本研究使用動(dòng)作捕捉系統(tǒng)獲得運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)，使用表面肌電收集腿后肌群 （Hamstring）、股四頭肌群 （Quadriceps）、腓腸肌群（Gastrocnemius）及脛骨前肌 （Tibialis anterior）數(shù)據(jù)，比較肌電數(shù)據(jù)和仿真出來的肌肉訊號(hào)之間的差異，并驗(yàn)證所模擬出來的肌肉訊號(hào)趨勢是否正確，了解排球選手在原地起跳動(dòng)作時(shí)的肌肉時(shí)序，提高對(duì)攔網(wǎng)起跳動(dòng)作的了解。驗(yàn)證模型的正確性后，在未來訓(xùn)練中使用正向動(dòng)力學(xué)，可預(yù)防傷害的發(fā)生，并提供更有效的訓(xùn)練。

1 研究對(duì)象與方法

1.1 研究對(duì)象

本研究以3名國家健將級(jí)女子排球運(yùn)動(dòng)員為研究對(duì)象（年齡：21.1±0.91歲，體重：67.1±3.1 kg，身高：181±2.7cm）。受試者于實(shí)驗(yàn)前 6 個(gè)月內(nèi)并無任何下肢損傷，每周至少接受4次、每次維持 2 h以上的規(guī)律的專業(yè)訓(xùn)練。在實(shí)驗(yàn)之前，受試者已閱讀受試者須知，了解本實(shí)驗(yàn)的內(nèi)容、流程與注意事項(xiàng)并簽署受試者同意書，同意參與本實(shí)驗(yàn)。

1.2 研究方法

1.2.1 運(yùn)動(dòng)學(xué)參數(shù)測試

運(yùn)動(dòng)學(xué)攝影系統(tǒng)裝配9臺(tái)美國產(chǎn)Mcam2，Vicon MX，Oxford Metrics數(shù)字鏡頭，采樣頻率250 Hz。實(shí)驗(yàn)前先進(jìn)行靜態(tài)與動(dòng)態(tài)空間坐標(biāo)校正，30 個(gè)直徑 14 mm 大小的反光球被黏貼在身體的各肢段，包含骨盆（髂前上棘 ，髂后上棘 、大腿（大轉(zhuǎn)子、大腿外側(cè)、股骨外髁、股骨內(nèi)髁）、小腿（腓骨小頭、脛骨粗隆 、外上踝 、內(nèi)上踝和足后跟、舟狀骨粗隆、第1跖骨粗隆 、第2跖骨粗隆和第5跖骨粗?。?。

1.2.2 動(dòng)力學(xué)參數(shù)測試

采用兩塊JP 6060多維測力平臺(tái)用于監(jiān)測受試者腳對(duì)地面的三維力變化情況。測力臺(tái)采用埋入式安裝，其表面與跑道基本保持在同一水平面上，數(shù)據(jù)采樣頻率為1 000 Hz。

1.2.3 肌電（EMG）參數(shù)測試

國產(chǎn)JE-TB1010A 10通道無線表面肌電儀系于受試者腰帶上，用于監(jiān)測正著走與退著走過程中下肢主要肌群的肌電變化。受試者統(tǒng)一測右腿，監(jiān)測股直肌、股二頭肌、股內(nèi)肌、股外肌、半腱肌、半膜肌、脛骨前肌、內(nèi)側(cè)腓腸肌、外側(cè)腓腸肌。

1.2.4 無線同步啟動(dòng)裝置

同步裝置是由連接多維測力平臺(tái)的觸發(fā)模塊的無線同步器和無線連接表面肌電儀的無線同步器以及發(fā)光二極管組成。主試者觸發(fā)同步遙控器、多維測力臺(tái)和表面肌電儀同時(shí)啟動(dòng)采集數(shù)據(jù)，二極管發(fā)光使攝像機(jī)與多維測力臺(tái)和表面肌電儀同步。最后光點(diǎn)軌跡、表面肌電和地面反作用力訊號(hào)收集在VICON 624 Datastation。

