陳 豪,李建設,宋萬翔

(1.寧波大學 體育學院，浙江 寧波 315211；2.寧波大學 大健康研究院，浙江 寧波315211;3.浙江經(jīng)濟職業(yè)技術學院，浙江 杭州 310018)

0 前 言

常見的運動損傷多發(fā)生在下肢踝、膝、髖三關節(jié)，包括韌帶撕裂、軟骨損傷或骨折等[1-3]。在下肢觸地緩沖動作中，不論男、女其膝關節(jié)都將承擔最多的沖擊負荷，踝關節(jié)的跖屈肌和髖關節(jié)的伸肌則分別是女、男應對沖擊負荷的第二選擇[4]。而膝關節(jié)損傷一般出現(xiàn)在突發(fā)性的變向運動，各個角度上的突?；騿樱墙佑|性關節(jié)韌帶損傷就是主要發(fā)生在運動時變速、變向[5-7]。作為維持膝關節(jié)穩(wěn)定性中核心韌帶之一的膝關節(jié)前交叉韌帶ACL(Anterior Cruciate Ligament)，是人體最復雜的關節(jié)之一且尤其容易受傷，如男子足球運動員ACL斷裂是常見的運動損傷之一[8]。

以較小的膝關節(jié)屈曲完成側切時勢必會在減速支撐期增大膝關節(jié)載荷，而增加的載荷必然施加至關節(jié)其他方向致使膝關節(jié)外展—ACL損傷危險因素之一。這與落地時以較小的膝關節(jié)屈曲勢必弱化下肢關節(jié)的肌肉耗散功能原理一致[9]。但以較大的髖、膝關節(jié)屈曲角度觸地并不能減弱人體承受的地面反作用力，緊隨研究表明采用較小的屈曲角、較大的屈曲角速度觸地可減弱對關節(jié)的沖擊負載[10]。有關側切動作中ACL損傷機制的研究包括神經(jīng)肌肉控制對ACL的影響：通過激活關節(jié)周圍的動態(tài)穩(wěn)定結構來實現(xiàn)關節(jié)的動態(tài)穩(wěn)定，這與肌肉力量和機體狀態(tài)即疲勞程度密切相關，肌力不足致使控制能力低下時會導致ACL損傷頻發(fā)，特別是側切動作這類高損傷風險動作中[11,12]；再者是易發(fā)生損傷的階段，將側切動作分為停止期和側方移動期進行生物力學指標對比表明：停止期膝關節(jié)最大外翻角、股四頭肌肌電活動比側方移動期大[13]，也有報道ACL損傷可能發(fā)生在接地后17～50毫秒之間[14]，一系列研究表明側切動作減速期(早期)被認為是ACL損傷的高發(fā)階段[15,16]。而影響側切動作的因素很多，包括不同的側切角度：較大角度的側切動作表現(xiàn)出的生物力學指標特點通常預示著膝關節(jié)ACL的損傷風險更大[5,6,17,18]。不同性別在完成側切動作時有不同的生物力學特征：觸地時刻和峰值時刻女性膝關節(jié)屈曲角度均顯著小于男性、更大的膝關節(jié)外展角和內(nèi)收力矩[19]以及較小的髖關節(jié)角度和較大的GRF沖量形成的運動模式致使女性運動員更易發(fā)生非接觸性ACL損傷[20]。有關不同接地的技術可用來指導ACL損傷預防，運動員在側切動作中應盡量采用足尖接地方式，踝關節(jié)跖屈肌的緩沖有助于保護膝關節(jié)，使其不致過度外翻[21,22]。當然，這些降低損傷發(fā)生的技術動作是可以通過訓練干預控制的，比如通過制定以增強式訓練、抗阻訓練、平衡訓練等方式的訓練方案干預顯示訓練干預可能能減輕膝關節(jié)不利影響[23]?；蚴请S機對照實驗表明預防訓練方案改變了側切動作中膝關節(jié)主動肌—拮抗肌—的運動模式，這對ACL可能是一種保護性運動策略[24]。造成ACL損傷的風險因素多而復雜，且大多往往同時存在、相互聯(lián)系、共同影響。

