趙 樂 劉衛(wèi)國

羽毛球蹬跨步膝關(guān)節(jié)力學(xué)特征研究*

趙 樂1劉衛(wèi)國1

（1.仲愷農(nóng)業(yè)工程學(xué)院，廣東 廣州 510225；2.廣西師范大學(xué)，廣西 桂林 541004）

羽毛球蹬跨步法是較為常見的步法，由于動(dòng)作速度快、沖擊力大很容易導(dǎo)致膝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)損傷。通過測(cè)試法、仿真分析法、數(shù)理統(tǒng)計(jì)法等研究方法，采用Coda motion三維捕捉系統(tǒng)與ATMI三維測(cè)力臺(tái)同步采集羽毛球蹬跨步法運(yùn)動(dòng)學(xué)與動(dòng)力學(xué)參數(shù)，將運(yùn)動(dòng)學(xué)與動(dòng)力學(xué)數(shù)據(jù)導(dǎo)入Anybody仿真分析軟件分析膝關(guān)節(jié)受力特征，闡述不同運(yùn)動(dòng)速度情況下膝關(guān)節(jié)力的特征，使羽毛球運(yùn)動(dòng)員和愛好者能夠清晰地了解此步法膝關(guān)節(jié)部位的力學(xué)特征，提高羽毛球運(yùn)動(dòng)技術(shù)水平，同時(shí)避免損傷。

Anybody；羽毛球蹬跨步法；膝關(guān)節(jié)力

羽毛球蹬跨上網(wǎng)步需要運(yùn)動(dòng)員急停、跳躍以及蹬伸發(fā)力，很容易造成膝關(guān)節(jié)的損傷[1-5]。為了清晰地了解此步法生物力學(xué)特征，以闡述不同運(yùn)動(dòng)速度情況下膝關(guān)節(jié)的受力特征，本文基于逆動(dòng)力學(xué)原理，借助Anybody仿真軟件，通過調(diào)用其現(xiàn)有模型，根據(jù)羽毛球蹬跨步的特征姿態(tài)對(duì)模型進(jìn)行修整，從而構(gòu)建出步法特征姿態(tài)的生物力學(xué)模型[6-10]，進(jìn)一步利用負(fù)荷重載計(jì)算出對(duì)應(yīng)時(shí)刻支撐腿膝關(guān)節(jié)的力學(xué)參數(shù)，并對(duì)比不同速度下膝關(guān)節(jié)力學(xué)參數(shù)，以探討羽毛球蹬跨上網(wǎng)步膝關(guān)節(jié)受力特征[11-13]。

1 研究方法

1.1 測(cè)試法

1.1.1實(shí)驗(yàn)設(shè)備

本文使用的設(shè)備主要有英國產(chǎn)Codamotion三維動(dòng)作捕捉系統(tǒng)（圖1）、美國產(chǎn)ATMI三維測(cè)力平臺(tái)系統(tǒng)、信號(hào)同步3D盒（圖2）。

圖1 Codamotion三維動(dòng)作捕捉系統(tǒng)

圖2 同步信號(hào)設(shè)備

1.1.2測(cè)試過程

1.1.2.1測(cè)試前準(zhǔn)備

（1）受試者準(zhǔn)備

本文共選取10名男子羽毛球運(yùn)動(dòng)員作為測(cè)試對(duì)象，為了控制測(cè)試數(shù)據(jù)離散程度，選擇同一水平的運(yùn)動(dòng)員，運(yùn)動(dòng)水平均為羽毛球國家一級(jí)，所有受試者均自愿參加本實(shí)驗(yàn)，知曉各實(shí)驗(yàn)環(huán)節(jié)。受試者24小時(shí)內(nèi)未進(jìn)行劇烈運(yùn)動(dòng)，由專門測(cè)試人員按照實(shí)驗(yàn)方案對(duì)受試者進(jìn)行Marker粘貼，粘貼位置見表1和圖3，保證CX1裝置能夠較好地自動(dòng)識(shí)別Marker。受試者進(jìn)行熱身活動(dòng)，熟悉測(cè)試動(dòng)作。

表1 Marker粘貼位置

序號(hào)位置序號(hào)位置序號(hào)位置 1左腳二腳趾8左髂后上棘15右髂前上棘 2左腳腳跟9右腳二腳趾16右髂后上棘 3左踝10右腳腳跟17C7頸椎棘突 4左膝外上髁11右踝18胸棘突 5左膝12右膝外上髁21右肩 6左大腿中線13右膝22右肘 7左髂前上棘14右大腿中線23右腕