1.3 實(shí)驗(yàn)程序

本研究分為兩個(gè)部分：1）分析受試者 12次深蹲跳運(yùn)動(dòng)學(xué)、動(dòng)力學(xué)與肌電活化的表現(xiàn)，確定 12次的肌電訊號(hào)趨勢是一樣的；2）模擬分析排球攔網(wǎng)起跳動(dòng)作，包含逆動(dòng)力學(xué)、肌肉模擬控制和正向動(dòng)力學(xué)。受試者是長期接受訓(xùn)練的女性排球運(yùn)動(dòng)員。首先兩腳分別進(jìn)入測力板內(nèi)，模擬攔網(wǎng)的跳躍動(dòng)作，聽聞跳躍口令后，全力往上跳，收集 12 次跳躍資料作為下肢肌電分析比較。確認(rèn) 12 次跳躍無差異之后，取一次實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)進(jìn)行肌肉仿真。

1.4 實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)處理

利用MATLAB 7.0 撰寫程序進(jìn)行數(shù)據(jù)處理及匯入Anybody進(jìn)行肌肉模擬。

1.4.1 仿真流程：運(yùn)動(dòng)學(xué)分析

取得反光球位置后先以 Butterworth 低頻濾波器（4thorder Butterworthlow-pass fi lter） 過濾噪聲，截止頻率 （Cut-off Frequency） 為 10 Hz。并使用靜態(tài)運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)相對(duì)于動(dòng)態(tài)各肢段運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)進(jìn)行優(yōu)化修勻處理，使用尤拉參數(shù)計(jì)算出肢段關(guān)節(jié)角度［13］。

1.4.2 仿真流程：逆動(dòng)力學(xué)分析

將 Matlab 7.0 程序軟件修勻后數(shù)據(jù)使用 AnyBody Modeling System （AMS） Software （AnyBody Technology A/S，Aalborg，Denmark） Version 3.40分析，使用 gaitapplication 2程序非線性和非凸性 優(yōu)化方法，解決過度決定運(yùn)動(dòng)學(xué)方程式的問題。此最佳化方法同時(shí)可用來優(yōu)化骨骼肌肉大小、局部反光球坐標(biāo)和動(dòng)態(tài)模型數(shù)據(jù)，使骨骼肌肉模型和量測到軌跡的位置誤差達(dá)到最?。?-6］。

1.4.3 建立骨骼肌肉模型

人體骨骼肌肉數(shù)據(jù)使用 Gaitunimiami作為人體模型［2］，運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)和測力板數(shù)據(jù)經(jīng)過 gaitapplication 2 優(yōu)化后輸入 Anybody Modeling 軟件作為排球攔網(wǎng)起跳動(dòng)作的肌肉模擬。此模型輸入受試者人體參數(shù)，并調(diào)整成實(shí)際拍攝大小，利用優(yōu)化的方式使測量到的各肢段局部坐標(biāo)系與肌肉模型動(dòng)作中的誤差減為最小，這種方法優(yōu)化了骨骼肌肉模型。本研究使用20 顆反光球標(biāo)記作為骨骼肌肉模型驅(qū)動(dòng)，一個(gè)肢段至少標(biāo)記3個(gè)反光球作為軌跡優(yōu)化輸入?yún)?shù)，髖關(guān)節(jié)被建模為1個(gè)球形關(guān)節(jié)，自由度為 6；膝關(guān)節(jié)建模為旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié) （Revolute Joint） 自由度為 6；踝關(guān)節(jié)建模為萬向關(guān)節(jié)，運(yùn)動(dòng)學(xué)及動(dòng)力學(xué)計(jì)算所需反光球?yàn)?30 顆［1］。

1.4.4 仿真流程：計(jì)算肌肉活化和正向動(dòng)力學(xué)