完成側切動作前，人體的移動速度和獲得移動速度的方式都存在差異，而不同速度下完成側切下肢所受負荷不同[25,26]，但是，關于不同獲得移動速度的方式對膝關節(jié)、髖、踝關節(jié)運動學、動力學以及地反作用力的研究并未得到足夠的重視。雖然有研究將垂直落地前沖、急停起跳、側切動作進行對比[27-29]，涉及了不同獲速方式，而完全不相同的動作，其本身就具有截然不同的運動特征。誠然，在生物力學特征表現(xiàn)中這些動作都屬于ACL損傷的高發(fā)動作，然而落地側切動作大量出現(xiàn)在籃球、足球和排球等項目跳躍落地后的瞬間啟動動作[30]，但是由平地助跑和自由落地兩獲速方式而完成的側切，兩者之間其下肢關節(jié)生物力學機制尚不清楚。鑒于此，此次研究將設計落地后45°角側切(LSC)與平地跑45°角側切(SC)對比分析兩種獲速方式的側切有關的膝關節(jié)矢狀面為主的生物力學特征及髖、踝關節(jié)在矢狀面內(nèi)的運動學、動力學特征，籍此進一步找出各種影響側切動作的因素用以提高側切技術、優(yōu)化下肢關節(jié)相關損傷風險的評估體系。

1 研究對象與方法

1.1 受試者

受試者為高水平足球運動員14人(表1),訓練年限7年及以上。所有受試者半年內(nèi)均無下肢關節(jié)損傷史，并在測試前24h無下肢關節(jié)肌肉疼痛和運動障礙。實驗開始前，所有參與者都獲悉本次研究的目的、要求、程序和其他細節(jié)并簽署知情協(xié)議書，所有實驗都在每天的同一時間進行。

表1 受試對象基本情況

1.2 測試方案

1.2.1 測試儀器。本研究受試者統(tǒng)一穿著安踏(中國)有限公司生產(chǎn)的慢跑鞋和統(tǒng)一的緊身褲。校準過的秤和視距儀進行測量身高和體重。初始坐標數(shù)據(jù)通過采集受試者的解剖中立位靜態(tài)實驗數(shù)據(jù)獲得。

VICON運動捕捉系統(tǒng)(Oxford metric Ltd., Oxford, UK)應用8個紅外攝像機捕捉側切期間的運動軌跡，運動學數(shù)據(jù)設置采樣頻率200Hz。下肢粘貼36個反光標志點(直徑12.5mm)用于跟蹤運動軌跡，反光標志點粘貼位置為左右髂前上棘，左右髂后上棘，內(nèi)外側髁，內(nèi)外側踝，左右第一和第五跖骨頭，第二趾骨遠端指間關節(jié)，六個跟蹤集簇固定于左右大小腿外側中部以及足后跟。

三維測力臺(AMTI, Watertown, MA, United States)獲取動力學數(shù)據(jù)，采樣頻率設置為1 000Hz。Vicon Nexus 1.8.6 軟件同步采集運動學數(shù)據(jù)和動力學數(shù)據(jù)。

紅外光閘感應器計算助跑通過距離的時間控制跑速。

圖1 動作方位、分解圖

1.2.2 測試流程。實驗開始前所有受試者均經(jīng)過專門的熱身，時間15min，主要以下肢關節(jié)熱身為主。完成側切跑動作時要求受試者在離測力臺4～5m處開始助跑，助跑速度4m/s，以左腿為支撐腿，前腳掌觸地(測力臺)，身體急速側切沿原跑動方向右前45°方向繼續(xù)跑動，4～6步后緩沖停止；完成落地側切動作時要求受試者站在離測力板前水平距離10～20cm木臺上(高40cm)處落下[31]，雙腳著地，前腳掌觸地(測力臺)，觸地后身體急速側切沿向原跑動方向右前45°方向蹬離，4～6步后緩沖停止(圖2)。采集每個受試者每個動作的有效數(shù)據(jù)5次。