圖3 Marker點(diǎn)粘貼示意圖

（2）Codamotion三維動(dòng)作捕捉系統(tǒng)

圖4 空間坐標(biāo)標(biāo)定

測(cè)試前首先布置測(cè)試場(chǎng)地，CX1裝置放置于受試者周圍，主光軸夾角為180°，高度為1.8米，距離測(cè)力平臺(tái)中央均為3米，能夠最大可能識(shí)別所有的Marker。對(duì)系統(tǒng)進(jìn)行空間坐標(biāo)標(biāo)定，見圖4，“1”代表X方向，即運(yùn)動(dòng)方向，“2”代表Y方向，“3”代表Z方向。動(dòng)作捕捉頻率設(shè)定為100Hz。

（3）三維測(cè)力平臺(tái)系統(tǒng)

測(cè)試前利用重力調(diào)試檢驗(yàn)設(shè)備的準(zhǔn)確性。測(cè)力臺(tái)測(cè)試頻率為100Hz，閾值設(shè)置為10N。

（4）同步信號(hào)數(shù)據(jù)線連接擴(kuò)展Hub和三維測(cè)力臺(tái)，確保信號(hào)能夠正常同步。

1.1.2.2正式測(cè)試

(1)運(yùn)動(dòng)速度控制

本研究通過控制喂球高度來控制運(yùn)動(dòng)員的速度，測(cè)試中采取羽毛球垂直下落的方式，分別從距離球網(wǎng)最高點(diǎn)40cm和60cm兩個(gè)高度進(jìn)行喂球，從而控制運(yùn)動(dòng)員分別采用快速與慢速的蹬跨上網(wǎng)步進(jìn)行擊球。并要求羽毛球在地面上的投影距離球網(wǎng)30cm，距離單打邊線30cm。

(2)測(cè)試動(dòng)作及過程

當(dāng)指揮員發(fā)出“開始”口令后，喂球人員立即松手，保證球自由下落。受試者采用三步蹬跨上網(wǎng)步法模擬挑球動(dòng)作，要求第二步采用墊步的方式，且第二跨步時(shí)受試者右腳落于測(cè)力臺(tái)寬度的中間位置，步法如圖5，“1”代表第一跨步，即啟動(dòng)后第一步，“2”代表墊步，即第二步，“3”代表第二跨步，即第三步。根據(jù)Codamotion系統(tǒng)數(shù)據(jù)實(shí)時(shí)反饋，每個(gè)喂球高度每人分別采集3次成功動(dòng)作，保證每個(gè)動(dòng)作沒有可直接觀測(cè)的錯(cuò)誤，而且Marker點(diǎn)識(shí)別度較好。

圖5 蹬跨上網(wǎng)步法示意圖

1.1.3 數(shù)據(jù)采集

運(yùn)動(dòng)學(xué)原始數(shù)據(jù)采用Codamotion Odin軟件解析，主要獲取指標(biāo)包括下肢關(guān)節(jié)角度、角速度、運(yùn)動(dòng)時(shí)間、位移等。動(dòng)力學(xué)數(shù)據(jù)采用ATMI三維測(cè)力臺(tái)系統(tǒng)獲取，主要指標(biāo)包括足底壓力與膝關(guān)節(jié)反作用力。

1.2 仿真分析法

膝關(guān)節(jié)作為人體最為復(fù)雜的關(guān)節(jié)，包括內(nèi)、外脛股關(guān)節(jié)和髕股關(guān)節(jié)，可繞冠狀軸做屈伸運(yùn)動(dòng)，繞垂直軸做內(nèi)旋與外旋運(yùn)動(dòng)。在日?；顒?dòng)與體育運(yùn)動(dòng)中膝關(guān)節(jié)均發(fā)揮著重要的生物力學(xué)功能。蹬跨上網(wǎng)步法足地接觸力對(duì)膝關(guān)節(jié)反作用力具有較大的影響。本文借助東北大學(xué)Anybody仿真分析軟件，就運(yùn)動(dòng)員緩沖蹬伸階段足地接觸力對(duì)膝關(guān)節(jié)膝關(guān)節(jié)反作用力的影響進(jìn)行分析，期望能夠找到不同速度蹬跨上網(wǎng)步法膝關(guān)節(jié)反作用力的變化特征。

1.3 數(shù)理統(tǒng)計(jì)法

2 結(jié)果與分析

2.1 蹬跨步法緩沖蹬伸階段運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)統(tǒng)計(jì)

采用Codamotion三維動(dòng)作捕捉系統(tǒng)獲取羽毛球蹬跨步法緩沖蹬伸階段的運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)，見表2、表3。