本研究肌肉骨骼模型根據(jù)受試者身高決定，每只腳包含了 27 條肌肉的起始點(diǎn)、終點(diǎn)和肌肉模型。仿真時(shí)使用逆動(dòng)力學(xué)，從運(yùn)動(dòng)學(xué)的數(shù)據(jù)得到肌肉的力量，肌肉活化模擬是利用肌肉最大化和肌肉最小化（Max/Min Criterion）進(jìn)行肌肉力量標(biāo)準(zhǔn)化［6］，利用攝影系統(tǒng)拍攝好的反光球運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)，使用優(yōu)化的方法驅(qū)動(dòng)肌肉骨骼模型。表面肌電數(shù)據(jù)可用來支持利用逆動(dòng)力學(xué)所計(jì)算出的關(guān)節(jié)力矩，卻沒辦法評(píng)估個(gè)別肌肉的力量。大部分骨骼肌肉系統(tǒng)仿真后的肌肉活化特征，都是和表面肌電訊號(hào)作比較，肌肉力量不能被直接測量，但是可以通過獲得的表面肌電特征來得到活化情況以作為推估。過去的研究搜集肌電訊號(hào)往往受限于研究動(dòng)作，不能確切了解完整跳躍起跳動(dòng)作時(shí)肌肉活化情況，故本研究使用9條肌電訊號(hào)收集單側(cè)下肢肌肉訊號(hào)。

1.4.5 肌電訊號(hào)和肌肉仿真比較

肌電訊號(hào)處理采用 Butterworth 低頻濾波器過濾噪聲，截止頻率為 9 Hz，作為線性包絡(luò)線訊號(hào) ，觀察肌肉施力情況，最后除上3 s的最大自主收縮作為肌電訊號(hào)標(biāo)準(zhǔn)化，肌肉仿真訊號(hào)采用該次最大訊號(hào)作為標(biāo)準(zhǔn)化，再做肌肉活化趨勢比較。

1.5 數(shù)理統(tǒng)計(jì)分析

首先確定 12 次跳躍肌電訊號(hào)趨勢一致。統(tǒng)計(jì)上使用時(shí)間序列 ARIMA 模式的適合度量數(shù)，以正規(guī)化BIC（Bayesian）評(píng)估肌電訊號(hào)和下肢肌肉仿真訊號(hào)趨勢是否一致，本研究定義時(shí)間序列ARIMA正規(guī)化BIC。

結(jié)果 STDEV＜1 為相同動(dòng)作。確定9條肌電訊號(hào)趨勢一致后，隨機(jī)取1條測驗(yàn)資料用作逆運(yùn)動(dòng)學(xué)及動(dòng)力學(xué)分析，觀察慣用腳右腳腿后肌群、股四頭肌群、腓腸肌群和脛骨前肌肌肉活化的情況，使用時(shí)間序列的適合度量數(shù)參數(shù)正規(guī)化 BIC 評(píng)估肌電訊號(hào)和下肢肌肉仿真訊號(hào)趨勢是否一致。本研究定義正規(guī)化 BIC 差值超過 1 為趨勢不同，差值在 1以內(nèi)定義為趨勢相同。

2 研究結(jié)果

2.1 運(yùn)動(dòng)學(xué)、動(dòng)力學(xué)結(jié)果

如圖1所示，1）攔網(wǎng)起跳動(dòng)作前右腳髖關(guān)節(jié)最大角度約為84.44°，左腳髖關(guān)節(jié)最大角度約為82.56°，髖關(guān)節(jié)于跳躍啟動(dòng)后到離地前先出現(xiàn)約為 30°的屈曲，右腳髖關(guān)節(jié)力矩最大值為119.5N·m，左腳髖關(guān)節(jié)力矩最大值為80.5N·m。2）起跳動(dòng)作前膝關(guān)節(jié)角度約為60°，跳躍啟動(dòng)后到離地前出現(xiàn)約為2°的屈曲，右腳膝關(guān)節(jié)最大值力矩約101.1N·m，左腳膝關(guān)節(jié)最大值力矩約106.4N·m。3）起跳動(dòng)作踝關(guān)節(jié)角度約為 40°，跳躍啟動(dòng)后到離地前跖屈角度約為 60° ，右腳踝關(guān)節(jié)最大值力矩約76.1N·m，左腳踝關(guān)節(jié)最大值力矩約67.3N·m。