助跑速度采取與Jos Vanrenterghem等研究一致[32]。由于有關ACL損傷的研究并沒有發(fā)現(xiàn)優(yōu)勢腿和非優(yōu)勢腿之間損傷率有顯著差異，因此本研究只對受試者左腿的支撐動作進行研究[33,34]。

1.3 數(shù)據(jù)處理

本文中，定義踝關節(jié)背曲、髖關節(jié)屈曲角度、力矩為正值(+)，對應的踝關節(jié)跖屈、髖關節(jié)伸展為負值(-)。膝關節(jié)屈曲角度、力矩為負值(-)，對應的膝關節(jié)伸展角度、伸膝力矩為正值(+)。

在進行統(tǒng)計分析之前，所有數(shù)據(jù)都經(jīng)過Shapiro-Wilk正態(tài)性檢驗，若不符合正態(tài)分布，則對非參數(shù)數(shù)據(jù)進行Wilcoxon配對符號秩檢驗。使用編寫的MATLAB腳本，提取并計算關節(jié)角度、關節(jié)力矩、關節(jié)角速度和關節(jié)功率、GRF。

使用Visual3D(version 3.26, C-Motion Inc., Germantown, MD, USA)軟件通過逆動力學方法計算獲得關節(jié)角度和力矩。關節(jié)活動度(ROM)采用觸地時關節(jié)角度與蹬伸結束時關節(jié)角度的差值計算。關節(jié)角度單位記為(°)，角速度單位記為(°/s)，關節(jié)力矩單位記為(Nm/kg)，關節(jié)功率單位記為(W/kg)，地面反作用力單位標準化為體重的倍數(shù)(BW)。

三維測力臺(AMTI, Watertown, MA, USA)同步(Vicon Nexus 1.8.6)軟件采集地面反作用力數(shù)據(jù)，采樣頻率1 000Hz。采集初次地面反作用力≥20N至地面反作用力≤20N時段，三個方向均相同。根據(jù)Winter對濾波器[35]頻率選擇，在子集中進行動力學殘差分析確定最合適的信噪比，最后采用Butterworth四階零相位滯后低通濾波器對原始運動學和動力學數(shù)據(jù)進行濾波平滑，截止頻率分別為設為10Hz和20Hz。然后將數(shù)據(jù)導出到MATLAB R2019a(The MathWorks, MA, United States)中，使用編寫的腳本處理數(shù)據(jù)。

1.4 統(tǒng)計學分析

WindowsTM軟件(SPSSs Inc, Chicago, IL, USA)的SPSS 24.0進行配對樣本t檢驗，檢驗關節(jié)初始角度、峰值角度、ROM、角速度、力矩峰值、功率峰值和GRF的差異，P<0.05設為有統(tǒng)計學意義。

MATLAB R2019a(The MathWorks, MA, United States)進行SPM(Statistical Parametric Mapping)分析，生成每個動作曲線，提取觸地支撐階段的所有運動學和動力學數(shù)據(jù)，用自定義的MATLAB腳本將數(shù)據(jù)點擴展為101個數(shù)據(jù)點(代表觸地著陸階段的0-100%)的時間序列曲線。然后使用開源SPM1d腳本的配對樣本t檢驗進行統(tǒng)計分析，顯著性閾值為P<0.05[36]。

2 研究結果

2.1 運動學結果

本研究運動學指標主要為左側下肢踝、膝和髖關節(jié)矢狀面的關節(jié)角度、角速度特點(圖2、圖3、表2)。測試結果顯示，LSC的踝、膝關節(jié)ROM呈增加趨勢，髖關節(jié)則相反。