表2 緩沖階段右側(cè)下肢各關(guān)節(jié)角度變化（單位：°）

關(guān)節(jié)時(shí)相快速組慢速組 髖關(guān)節(jié)落地時(shí)刻113.56±5.89110.25±8.69 緩沖結(jié)束時(shí)刻75.06±9.0371.57±6.48 變化值38.50±8.0338.68±6.70 膝關(guān)節(jié)落地時(shí)刻163.20±5.24*156.90±7.87 緩沖結(jié)束時(shí)刻110.63±8.32105.59±6.07 變化值52.57±4.9351.31±7.31 踝關(guān)節(jié)落地時(shí)刻104.59±5.15**112.78±6.64 緩沖結(jié)束時(shí)刻90.05±4.90*94.40±5.94 變化值14.55±5.2818.38±7.83

注：*代表P＜0.05，表示具有顯著性差異；**代表P＜0.01，表示具有非常顯著性差異，下同。

表3 蹬伸階段右側(cè)下肢各關(guān)節(jié)角度變化（單位：°）

關(guān)節(jié)時(shí)相快速組慢速組 髖關(guān)節(jié)蹬伸開始時(shí)刻75.06±9.0371.57±6.48 離地時(shí)刻141.25±5.90141.10±8.67 變化值66.19±8.0869.52±6.73 膝關(guān)節(jié)蹬伸開始時(shí)刻110.63±8.32105.59±6.07 離地時(shí)刻167.74±5.89*160.84±7.79 變化值57.11±5.4955.25±7.20 踝關(guān)節(jié)蹬伸開始時(shí)刻90.05±4.90*94.40±5.94 離地時(shí)刻115.41±5.03114.51±6.45 變化值25.36±5.19*20.11±6.15

2.2 蹬跨步法緩沖蹬伸階段動(dòng)力學(xué)數(shù)據(jù)統(tǒng)計(jì)

采用ATMI三維測(cè)力平臺(tái)系統(tǒng)獲取羽毛球蹬跨步法緩沖蹬伸階段的動(dòng)力學(xué)數(shù)據(jù)，見表4、表5。

表4 緩沖階段三維力極值統(tǒng)計(jì)結(jié)果（單位：N）

力值方向快速組一般組 Fx-351.71±52.94**-250.88±52.95 Fy-764.97±97.26**-555.14±97.26 Fz1628.75±207.91**1321.75±204.54

表5 蹬伸階段三維力極值統(tǒng)計(jì)結(jié)果（單位：N）

力值方向快速組一般組 Fx-149.34±53.41-111.92±50.58 Fy-494.63±105.86**-375.15±105.86 Fz1250.78±214.4**1020.69±171.07

2.3 基于Anybody仿真軟件計(jì)算膝關(guān)節(jié)力特征分析

Anybody仿真軟件在逆動(dòng)力學(xué)研究領(lǐng)域處于較為領(lǐng)先的地位，其已構(gòu)建較為廣泛的各類體育項(xiàng)目相關(guān)動(dòng)作的骨骼肌肉模型，能夠滿足廣大研究者的需求，具有軟件專屬的腳本語言“AnyScript語言”，可對(duì)模型進(jìn)行修整以及工作環(huán)境的限定。廣泛應(yīng)用于步態(tài)、自行車運(yùn)動(dòng)、汽車產(chǎn)業(yè)等方面，可進(jìn)行步態(tài)特征分析、技術(shù)分析、損傷分析以及性能測(cè)試等方面的研究。國內(nèi)學(xué)者紀(jì)仲秋在此方面研究較為深入，比如通過對(duì)太極拳動(dòng)作的仿真與驗(yàn)證，研究分析下肢生物力學(xué)特征。

本文基于逆動(dòng)力學(xué)原理，借助Anybody仿真軟件，調(diào)用其現(xiàn)有模型，根據(jù)蹬跨步法特征姿態(tài)對(duì)模型進(jìn)行修整和重載，從而構(gòu)建步法特征姿態(tài)生物力學(xué)模型，進(jìn)一步計(jì)算對(duì)應(yīng)時(shí)刻的右側(cè)膝關(guān)節(jié)力，分析膝關(guān)節(jié)力特征規(guī)律，同時(shí)對(duì)比分析不同速度對(duì)膝關(guān)節(jié)力的影響。

2.3.1調(diào)用模型，定義模型姿勢(shì)

2.3.1.1選取、調(diào)用、修整和重載模型

Anybody軟件中的人體站立模型是應(yīng)用較為廣泛而且是根據(jù)大樣本量構(gòu)建的模型，在仿真分析中屬于較為通用的模型，避免產(chǎn)生針對(duì)每名運(yùn)動(dòng)員進(jìn)行模型定義的較大工作量，所以本研究中選取人體站立模型（Human Standing Template Model），加載之后如圖6。