2.2 肌肉仿真結(jié)果與肌電訊號(hào)

表1 12 次表面肌電時(shí)間序列 ARIMA 正規(guī)化 BIC 結(jié)果Table 1 12 Times the Surface EMG Time Sequence ARIMA Normalized BIC Results

如表1、表2所示，本研究先取 12 次肌電訊號(hào)，發(fā)現(xiàn) 12次肌電訊號(hào)結(jié)果一致。Act 表示肌肉模擬經(jīng)由時(shí)間序列ARIMA 模式的適合度量數(shù)正規(guī)化 BIC 分析，股直肌平均值 6.94、股外側(cè)肌平均值 8.24、股內(nèi)側(cè)肌平均值7.30、股二頭肌平均值 5.98、半腱肌平均值 4.98、半膜肌平均值 5.81、脛骨前肌平均值 7.25、腓腸肌外側(cè)頭平均值 7.03 和腓腸肌內(nèi)側(cè)頭平均值 6.97。12 次正規(guī)化 BIC 結(jié)果 STDEV 皆＜1，顯示 12 次跳躍肌電圖為相同動(dòng)作。故本研究取一次實(shí)驗(yàn)資料來仿真排球攔網(wǎng)下肢肌肉活化情況，觀察股直肌表面肌電與股直肌肌肉模擬比較圖，可以發(fā)現(xiàn)趨勢是一樣的。股直肌標(biāo)準(zhǔn)化 BIC 數(shù)值也是相近的 （EMG=2.97，Act=3.00）。

圖1 起跳期下肢關(guān)節(jié)矢狀面“角度-時(shí)間”曲線及“力矩-時(shí)間”曲線圖Figure 1. Angle of the Lower Limb Joint-Time Curve and Moment-Time Curve in Sagittal Plane

表2 表面肌電與肌肉模擬時(shí)間序列 ARIMA 平穩(wěn)型R2與標(biāo)準(zhǔn)化 BIC 結(jié)果Table 2 Comparison of Surface Electromyography and Muscle Simulation Time Series ARIMA Smooth R Squared with Normalized BIC Results

股外側(cè)肌表面肌電與股外側(cè)肌肌肉模擬比較圖發(fā)現(xiàn)趨勢相同 （EMG=3.27，Act=2.63）。股外側(cè)肌表面肌電著地的數(shù)值比著地模擬數(shù)值大，有可能是由于模擬數(shù)值將力量分散給其他肌肉。

股內(nèi)側(cè)肌表面肌電與股內(nèi)側(cè)肌肌肉模擬比較圖發(fā)現(xiàn)趨勢相同 （標(biāo)準(zhǔn)化 BIC 差＜1），股內(nèi)側(cè)肌標(biāo)準(zhǔn)化 BIC數(shù)值相近 （EMG=2.76，Act=2.63） 。

半膜肌表面肌電與半膜肌肌肉模擬比較圖發(fā)現(xiàn)趨勢不同。半膜肌模擬數(shù)值在起跳動(dòng)作時(shí)不穩(wěn)定，著地期趨勢也不穩(wěn)定，標(biāo)準(zhǔn)化 BIC 數(shù)值也是不同的 （EMG=3.30，Act=2.81）。

半腱肌表面肌電與半腱肌肌肉模擬比較圖發(fā)現(xiàn)趨勢不同，半腱肌模擬出來的數(shù)值是穩(wěn)定的動(dòng)作趨勢，而實(shí)際量測表面肌電發(fā)現(xiàn)，跳躍時(shí)肌肉呈現(xiàn)不穩(wěn)定狀態(tài)，比較半腱肌標(biāo)準(zhǔn)化 BIC 數(shù)值也是不同的 （EMG=3.52，Act=4.22）。

股二頭肌表面肌電與股二頭肌肌肉模擬比較圖發(fā)現(xiàn)趨勢相同，但股二頭肌模擬數(shù)值較股二頭肌表面肌電早活化的趨勢，造成標(biāo)準(zhǔn)化 BIC 數(shù)值差異 （EMG=4.49，Act=3.51）。