圖3 踝、膝、髖三關節(jié)活動度

表2 本研究踝、膝、髖矢狀面運動學指標

圖2 踝、膝、髖三關節(jié)側切全過程關節(jié)角度、角速度SPM分析

膝關節(jié)測試結果顯示，在22.02%～48.70%階段的關節(jié)屈曲速度有顯著差異(P<0.001)，LSC的踝關節(jié)背曲速度從剛觸地時的顯著高于SC(P<0.001)到急劇降至趨近停止才逐步放緩，可見此階段踝關節(jié)跖屈肌發(fā)揮了明顯的緩沖作用而表現(xiàn)出更大的踝關節(jié)活動度ROM(P<0.001)。

膝關節(jié)測試結果顯示，兩種動作在23.16%～77.53%階段的膝關節(jié)屈曲角度呈現(xiàn)顯著差異(P=0.018)，LSC獲得更大的峰值屈曲角度(P<0.001)、活動度ROM(P<0.001)，同時屈膝角速度在13.89%～59.94%階段同樣呈現(xiàn)顯著差異(P<0.001)，LSC擁有更大的峰值屈曲角速度(P=0.013)。

髖關節(jié)測試結果顯示，在0%～54.02%階段的關節(jié)屈曲角度也存在顯著差異(P=0.038)。在觸地時刻SC的髖關節(jié)屈角顯著大于LSC(P<0.001)，整個動作，LSC的髖關節(jié)活動度ROM較SC更小(P<0.001)。但從髖關節(jié)屈曲角速度來看，SC的最大屈髖角度在整個動作的最開始，往后至結束都屬于關節(jié)的伸展，而LSC則存在一定的屈髖角度、角速度，所以兩者的髖關節(jié)會呈現(xiàn)不同的屈曲角速度(P<0.001)。

2.2 動力學結果

本研究動力學指標主要為左下肢踝、膝和髖關節(jié)矢狀面的關節(jié)力矩、關節(jié)功率及三維地面反作用力(圖4、表3)，這些指標中，除了膝關節(jié)功率峰值，LSC其余指標相較SC均顯著提高(P<0.005)。在36.77%～75.63%階段踝關節(jié)跖屈力矩呈現(xiàn)顯著差異(P<0.001)、LSC獲得更大的跖屈力矩峰值(P<0.001)。9.77%～32.51%階段膝關節(jié)伸膝力矩呈現(xiàn)顯著差異(P<0.001)、LSC獲得更大的伸膝力矩峰值(P<0.001)。68.94%～76.49%、78.80%～96.66%兩階段的伸髖力矩分別呈現(xiàn)顯著差異(P=0.004)、(P<0.001)，LSC獲得更大的峰值伸髖力矩(P<0.001)。

圖4 踝、膝、髖三關節(jié)側切全過程關節(jié)力矩SPM分析

關節(jié)功率測試結果顯示(圖5、表3)，完成LSC時表現(xiàn)出較大的踝、髖關節(jié)峰值功率(P<0.001)，較小的膝關節(jié)峰值功率(P<0.016)，但LSC下肢總功率更大?？梢妰煞N側切為了保證穩(wěn)定、有效地完成側切動作，使得下肢三關節(jié)在緩沖、蹬伸階段發(fā)力的方式發(fā)生調(diào)整。

圖5 踝、膝、髖三關節(jié)功率峰值

表3 本研究踝、膝、髖矢狀面動力學指標

三維地面反作用力測試結果顯示(圖6)，兩種側切在側切角度一致的情況下，水平向右方向地反無顯著差異，但LSC在1.20%～4.08%階段表現(xiàn)出更大的水平向后地反力(P=0.024)以及1.86%～4.60%、14.76%～29.25%兩階段更大的垂直地反力(P=0.026)、(P<0.001)。(表4)反力峰值顯示，除水平向右反力峰值和垂直向上反力加載率無顯著差異外，LSC在水平向后、垂直向上的地面反力峰值、第一峰值以及峰值加載率都有顯著提升(P<0.001)且均在側切早期階段。