模型加載之后需根據(jù)本研究目的進(jìn)行模型修整，此過程需在模型文件“Mannequin.any”中進(jìn)行，利用腳本語言“Any Folder Posture={ }，Any Folder Load{ }”對(duì)模型參數(shù)進(jìn)行設(shè)定。本研究中主要分析下肢生物力學(xué)特征，并沒有對(duì)上肢數(shù)據(jù)進(jìn)行采集，經(jīng)過檢驗(yàn)計(jì)算，有無上肢對(duì)膝關(guān)節(jié)力的計(jì)算沒有影響，同時(shí)考慮到蹬跨步模型美觀，所以去掉了模型的上肢以及軀干部分的肌肉，如圖7所示。模型修整結(jié)束，需重載模型。

圖6 站立初始模型

圖7 站立修整模型

2.3.1.2編寫AnyScript腳本語言，以關(guān)節(jié)角度定義模型姿勢(shì)

AnyScript語言是Anybody軟件中特有的腳本語言，例如“AnyVar KneeFlexion=0.0”即是對(duì)膝關(guān)節(jié)屈曲角度的定義，“PostureVel”是對(duì)關(guān)節(jié)角速度的限定。

本研究中主要針對(duì)右側(cè)下肢進(jìn)行模型姿勢(shì)的調(diào)整，主要包括髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)。由于模型本身具有自動(dòng)平衡功能，所以需對(duì)異側(cè)腿的關(guān)節(jié)角度進(jìn)行調(diào)整，模型調(diào)整關(guān)節(jié)角度以Codamotion紅外捕捉系統(tǒng)采集的運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)為準(zhǔn)。模型姿勢(shì)修整結(jié)束后對(duì)模型重新加載，圖8為緩沖蹬伸階段落地時(shí)刻調(diào)整后的姿勢(shì)示意圖。

圖8 定義重載后模型示意圖（左為快速組，右為一般組）

選擇足地接觸點(diǎn)為受力點(diǎn)，在AnyForce3D Force={X，Y，Z}三個(gè)方向力值輸入施加三維力向量的命令語句后，重載模型，進(jìn)行逆動(dòng)力學(xué)分析（Inverse Dynamic Analysis），獲取膝關(guān)節(jié)力。

2.3.2設(shè)定三維力向量，逆動(dòng)力學(xué)計(jì)算

選擇足地接觸點(diǎn)為受力點(diǎn)，在AnyForce3D Force={X，Y，Z}三個(gè)方向力值輸入施加三維力向量的命令語句后，重載模型，進(jìn)行逆動(dòng)力學(xué)分析（Inverse Dynamic Analysis），獲取膝關(guān)節(jié)力。

2.3.3膝關(guān)節(jié)力學(xué)特征分析

表6 緩沖蹬伸階段極值時(shí)刻膝關(guān)節(jié)力

膝關(guān)節(jié)力緩沖階段蹬伸階段 快速組一般組快速組一般組 垂直軸*4303.64±537.01*4157.50±561.11*4051.64±457.23*3821.53±438.72 矢狀軸1424.92±205.62**1027.68±283.502410.54±568.41*2026.41±358.14 冠狀軸679.59±196.43*531.47±119.141171.37±256.82*936.72±215.74

注：縱向三者比較用“*”表示數(shù)值大小相鄰間的差異有顯著性，并標(biāo)注在較大數(shù)值前方

由表6分析，在緩沖階段極值時(shí)刻快速組與慢速組的膝關(guān)節(jié)垂直軸力無差異。膝關(guān)節(jié)矢狀軸力具有非常顯著性差異，冠狀軸力具有顯著性差異，說明在緩沖階段，速度對(duì)矢狀軸和冠狀軸上的力影響較大，對(duì)垂直軸影響較小。分析認(rèn)為，在緩沖階段極值時(shí)刻，膝關(guān)節(jié)屈曲程度較小，幾乎以伸直狀態(tài)觸地，由于身體移動(dòng)速度產(chǎn)生的慣性作用，人體呈以右腳為圓心向前滾動(dòng)運(yùn)動(dòng)，膝關(guān)節(jié)快速屈曲，股骨在脛骨平臺(tái)上前移，同時(shí)膝關(guān)節(jié)有旋外動(dòng)作，在速度越快的條件下，地面沖擊力越大，膝關(guān)節(jié)在矢狀軸與冠狀軸上的力相對(duì)會(huì)呈增大趨勢(shì)。在蹬伸階段膝關(guān)節(jié)三個(gè)方向上的力變化特征與緩沖階段基本一致，垂直軸力沒有顯著性差異，矢狀軸與冠狀軸上的膝關(guān)節(jié)力具有顯著性差異。