脛骨前肌表面肌電與脛骨前肌肌肉模擬比較圖發(fā)現(xiàn)趨勢不同 （標(biāo)準(zhǔn)化 BIC 差＞1），實(shí)際量測表面肌電可以發(fā)現(xiàn)，跳躍和著地時(shí)脛骨前肌都呈現(xiàn)不穩(wěn)定的數(shù)值，可能是由于維持身體平衡和起跳動(dòng)作需用力而產(chǎn)生的現(xiàn)象，導(dǎo)致脛骨前肌標(biāo)準(zhǔn)化 BIC 數(shù)值也不同（EMG=2.97，Act=4.40）。

腓腸肌內(nèi)、外側(cè)頭表面肌電與腓腸肌肌肉模擬比較圖發(fā)現(xiàn)趨勢是一樣的。腓腸肌外側(cè)頭與腓腸肌內(nèi)側(cè)頭表面肌電數(shù)值趨勢幾乎相同，腓腸肌模擬數(shù)值較表面肌電早活化，其標(biāo)準(zhǔn)化 BIC 數(shù)值也是相近的（腓腸肌外側(cè)頭 EMG=3.44，腓腸肌內(nèi)側(cè)頭EMG=3.70，腓腸肌群Act=3.53）。

圖2 下肢肌肉模擬與表面肌動(dòng)作全期比較圖Figure 2. Comparison of Lower Limb Muscle Simulation and Surface Motion （MVC%） for the Whole （Time，Normalised%）

綜上所述，表面肌電與模擬數(shù)值趨勢相同的有股二頭肌、股內(nèi)側(cè)肌、股外側(cè)肌、股直肌、腓腸肌外側(cè)頭和腓腸肌內(nèi)側(cè)頭。趨勢不相同的有半腱肌、半膜肌和脛骨前肌 。

3 討論

本研究運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)使用優(yōu)化的方法驅(qū)動(dòng)肌肉骨骼模型，因此，將反光球所造成的皮膚位移降至最低，以排球攔網(wǎng)動(dòng)作的肌電訊號(hào)驗(yàn)證 Gaitunimiami下肢肌肉模型。Kar 等［6］的研究也使用表面肌電來驗(yàn)證骨骼肌肉模型。表面肌電使用排球攔網(wǎng)主要?jiǎng)幼骷∪鹤鳛檠芯繉?duì)象。經(jīng)由運(yùn)動(dòng)學(xué)結(jié)果可以得知，左腳與右腳的結(jié)果相同，然而，動(dòng)力學(xué)結(jié)果發(fā)現(xiàn)，下肢關(guān)節(jié)力矩不同，探究原因可能是所使用的測力板品牌不同造成的。而本研究力矩最大值也和Ridderikhoff等［9］的研究結(jié)果相似，在起跳前下肢關(guān)節(jié)力矩先些許降低，而后急速提升，然而，此動(dòng)作為排球攔網(wǎng)動(dòng)作，類似蹲踞跳 （Squat Jumps，SJ），起跳前就下蹲準(zhǔn)備跳躍，故從運(yùn)動(dòng)學(xué)結(jié)果無明顯伸張-收縮循環(huán)（Stretch-Shortening-Cycle，SSC）的動(dòng)作特性。