圖6 三維地面反作用力的SPM分析

表4 三維地面峰值反力及加載率

3 分析與討論

落地過程中人體下肢承受較大的內(nèi)外沖擊負荷是造成損傷風險的潛在因素，由于很難精確地評價人體在體(in-vivo)解剖結構所承受的負荷分布和極限閾值，因此，基于人體試驗的生物力學研究很難給出明確的結論：高負荷就會產(chǎn)生損傷[37]。而通過采集人體的實際運動軌跡，再把運動學數(shù)據(jù)輸入到理論模型中進行仿真和優(yōu)化的新方法，為理解和探索下肢關節(jié)損傷機制提供新的理論優(yōu)化[38,39]。

多年來，雖針對運動員側切變向和落地緩沖引起的下肢關節(jié)損傷的生物力學機制研究一直受到人們廣泛的關注與討論[8,28,29,40-42]，但大多是將側切跑和落地緩沖作分為兩動作研究，所以將兩動作結合有關的下肢關節(jié)運動學、動力學策略并沒有得到足夠的重視和認識。畢竟在多數(shù)運動項目中，跳躍落地后并沒有充足的時間做緩沖且并非原地不動的，所以本研究著重以人體在0.4m高度下落為出發(fā)點，詳細探討在一定高度下落后啟動側切(LSC)與平地助跑側切(SC)，左腿(側切蹬伸腿)矢狀面內(nèi)各個關節(jié)ROM、關節(jié)角速度、關節(jié)力矩、關節(jié)功率峰值和GRF峰值的差異。本研究主要發(fā)現(xiàn)：①采用LSC動作踝、膝關節(jié)ROM和關節(jié)角速度顯著增加。②兩側切髖關節(jié)角度有著截然相反的表現(xiàn)：整個過程，SC髖關節(jié)屈角呈下降趨勢，而LSC髖關節(jié)屈角先增大后減小。③LSC的踝、髖關節(jié)力矩、功率呈現(xiàn)顯著提高。而LSC膝關節(jié)力矩峰值雖高于SC，但關節(jié)功率峰值較SC有所降低。④地面反作用力方面：LSC在水平向后、垂直向上地反峰值及峰值加載率有明顯的增加，水平向右地反無明顯差異。

人們通常在觸地后利用下肢關節(jié)屈曲和肌肉活動來減緩身體向下的加速度，而為了降低關節(jié)承載負荷，保持下肢緊張及軀干穩(wěn)定[4,17]，因此在采用落地啟動完成側切，運動員也會采用增大下肢踝、膝關節(jié)ROM方式耗散、緩沖來自地面的反力沖擊，這與前人研究結論相似[43,44]。但髖關節(jié)卻相反，不僅關節(jié)ROM沒有增大反而減小，這是因為平地助跑側切在觸地瞬間即形成半屈姿勢，隨后一直保持更伸展的髖關節(jié)角度完成整個側切，落地側切雖有小幅的髖關節(jié)屈曲與伸展，但這極有可能只是幫助耗散踝、膝關節(jié)未完全耗散的地面反作用力而產(chǎn)生的被動屈髖，這也有可能是為了保持騰空狀態(tài)時身體矢狀面上的相對平衡而未提前屈髖。另外，LSC在動作過程中其下肢踝、膝和髖關節(jié)角速度峰值均大于SC(表2)，這表明在側切前，人體希望通過加快下肢關節(jié)的屈曲來主動應對落地帶來的沖擊能量，因為增加人體下肢關節(jié)角速度可以減小落地過程承受的GRF[10]。值得注意的是(圖2)，LSC的踝關節(jié)角速度由背曲到跖屈的轉換比SC更為迅速，且在低速階段保持時間較長，這種差異可能是由于踝關節(jié)作為三關節(jié)首要受力關節(jié)，在落地啟動中第一時間承受了較大的反力沖擊而加快了關節(jié)角速度且保持更長時間的關節(jié)緊張(低速階段)為接下來的向前移動積攢更多、更穩(wěn)定的勢能做準備。