羽毛球運(yùn)動(dòng)員蹬跨上網(wǎng)步法緩沖蹬伸階段膝關(guān)節(jié)主要是快速屈曲和伸展運(yùn)動(dòng)，垂直軸方向膝關(guān)節(jié)力過大且作用時(shí)間較短時(shí)，關(guān)節(jié)內(nèi)部組織對(duì)力的緩沖效果降低，會(huì)增加半月板損傷、關(guān)節(jié)面軟骨的磨損等。在蹬跨上網(wǎng)步法緩沖蹬伸階段，快速組與慢速組垂直軸膝關(guān)節(jié)受力最大值大約是自身重力的6.7倍和5.8倍左右，在緩沖結(jié)束時(shí)刻左右受力最小，快速組大約是自身體重的2倍，慢速組稍高，大約是自身重力2.6倍左右。膝關(guān)節(jié)矢狀軸力控制股骨與脛骨的相對(duì)位移，使二者出現(xiàn)相對(duì)滑動(dòng)的趨勢(shì)，容易造成前交叉韌帶的損傷。同時(shí)在矢狀軸上，股四頭肌需要收縮對(duì)此進(jìn)行控制，使得髕骨面牽拉力增大，導(dǎo)致髕骨損傷。在冠狀軸上，人們?cè)谛凶咧邢リP(guān)節(jié)在左右方向上是較為穩(wěn)定的，但是在蹬跨步法中，由于膝關(guān)節(jié)有明顯的旋外動(dòng)作，膝關(guān)節(jié)內(nèi)外側(cè)副韌帶負(fù)荷增加，長期疲勞積累可能會(huì)造成損傷。

綜上研究分析，對(duì)比分析快速組與慢速組膝關(guān)節(jié)力，快速組蹬跨上網(wǎng)步法緩沖蹬伸階段膝關(guān)節(jié)力相對(duì)較大，這是由于快速組速度較大，足底沖擊力更大，速度與足底受力對(duì)膝關(guān)節(jié)力影響較大。隨后快速組膝關(guān)節(jié)力下降更快，而且緩沖結(jié)束時(shí)膝關(guān)節(jié)力小于一般組。快速組動(dòng)作速度較快，結(jié)合運(yùn)動(dòng)學(xué)以及動(dòng)力學(xué)特征，足底落地時(shí)刻下肢伸展程度大，角度變化快，身體前傾幅度小，更有利于緩沖沖擊力，減少膝關(guān)節(jié)力，對(duì)膝關(guān)節(jié)脛骨平臺(tái)以及韌帶等組織的保護(hù)性更強(qiáng)。在蹬伸階段，快速組膝關(guān)節(jié)力逐漸增大，最大值超過慢速組，這與快速組在緩沖階段的良好緩沖效果有關(guān)，快速組緩沖效果好，肌肉蓄積力量更多，蹬伸力量更大，膝關(guān)節(jié)受力也就越大。

3 結(jié)論與建議

3.1 移動(dòng)速度對(duì)羽毛球蹬跨步的緩沖與蹬伸階段膝關(guān)節(jié)三個(gè)方向的受力分布均無影響，都是垂直方向的力遠(yuǎn)大于左右與前后方向，分別是自身重力的6.7倍和5.8倍。

3.2 移動(dòng)速度對(duì)羽毛球蹬跨步的緩沖與蹬伸階段膝關(guān)節(jié)的矢狀軸和冠狀軸的受力均有影響：移動(dòng)速度越快，膝關(guān)節(jié)在矢狀軸和冠狀軸上的受力越大。提示：高強(qiáng)度訓(xùn)練與比賽應(yīng)強(qiáng)化專業(yè)裝備的配置，尤其要注意配置膝關(guān)節(jié)護(hù)具以減少膝關(guān)節(jié)損傷。

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Analysis of Forces Transmitted by Knee Joint of Badminton Pedaling Footwork based on Anybody

ZHAO Le，etal,

（Zhongkai University of Agriculture and Engineering, Guangzhou 510225 Guangdong, China）

全國教育科學(xué)規(guī)劃課題，青少年運(yùn)動(dòng)技能“選-學(xué)-評(píng)”的適應(yīng)性研究及其標(biāo)準(zhǔn)構(gòu)建（BLA150064）。

趙樂（1989-），碩士，講師，研究方向：體育教學(xué)訓(xùn)練學(xué)。