肌肉仿真訊號(hào)與表面肌電相似的有股二頭肌、股直肌、股外側(cè)肌、股內(nèi)側(cè)肌、腓腸肌外側(cè)頭和腓腸肌內(nèi)側(cè)頭，差異較大的有半腱肌、半膜肌和脛骨前?。?］。從排球攔網(wǎng)起跳動(dòng)作可發(fā)現(xiàn)，肌肉模擬數(shù)值與表面肌電數(shù)值有些微差異，觀察股四頭肌在起跳動(dòng)作時(shí)的肌肉活化情況發(fā)現(xiàn)，股直肌模擬數(shù)值與表面肌電訊號(hào)肌肉活化的時(shí)間相同，但起跳動(dòng)作時(shí)肌肉模擬數(shù)值較小。股外側(cè)肌和股內(nèi)側(cè)肌模擬數(shù)值與表面肌電訊號(hào)趨勢相同，但表面肌電活化的時(shí)序較慢，推測股四頭肌肌肉模擬數(shù)值在起跳動(dòng)作時(shí)，肌肉活化的趨勢由股直肌活化分散至股外側(cè)肌和股內(nèi)側(cè)肌。所以，股二頭肌、股外側(cè)肌和股內(nèi)側(cè)肌活化的時(shí)序較肌肉模擬數(shù)值慢，相對(duì)的表面肌電在股直肌的活化上較肌肉模擬數(shù)值高，在運(yùn)動(dòng)學(xué)相同動(dòng)作下，表面肌電和肌肉模擬數(shù)值理應(yīng)有一樣的結(jié)果。然而，肌肉模擬股直肌起跳攔網(wǎng)動(dòng)作時(shí)，活化數(shù)值較低，相對(duì)的提早了股二頭肌、股外側(cè)肌和股內(nèi)側(cè)肌肌肉活化的時(shí)間，但觀察活化趨勢都是相同的，半腱肌為了維持跳躍時(shí)身體的平衡模擬數(shù)值，而呈現(xiàn)不穩(wěn)定的趨勢，大腿肌群在起跳動(dòng)作期間，表面肌電在也有明顯的共同收縮。腓腸肌肌肉模擬數(shù)值和表面肌電趨勢相同，表面肌電起跳動(dòng)作時(shí)肌肉活化時(shí)間較模擬數(shù)值長，脛骨前肌表面肌電為維持身體平衡數(shù)值顯得較不穩(wěn)定。

Spagele等［14］的研究與本研究結(jié)果相同的有髂腰肌、股直肌、腓腸肌群、比目魚肌和脛骨前肌的趨勢，發(fā)現(xiàn)不相同的有臀大肌與股二頭肌。Sasaki等［12］作雙腳急跳 （Stop-Jumps） 動(dòng)作收集雙腳表面肌電并模擬下肢雙腳肌肉活化情況，與本研究下肢排球攔網(wǎng)動(dòng)作形態(tài)類似。模擬下肢肌肉活化趨勢相同的有股二頭肌、股直肌、腓腸肌群和股外側(cè)肌。本研究模型為下肢 42 條肌肉，相較上述兩篇研究下肢模型較為簡單，本研究的肌肉力量可能分布于較多的肌肉群，因而研究結(jié)果有所差異。

實(shí)驗(yàn)上因無法直接量測到肌肉的力量，所以，采用測量表面肌電的方法去評(píng)估肌肉活化的情況，進(jìn)一步將模擬出來的數(shù)值與表面肌電作比較，肌肉力量通常使用表面肌電圖作為參考值，這個(gè)方法可以有效的評(píng)估動(dòng)作中肌肉活化趨勢，但實(shí)際上不能用來驗(yàn)證肌肉力量的大小，因此，直接在肌肉模型上建立人體參數(shù)和定義肌肉能負(fù)荷的肌肉力量成為肌肉模擬的趨勢。肌肉模擬所需要的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)是影響仿真結(jié)果的重要關(guān)鍵，在計(jì)算關(guān)節(jié)角度和關(guān)節(jié)力矩上，錯(cuò)誤的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)會(huì)改變仿真肌肉力量的幅度，特別是使用逆動(dòng)力學(xué) （Inverse Dynamics）和靜態(tài)優(yōu)化方法 （Static Optimization）［12］。故本研究使用優(yōu)化的方法驅(qū)動(dòng)肌肉骨骼模型，將靜態(tài)數(shù)據(jù)最優(yōu)化以推估整個(gè)動(dòng)作過程。通過研究結(jié)果得知，排球攔網(wǎng)起跳動(dòng)作主要作用肌群為股外側(cè)肌、股內(nèi)側(cè)肌、股直肌、脛前肌和腓腸肌群，因此，未來須強(qiáng)化這些肌群的訓(xùn)練以利排球攔網(wǎng)跳躍動(dòng)作的完成。