由于人體下肢肌肉骨骼系統(tǒng)具有緩沖減震的功能，所以在整個觸地時段其踝、膝和髖關節(jié)作用力峰值逐漸減小，且峰值出現(xiàn)時間不同分別延遲到達沖擊力峰值的時間[45]。以往研究都顯示騰空落地較跑動觸地時下肢所受沖擊負載更大，同時本研究兩相比較也明顯發(fā)現(xiàn)LSC下肢關節(jié)力矩峰值，踝、髖關節(jié)功率峰值更高。至于LSC膝關節(jié)功率為何較低，推測與踝、髖關節(jié)對緩沖貢獻較多有關，(圖5)表現(xiàn)出的踝、髖關節(jié)力矩峰值、關節(jié)功率峰值遠高于SC。有趣的是，LSC以更大的膝關節(jié)力矩完成側切時，相反關節(jié)功率峰值卻略低于SC。不難發(fā)現(xiàn)(表2)由于LSC整個過程所耗幀數(shù)(時間)顯著長于SC，膝關節(jié)應對緩沖時間更長致使功率稍低于SC。但總體上，無論從關節(jié)力矩峰值或關節(jié)功率峰值來看，完成LSC下肢所承受的沖擊負載更大。

水平向后的地面反作用力峰值是膝關節(jié)負載的重要來源，也是膝關節(jié)受傷的危險因素[29,46]。著地瞬間的向后地反第一峰值越大、膝角越小，ACL損傷的風險越大[8,40,47,48]，本研究測試結果顯示，LSC在1.20%～4.08%階段內(nèi)出現(xiàn)的向后地面反第一峰值以峰值及加載率顯著大于SC(P=0.024)、(P<0.001)，致使膝關節(jié)角度、角速度和伸膝力矩增加，而膝關節(jié)矢狀面負荷是ACL損傷的主要來源，這提示落地后的變向啟動會增加膝關節(jié)載荷。ACL最大張力發(fā)生在VGRF峰值時刻[49,50]，即最容易發(fā)生ACL損傷的時刻，LSC所受VGRF峰值在1.86%～4.60%和14.76%～29.25%兩階段均高于SC(P=0.026)、(P<0.001)，越大的VGRF，對ACL造成的損傷風險越大[51-53]。在觸地期間VGRF的增加會增加股四頭肌的收縮力從而增加膝關節(jié)、關節(jié)韌帶負荷[10]，較高的VGRF和VGRF耗散不足也可能增加ACL的損傷風險[54,55]。這些指標與水平向后地反力相同，都是致使落地后變向啟動發(fā)生膝關節(jié)損傷的危險因素。不可忽視的一點：致使膝關節(jié)發(fā)生關節(jié)外展的水平向右地面反作用力并無顯著差異，而水平向右地反一直以來被認為是平地側切變向中致使ACL損傷發(fā)生的主要危險因素之一，LSC的反力峰值和峰值加載率與其表現(xiàn)相似，這可能依然提示著水平向右地反力同樣也是LSC發(fā)生膝關節(jié)損傷的危險因子。

本研究在表面肌電相關技術(sEMG)上有所欠缺，分析股四頭肌以及腘繩肌等肌肉活動特征對分析側切動作同樣具有重要意義，肌電圖數(shù)據(jù)在后續(xù)研究中應予以考慮。其次，此次實驗對象未包括女性足球運動員以及其他項目運動員，不同項目的男性和女性運動員在此兩種側切過程中可能存在差異[4,56]，因此，在今后的研究中應考慮不同人群以及性別差異研究。

4 結 論

落地后啟動側切的變向方式，雖然降低了膝關節(jié)功率，但其余所有運動學、動力學及GRF指標都顯示下肢關節(jié)所承受的損傷風險更高，尤其是踝關節(jié)和膝關節(jié)。踝關節(jié)的高功率和跖屈肌的持續(xù)緊張、伸膝力矩和三維地反的顯著提高，使得該動作比本就充滿高損傷風險的平跑側切損傷風險更高。建議此動作較多的運動項目，教練員及運動員要更加注意對下肢關節(jié)的保護和弱勢肌肉、肌群肌力的加強，降低運動損傷風險，遠離傷病。