4 結(jié)論與建議

4.1 結(jié)論

排球運(yùn)動(dòng)員膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)等下肢損傷是運(yùn)動(dòng)中最常見的損傷，可縮短運(yùn)動(dòng)壽命，因而不容忽視。為確保優(yōu)秀運(yùn)動(dòng)員在訓(xùn)練或比賽中減少下肢運(yùn)動(dòng)傷害，并確認(rèn)實(shí)驗(yàn)資料的正確性而構(gòu)建個(gè)別骨骼肌肉模型。本研究使用運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)驅(qū)動(dòng)肌肉骨骼模型，發(fā)現(xiàn)預(yù)測值與表面肌電訊號(hào)有密切關(guān)系，并驗(yàn)證所建立的骨骼肌肉模型符合實(shí)際動(dòng)作肌肉活化情況。使用表面肌電驅(qū)動(dòng)膝關(guān)節(jié)骨骼肌肉模型可以預(yù)測膝關(guān)節(jié)力矩，排球攔網(wǎng)起跳動(dòng)作主要作用肌群為股外側(cè)肌、股內(nèi)側(cè)肌、股直肌、脛前肌和腓腸肌群，因此在訓(xùn)練上必須強(qiáng)化這些肌群以利于排球攔網(wǎng)跳躍動(dòng)作的完成和減少運(yùn)動(dòng)損傷。

4.2 研究限制與建議

1.本研究模擬計(jì)算并未考慮到肌肉共同收縮的特性。共同收縮的肌電活化反應(yīng)經(jīng)常在下肢運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練或康復(fù)訓(xùn)練文章中被討論，在未來研究上須列入考慮。本研究所仿真出來的骨骼肌肉模型，未來在未黏貼表面肌電的情況下，可以用來預(yù)測受試者在做動(dòng)作時(shí)肌肉活化的情況，也能測量到某些動(dòng)作造成的關(guān)節(jié)受力過大，在運(yùn)動(dòng)傷害的預(yù)防上有很大的幫助。此外，還可針對(duì)特別肌群施以訓(xùn)練，為排球訓(xùn)練提供參考。

2.本研究僅應(yīng)用3名國家健將組女子排球運(yùn)動(dòng)員進(jìn)行模型構(gòu)建，且沒有考慮不同位置，但本研究提出一種利用表面肌電和測力板等進(jìn)行肌肉模型構(gòu)建的方法，可以推廣到更多優(yōu)秀運(yùn)動(dòng)員和不同項(xiàng)目中進(jìn)行科技攻關(guān)與科技服務(wù)。

［1］ AAGAARD H，J?RGENSEN U.Injuries in elite volleyball［J］. Scand J Med Sci Sports，1996，6（4）：228-232.

［2］ ANDERSON F C，PANDY M G. A dynamic optimization solution for vertical jumping in three dimensions［J］. Computer Methods Biomech Biomed Engineer，1999，2（3）：201-231.

［3］ ANDERSEN M S，DAMSGAARD M，RASMUSSEN J.Kinematic analysis of over-determinate biomechanical systems［J］.Computer Methods Biomech Biomed Engineer，2009，12（4）：371-384.

［4］ ANDERSEN M S，DAMSGAARD M，MACWILLIAMS B，et al.A computationally efficient optimisation-based method for parameter identification of kinematically determinate and over-determinate biomechanical systems［J］. Computer Methods Biomech Biomed Engineer，2010，13（2）：171-183.

［5］ BERGMANN G，DEURETZBACHER G，HELLER M，et al. Hip contact forces and gait patterns from routine activities［J］. J Biomech，2001，34（7）：859-871.

［6］ KAR J，QUESADA P M. A musculoskeletal modeling approach for estimating anterior cruciate ligament strains and knee anterior-posterior shear forces in stop-jumps performed by young recreational female athletes［J］.Ann Biomed Engineer，2013，41（2）：338-348.

［7］ KROSSHAUG T，SLAUTERBECK J R，ENGEBRETSEN L，et al.Biomechanical analysis of anterior cruciate ligament injury mechanisms：three-dimensional motion reconstruction from video sequences［J］.Scand J Med Sci Sports，2007，17（5）：508-519.

［8］ LAUGHLIN W A，WEINHANDL J T，KERNOZEK T W，et al.The effects of single-leg landing technique on ACL loading［J］. J Biomech，2011，44（10）：1845-1851.

［9］ RIDDERIKHOFF A，BATELAAN J H，BOBBERT M F. Jumping for distance：Control of the external force in squat jumps［J］. Med Sci Sports Exerc，1999，31（8）：1196-1204.

［10］ THELEN D G，ANDERSON F C. Usingcomputed muscle control to generate forward dynamic simulations of human walking from experimental data［J］. J Biomech，2006，39（6）：1107-1115.

［11］ THELEN D G，ANDERSON F C，DELP S L.Generating dynamic simulations of movement using computed muscle control［J］. J Biomech，2003，36（3）：321-328.

［12］ SASAKI K，NEPTUNE R R.Individual muscle contributions to the axial knee joint contact force during normal walking［J］. J Biomech，2010，43（14）：2780-2784.

［13］ S?DERKVIST I，WEDIN P.Determining the movements of the skeleton using well-conf i gured markers［J］. J Biomech，1993，26（12）：1473-1477.

［14］ SPAGELE T，KISTNER A，GOLLHOFER A.Modelling simulation and optimisation of a human vertical jump［J］.J Biomech，1999，32（5）：521-530.

［15］ ZAJAC F E，NEPTUNE R R，KAUTZ S A. Biomechanics and muscle coordination of human walking：Part II：Lessons from dynamical simulations and clinical implications［J］. Gait Posture，2003，17（1）：1-17.

The Model Construction of Lower Limbs’ Skeletal Muscles on the Blocking Actions of Female Volleyball Players

Objective：To simulate the muscle movements of lower limbs while jumping off to do the action of blocking and building the model construction of skeletal muscles on blocking，which will be verif i ed by the surface electromyography （SEMG）. Method：The subjects are three excellent female volleyball players in this study. Nine sets of Vicon Mcam2 optical cameras （250 Hz），two force plates and surface electromyography （SEMG） were used to collect data simultaneously. The data processing is based on Matlab and Anybody and an inverse dynamic process was used to calculate the kinetically parameters for the lower extremity. Result：1） the main functional muscle groups while jumping off to do the volleyball blocking action are rectus femoris，Vastus medial，rectus femoris，rectus femoris，tibialis anterior and gastrocne mius. 2） While jumping off，the maximal torque of right hip joint is about 121.7 N·m，the maximal torque of left hip joint is about 83.5 N·m；the maximal torque of right knee is about 107.9 N·m，the maximal torque of left knee knee is about 103.4 N·m；the maximal torque of right ankle is about 78.9 N·m，the maximal torque of left ankle maximum is about 65.6 N ·m. 3） The surface electromyography （SEMG） of vastus medialis，vastus lateralis，rectus femoris，lateral gastrocnemius triceps，medial head of gastrocnemius muscle，showed the same trend with the simulated data. On the other side，the surface electromyography （SEMG） of semitendinosus，semimembranous，tibialis anterior showed a different trend with the simulated data. Conclusion：This study uses the kinematic data to drive the musculoskeletal model and fi nds out that the predicted value is closely related to the SEMG signal and verif i ed the established skeletal muscle model is consistent with the actual muscle activation.

volleyball；blocking；muscles model；EMG

G804.6

A

1002-9826（2017）05-0054-06

10. 16470/j. csst. 201705006

2016-08-08；

2017-06-13

重慶市教委科技項(xiàng)目（1400100）。

茍明，男，副教授，碩士， 研究方向?yàn)轶w育信息技術(shù)與運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練， Tel：（023）67288780，E-mail：43875958@ qq.com。

西南政法大學(xué) 體育部，重慶 401120 Southwest University of Political Science and Law，Chongqing 401120，China.